JP2005177212A - Radiographic image processing device, radiographic image processing system, radiographic system, radiographic device, radiographic image processing method, computer-readable storage medium and program - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、例えばＸ線等の放射線を利用して画像撮影を行うＸ線ＣＴ装置等の放射線一般を使用して被検体内の放射線特性分布を画像化する放射線撮像装置に関する。特には、コーンビームCT装置において、人体を回転させる場合に吸気強度を検出し、人体固定強度とすることを特徴とする。 The present invention relates to a radiation imaging apparatus that images radiation characteristic distribution in a subject using radiation in general, such as an X-ray CT apparatus that performs image capturing using radiation such as X-rays. In particular, the cone beam CT apparatus is characterized in that when the human body is rotated, the intake air intensity is detected to obtain a human body fixing intensity.
従来、被検体に対してＸ線を曝射し、該被検体を透過或いは被検体で散乱したＸ線をＸ線検出器で検出し、このＸ線検出出力（Ｘ線のフォトン数）に基づいて被検体の透視画像、断層像或いは三次元画像を撮像するＸ線ＣＴ装置が知られている。係るＸ線ＣＴ装置として、コーンビームＣＴ装置が開発されている。通常のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線ビームはＺ方向に薄く切り出されており、ファンビームと呼ばれるが、コーンビームＣＴ（ＣＢＣＴ）では、Ｚ方向にも広がったＸ線ビームを用い、このＸ線ビームはコーンビームと呼ばれる。 Conventionally, X-rays are exposed to a subject, X-rays transmitted through the subject or scattered by the subject are detected by an X-ray detector, and based on this X-ray detection output (number of photons of X-rays) An X-ray CT apparatus that captures a fluoroscopic image, a tomographic image, or a three-dimensional image of a subject is known. As such an X-ray CT apparatus, a cone beam CT apparatus has been developed. In a normal X-ray CT apparatus, the X-ray beam is cut out thinly in the Z direction, which is called a fan beam, but cone beam CT (CBCT) uses an X-ray beam that also spreads in the Z direction. The beam is called a cone beam.
ところで、Ｘ線ＣＴのスキャン中（データ収集中）は被写体は完全に固定していることが前提であり、スキャン中の体動、あるいは臓器の運動は再構成画像中に偽像を生じさせ、診断能の低下を招く。そこで患者を固定するための種々の技術が公開されている。 By the way, during X-ray CT scanning (during data acquisition), it is premised that the subject is completely fixed, and body motion or organ motion during scanning causes a false image in the reconstructed image, The diagnostic ability is reduced. Therefore, various techniques for fixing the patient are disclosed.
例えば、被検者に対して医療行為を行うために該被検者を支持する天板において、前記天板の被検者支持面の両縁に長手方向に沿って形成された断面がＴ字形状のガイドと、このガイドに着脱自在且つスライド自在に係合するフツクを両端部に備えた長さ可変のバンドとを具備することを特徴とする被検者支持天板。（例えば、特許文献１参照）
他の開示例によれば、医療用寝台の天板上に配置され、かつ被検体が載置される天板マットが被検体の体格に応じて拡張できる補助部材を備えたことを特徴とする医療用寝台マット。（例えば、特許文献２参照）
他の開示例によれば、被検者を回転可能に支持する支持体と、この支持体に乗った被検者にＸ線を照射するＸ線源と、前記被検者を挟んで前記Ｘ線源と対向配置され前記被検者の透過Ｘ線を検出するＸ線検出器と、このＸ線検出器によって検出された透過Ｘ線からＸ線画像を取得する手段とを備えたＸ線画像診断装置において、前記支持体は、前記Ｘ線画像取得手段によってＸ線画像を得るときに、前記被検者の体表に密接して前記被検者を支持するように流体を注入される膨張体と、この膨張体への流体の注入又は排出を制御する手段とを備えたことを特徴とするＸ線画像診断装置。（例えば、特許文献３参照）
他の開示例によれば、Ｘ線診断装置の天板に被検査者を固定するためのバンドセットであって、前記天板に巻付けられ、該天板に固定される第１のバンドと、各々の一端が前記第１のバンドの天板表側の側部よりやや内側に縫合され、他端に圧着型ファスナが形成され互いに接合可能な２本の第２のバンドと、一端が前記第１のバンドの裏側の側部近傍に縫合され被検査者を包んで固定する少なくとも１本の第３のバンドと、を有することを特徴とする被検査者固定バンド。（例えば、特許文献４参照）
この出願の発明に関連する先行技術文献としては次のものがある。
According to another disclosed example, the top mat on which the subject is placed and disposed on the top of the medical bed includes an auxiliary member that can be expanded according to the size of the subject. Medical sleeper mat. (For example, see Patent Document 2)
According to another disclosed example, a support that rotatably supports the subject, an X-ray source that irradiates the subject on the support with X-rays, and the X across the subject. An X-ray image provided with an X-ray detector arranged to face the radiation source and detecting the transmitted X-rays of the subject, and means for acquiring an X-ray image from the transmitted X-rays detected by the X-ray detector In the diagnostic apparatus, when the X-ray image is acquired by the X-ray image acquisition means, the support is inflated by injecting fluid so as to support the subject in close contact with the body surface of the subject An X-ray diagnostic imaging apparatus comprising: a body; and means for controlling injection or discharge of fluid into the expansion body. (For example, see Patent Document 3)
According to another disclosed example, a band set for fixing an examinee to a top plate of an X-ray diagnostic apparatus, the first band being wound around the top plate and fixed to the top plate; The first band is stitched slightly inward from the side of the top side of the top band of the first band, the second band is formed with a crimp-type fastener at the other end, and one end is the first band. And at least one third band which is sewn in the vicinity of the side of the back side of one band and wraps and fixes the subject. (For example, see Patent Document 4)
Prior art documents related to the invention of this application include the following.
人体回転型のＣＴにおいては、患者の体動を小さくするため、あるいは患者の落下を防止するために患者をベルト等で天板に固定される。しかし、胸部撮影において体動を小さくするために、胸部に渡したベルトの固定力を強くすると呼吸がしにくくなる問題がある。ベルトで局部的に固定する替わりに、エアーバックなどが考えられているが、エアーバックにおいても強度の調整が難しい。 In the human body rotation type CT, the patient is fixed to the top board with a belt or the like in order to reduce the patient's body movement or prevent the patient from falling. However, in order to reduce body movement in chest imaging, there is a problem that breathing becomes difficult if the fixing force of the belt passed to the chest is increased. An air bag or the like is considered instead of locally fixing with a belt, but it is difficult to adjust the strength of the air bag.
そこで、平常状態において、胸部に圧迫が加わらないように固定ベルトを調整し、被写体に吸気状態に移行したし際に、肋骨が持ち上がる力を利用して人体固定力を得ることとする。そして、前記固定力を検出し、基準値と比較することにより、充分な固定力が得られるかを判断し、充分な場合は撮影可能として、充分でない場合は、固定ベルトを強めることとする。 Therefore, in a normal state, the fixing belt is adjusted so that pressure is not applied to the chest, and when the subject shifts to the inhalation state, a force for lifting the ribs is used to obtain a human body fixing force. Then, the fixing force is detected and compared with a reference value to determine whether a sufficient fixing force can be obtained. If sufficient, photographing can be performed, and if not sufficient, the fixing belt is strengthened.
請求項１の発明によれば、被写体を固定するための天板手段、前記天板に連結する固定ベルト手段、前記固定ベルトに付加され前記被写体の吸気強度を計測するための吸気強度検知手段、撮影制御手段から構成され、前記撮影制御手段は前記吸気強度が基準値より大きい場合に撮影可能状態とすることを特長にする。請求項２の発明によれば、請求項１の発明において、前記吸気強度検出は前記天板と前記固定ベルトの連結部の引張強度を検出することで計算されることを特徴とする。請求項３の発明によれば、請求項１の発明において、前記吸気強度検出は前記固定ベルト間の連結部の引張強度を検出することで計算される。
According to the invention of
以上説明したように本発明によれば、ベルトを固定した際の固定強度はなく、被写体の呼吸強度を検出して撮影の可否を判断することで、患者呼吸に不適当な固定強度でベルトを固定することを回避できる。 As described above, according to the present invention, there is no fixing strength when the belt is fixed, and by detecting the respiratory strength of the subject and determining whether or not photographing is possible, the belt is fixed with a fixing strength inappropriate for patient breathing. Fixing can be avoided.
本発明の好ましい実施形態を、添付図面（図１乃至６）を参照しながら詳細に説明する。 A preferred embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings (FIGS. 1 to 6).
図１は、本発明の全体像を説明するための概念図である。図１の上段は実施例１であるが、被写体５が固定ベルト４によって天板３に固定されている。この状態での被写体は最大吸気状態ではなく、自然呼吸状態である。この状態での吸気強度検出部１は、撮影可能吸気強度を満足していない。この状態から被写体が意識的最大吸気を行うと、肋骨が起き上がって胸部の断面積が大きくなり固定ベルト４に伸びる力が働いて呼吸強度検出部１が、撮影可能吸気強度以上になる。この状態でＣＴのデータ収集を行うと患者が天板に適度に固定されており、データ収集中の体動を小さくすることが可能である。図１の上段の実施例１が、吸気強度検出部１が固定ベルト４と天板３の連結部に設けられているのに対して、図１中段の実施例２では、天板３に接続された固定ベルトの結合部分に吸気強度検出部２が取り付けられている。図１下段の実施例３では、吸気強度検出部６は固定ベルト結合部でなく、ベルト部分にと取り付けられている。吸気強度検出部としては、張力センサや歪ゲージを使用することができる。張力センサの例としては、コイルと温度計を使用したＥＭセンサや心臓筋肉の収縮力を計測する力変位センサが考えられる。
FIG. 1 is a conceptual diagram for explaining the overall image of the present invention. The upper part of FIG. 1 is Example 1, but the
図２は、実施例の構成例である。X線焦点１１から発射されたX線は、人体１６を透過したのちに胸当て１３板及び散乱線除去グリッド（図示しない）を通過した後に２次元検出器１２に到達する。２次元検出器１２は、半導体センサから構成され、１画素が２５０ｘ２５０μｍ、センサ外形が４３ｘ４３ｃｍである。画素数は１７２０ｘ１７２０画素である。２次元検出器１２で取得されたデータは、再構成手段１４に転送されて画像再構成がされる。Ｘ線焦点１１と２次元検出器１２の幾何学的配置によりファン角φ、コーン角が決定される。本実施例では、正方形の２次元検出器を使用しているので、ファン角とコーン角は同じである。
FIG. 2 is a configuration example of the embodiment. X-rays emitted from the X-ray
図３に実施例１のシステムブロック図を示す。システム全体は一のコンピュータシステムにより構成される。ＢＵＳ２４はコンピュータの内部バスと考えることができ、このＢＵＳを介して制御信号やデータの送信受信が行われる。制御手段１８はコンピュータのＣＰＵとある。インタフェース手段２１を介して撮影開始の指示が出される。撮影の指示がされると、吸気強度検出手段１７は、被写体の吸気強度を検出する。吸気強度が撮影開始に適当であれば、インタフェース手段２１に撮影準備完了の表示がされる（図示しない）。撮影開始の指示が出されると制御手段１８からの指示により人体１６が固定された回転テーブル１５が回転を開始する。
FIG. 3 shows a system block diagram of the first embodiment. The entire system is composed of one computer system. The BUS 24 can be considered as an internal bus of the computer, and control signals and data are transmitted and received via the BUS. The control means 18 is a computer CPU. An instruction to start photographing is issued via the interface means 21. When a shooting instruction is given, the intake air intensity detecting means 17 detects the intake air intensity of the subject. If the intake air intensity is appropriate for the start of photographing, a completion of preparation for photographing is displayed on the interface means 21 (not shown). When an instruction to start photographing is issued, the rotary table 15 to which the
制御手段１８は回転テーブル１５から発生されるエンコーダ信号（図示しない）を監視し、所定の一定速度、及び角度に到達したかを確認する。所定の一定速度、及び角度に到達した時点でＸ線発生手段１１に信号を送りＸ線曝射を開始する。該エンコーダ信号はデータの積分タイミング決定にも使用される。 The control means 18 monitors an encoder signal (not shown) generated from the rotary table 15 and confirms whether a predetermined constant speed and angle have been reached. When a predetermined constant speed and angle are reached, a signal is sent to the X-ray generation means 11 to start X-ray exposure. The encoder signal is also used to determine the data integration timing.
テーブル一回転あたり２５０００パルスを発生させるエンコーダを使用する場合に、一回転に対して１０００ビューの投影データを収集するとすれば、エンコーダ信号２５パルス毎に２次元検出器１２からデータが収集されることになる。制御手段１８では該エンコードパルスをカウントして２５パルス毎に積分信号を発生させて、２次元検出器１２に到達したＸ線量をカウントする。本実施例においては、Ｘ線は連続に発生されることを想定しているが、これに限定されるものでなく、該エンコーダ信号をもとに２次元検出器１２の積分区間に合わせてパルス状のＸ線を発生させてもよい。２次元検出器１２からのデータはＢＵＳ２４を介して逐次的に再構成手段１４に転送される。データの転送は、回転テーブル１５が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数が収集されるまで続く。Ｘ線曝射が完了した直後に最後の投影データが収集される。収集された投影データは、再構成手段１４で３Ｄボクセルデータに再構成される。
If an encoder that generates 25000 pulses per rotation of the table is used and if 1000 views of projection data are collected per rotation, data is collected from the two-dimensional detector 12 every 25 pulses of the encoder signal. become. The control means 18 counts the encode pulses, generates an integrated signal every 25 pulses, and counts the X-ray dose reaching the two-dimensional detector 12. In the present embodiment, it is assumed that X-rays are continuously generated, but the present invention is not limited to this. X-rays may be generated. Data from the two-dimensional detector 12 is sequentially transferred to the reconstruction unit 14 via the BUS 24. Data transfer continues until the
再構成手段１４は、前処理、フィルタ処理、逆投影処理から構成される。前処理は、オフセット処理、ＬＯＧ変換、ゲイン補正、欠陥補正から構成される。フィルタ処理では、ラマチャンドラン関数あるいはシェップローガン関数が一般的であり、本実施例でもこれらを使用する。フィルタ処理されたデータは逆投影される。これらフィルタ処理から逆投影までのアルゴリズムは、フェルドカンプのアルゴリズムを使用している。逆投影が完了してＣＴの断面画像が再構成されると断面は画像表示手段１９に表示される。 The reconstruction unit 14 includes preprocessing, filter processing, and back projection processing. The preprocessing includes offset processing, LOG conversion, gain correction, and defect correction. In the filter processing, a Ramachandran function or a Shepp Logan function is generally used, and these are also used in this embodiment. The filtered data is backprojected. The algorithm from the filtering process to the back projection uses the Feldkamp algorithm. When the back projection is completed and the CT cross-sectional image is reconstructed, the cross-section is displayed on the image display means 19.
ここで、再構成アルゴリズムは、フェルドカンプのアルゴリズムを使用するが、これに限定されるものではない。参考文献には、フェルドカンプ（Ｆｅｌｄｋａｍｐ）とデイビス（Ｄａｖｉｓ）およびクレス（Ｋｒｅｓｓ）が記載した方法（「実用コーンビームアルゴリズム」（”Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ｃｏｎｅ−Ｂｅａｍ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ”），Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．Ａ１，６１２〜６１９，１９８４がある。 Here, although the Feldkamp algorithm is used as the reconstruction algorithm, the reconstruction algorithm is not limited to this. References include the method described by Feldkamp, Davis and Kress ("Practical Cone-Beam Algorithm"), J. Opt. Soc. Am. 612-619, 1984.
図４に示した実施例のフローチャートを用いて説明する。インタフェース手段２１を介して撮影開始の指示が出される（Ｓ１０１）。撮影の指示がされると、吸気強度検出手段により吸気強度が検出される（Ｓ１０３）。吸気強度検出時点においては、被写体は意識的最大吸気状態であるように指導されている。検出された吸気強度が、予め決められた撮影吸気強度以上であれば、撮影可能と判断されて回転テーブルが回転を開始する（Ｓ１０５）。被写体が意識的最大吸気状態であっても、撮影吸気強度未満の場合は固定ベルトの再設定が行われる（Ｓ０１４）。固定ベルトの設定は、自然呼吸状態で調整されるが、設定が弱すぎたものと考えられる。 This will be described with reference to the flowchart of the embodiment shown in FIG. An instruction to start photographing is issued via the interface unit 21 (S101). When an instruction for photographing is given, the intake air intensity is detected by the intake air intensity detector (S103). At the time of detecting the intake intensity, the subject is instructed to be in a conscious maximum intake state. If the detected intake air intensity is greater than or equal to a predetermined photographing intake air intensity, it is determined that photographing is possible and the rotation table starts rotating (S105). Even if the subject is in the conscious maximum inhalation state, the fixing belt is reset if the photographing inspiration intensity is lower (S014). The setting of the fixed belt is adjusted in the natural breathing state, but it is considered that the setting was too weak.
制御手段１８は回転テーブル１５から発生されるエンコーダ信号（図示しない）を監視し、所定の一定速度、及び角度に到達したかを確認する。所定の一定速度、及び角度に到達した時点でＸ線発生手段１１に信号を送りＸ線曝射を開始する。回転テーブル１５が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数（プロジェクション数）に達すれば、制御手段１８はＸ線発生手段に指令して、Ｘ線の曝射を停止する。その後回転テーブル１５を減速させながら停止まで制御する（Ｓ１０６）。 The control means 18 monitors an encoder signal (not shown) generated from the rotary table 15 and confirms whether a predetermined constant speed and angle have been reached. When a predetermined constant speed and angle are reached, a signal is sent to the X-ray generation means 11 to start X-ray exposure. When the rotary table 15 rotates a predetermined rotation angle and reaches a predetermined view number (projection number), the control means 18 instructs the X-ray generation means to stop the X-ray exposure. Thereafter, the rotating table 15 is controlled to be stopped while decelerating (S106).
データ収集中においても、吸気強度検出手段１７によって被写体の吸気強度が周期的に記録されているが、撮影完了時点で、撮影中の吸気強度が撮影吸気強度以下になったかの確認を行う（Ｓ１０７）。撮影吸気強度に不具合がなければ、収集されたデータにより再構成（Ｓ１０９）が行われて撮影が終了する（Ｓ１１２）。 Even during data collection, the intake air intensity of the subject is periodically recorded by the intake air intensity detection means 17, but at the time of completion of imaging, it is confirmed whether the intake air intensity during imaging is equal to or lower than the imaging intake air intensity (S107). . If there is no problem with the imaging intake air intensity, reconstruction is performed using the collected data (S109), and imaging ends (S112).
しかし、撮影中の吸気強度が撮影吸気強度以下になった場合は、体動が発生した可能性が高い。そこで体動検出が行われる（Ｓ１０９）。体動検出の結果に従ってフルスキャンデータ中からハーフスキャン分のデータを抽出するデータ並べ替え（Ｓ１１０）が行われて、当該ハーフスキャンデータによってハーフ再構成がされて（Ｓ１１１）、撮影が終了する（Ｓ１１２）。ただし、後述するようにデータ並べ替え（Ｓ１１０）およびハーフ再構成（Ｓ１１１）は、分割画像ごとに行われる。具体的には、図６に示すような分割画像領域毎に運動領域、停止領域、体動領域が設定され、体動領域に対応する分割画像領域のみが、データ並べ替え（Ｓ１１０）およびハーフ再構成（Ｓ１１１）は、分割画像ごとに行われる。 However, if the inspiration intensity during photographing is less than or equal to the photographing inspiration intensity, there is a high possibility that body movement has occurred. Therefore, body motion detection is performed (S109). Data rearrangement (S110) for extracting half scan data from full scan data is performed according to the result of body motion detection, half reconstruction is performed by the half scan data (S111), and imaging is completed (S111). S112). However, as will be described later, data rearrangement (S110) and half reconstruction (S111) are performed for each divided image. Specifically, a motion area, a stop area, and a body movement area are set for each divided image area as shown in FIG. 6, and only the divided image areas corresponding to the body movement area are rearranged (S110) and half-reset. The configuration (S111) is performed for each divided image.
体動検出（Ｓ１０９）を詳しく説明する。最初の実施例は、特開2002-355241に開示された方法と近似の方法である。図５の左は、ある一方向の投影データの例であるが、簡単のために偶然に胸部を正面から撮影した画像であったとする。この画像をＺ軸方向（体軸方向）に分割画像（短冊状）に７分割して、各分割画像間において回転前後の差分画像の２乗平均（以後、簡単に差分平均と呼ぶ）を計算し、グラフ化したものが図５の右側である。分割画像（１）乃至（４）の差分平均グラフは、人体が楕円状の断面を有することによるパターンを示しているが、分割画像（５）乃至（７）は、心臓の拍動を表すパターンになっている。また、分割画像（１）と（２）を比較すると、０度から２２５度までは類似のパターンを示しているが、それ以降は異なるパターンとなっている。これは、分割画像（１）の領域に対して体動が発生したことを示している。 Body motion detection (S109) will be described in detail. The first embodiment is a method approximate to the method disclosed in JP-A-2002-355241. The left side of FIG. 5 is an example of projection data in one direction, but for the sake of simplicity, it is assumed that the image is an image of the chest taken accidentally from the front. This image is divided into seven divided images (strip-shaped) in the Z-axis direction (body axis direction), and the mean square of the difference images before and after rotation is calculated between the divided images (hereinafter simply referred to as difference average). The graph is the right side of FIG. The difference average graphs of the divided images (1) to (4) show patterns due to the human body having an elliptical cross section, but the divided images (5) to (7) are patterns representing heart beats. It has become. Further, when the divided images (1) and (2) are compared, a similar pattern is shown from 0 degrees to 225 degrees, but after that a different pattern is obtained. This indicates that body movement has occurred in the area of the divided image (1).
各分割画像の差分平均グラフ中に、体動が存在するかを検出する方法を図６で説明する。ここで注することは、体動と心臓拍動のような周期運動を分離する必要があることである。最初に、分割画像毎にフーリエ変換などによりスペクトル解析が行われる（Ｓ２０１）。心臓による拍動の可能性を検出するのであれば、０．７５−１．５秒の周期をもつスペクトルが存在するかを検査する（Ｓ２０２）。存在する場合は、直ちに運動領域と認定される（Ｓ２０３）。次に、拍動を示すようなスペクトルが検出されない場合は、体動の有無を検出する（Ｓ２０４）。体動の検出は、０度と３６０度における差分平均を比較して、その差が予め設定された閾値以下であれば、連続性が保たれているので体動がないとする。体動が検出されない場合は、当該分割画像は停止領域と認定する（Ｓ２０５）。体動が検出された場合は、当該分割画像領域は運動領域と認定する（２０６）。 A method of detecting whether or not body motion exists in the difference average graph of each divided image will be described with reference to FIG. The point to note here is that it is necessary to separate periodic movements such as body movements and heart beats. First, spectrum analysis is performed for each divided image by Fourier transform or the like (S201). If the possibility of pulsation by the heart is detected, it is examined whether or not a spectrum having a period of 0.75 to 1.5 seconds exists (S202). If it exists, it is immediately recognized as an exercise area (S203). Next, when a spectrum indicating pulsation is not detected, the presence or absence of body movement is detected (S204). The body movement is detected by comparing the average difference between 0 degrees and 360 degrees. If the difference is equal to or less than a preset threshold value, it is assumed that there is no body movement because continuity is maintained. If no body movement is detected, the divided image is recognized as a stop area (S205). If body movement is detected, the divided image area is recognized as an exercise area (206).
体動領域と認定された分割画像に対しては、更に体動区間の認定を行う（Ｓ２０７）。この認定結果により、フルスキャンデータ中から、体動区間を含まないようにハーフデータが決定される。そこで、他の分割画像において停止領域と認定された分割領域がある場合は、図７に示すように分割画像間で差分平均の差を計算する。図７の例では、２００度までは差はゼロであり、２００−３６０度で差が発生している。具体的には、差分平均の差が連続して１８０＋ファン角分連続する区間でハーフデータを作成する。次に、他の分割画像において停止領域と認定された分割領域がない場合は、特開2000-217810に開示されている方法と同様に、１８０＋ファン角分の連続区間をシフトさせ、その都度の再構成画像を画質確認することでハーフデータが決定される。 For the divided image that is recognized as the body movement area, the body movement section is further certified (S207). Based on this authorization result, half data is determined from the full scan data so as not to include the body movement section. Therefore, when there is a divided area recognized as a stop area in another divided image, a difference average difference between the divided images is calculated as shown in FIG. In the example of FIG. 7, the difference is zero until 200 degrees, and the difference occurs at 200 to 360 degrees. Specifically, half data is created in a section in which the difference of the average difference is continuously 180 + fan angles. Next, when there is no divided area recognized as a stop area in the other divided images, the continuous section for 180 + fan angle is shifted in the same manner as the method disclosed in JP-A-2000-217810, and each time Half data is determined by confirming the image quality of the reconstructed image.
１１ Ｘ線発生手段
１２ ２次元検出器
１３ 胸当て
１４ 再構成手段
１５ 回転テーブル
１６ 人体
１７ 呼吸強度検出手段
１８ 制御手段
１９ 画像表示手段
２１ インタフェース手段
２４ ＢＵＳ
11 X-ray generation means 12 Two-dimensional detector 13 Breast pad 14 Reconstruction means 15 Rotary table 16 Human body 17 Respiration intensity detection means 18 Control means 19 Image display means 21 Interface means 24 BUS
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