JP2009050379A - X-ray diagnostic apparatus - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To acquire three-dimensional image data being long in the body axis direction of a subject despite easily avoiding a contact with the subject and being easily handled. <P>SOLUTION: A first X-ray imaging means having a first X-ray tube 7a and a first flat panel type X-ray detector 8a, and a second X-ray imaging means having the second X-ray tube 7b and the second flat panel type X-ray detector 8b, acquire image data by the first and second flat panel type X-ray detectors 8a and 8b, respectively, while rotating the first and second X-ray tubes 7a and 7b and the first and second flat panel type X-ray detectors 8a and 8b about the body axis of the subject H, and three-dimensional reconstruction data continuing in the body axis direction of the subject H, namely the three dimensional image data being long in the body axis direction of the subject H is acquired based on the image data. <P>COPYRIGHT: (C)2009,JPO&INPIT

Description

この発明は、Ｘ線を被検者に照射するＸ線管等のＸ線照射手段と、Ｘ線照射手段から照射されるＸ線を受けるフラットパネル型Ｘ線検出器等のＸ線二次元検出手段とから成るＸ線撮影手段を備え、そのＸ線撮影手段で得られた画像データに基づいて三次元再構成データを得るように構成したＸ線診断装置に関する。   The present invention provides two-dimensional X-ray detection such as an X-ray irradiation means such as an X-ray tube for irradiating a subject with X-rays, and a flat panel X-ray detector for receiving X-rays emitted from the X-ray irradiation means. The present invention relates to an X-ray diagnostic apparatus comprising an X-ray imaging unit comprising: a three-dimensional reconstruction data based on image data obtained by the X-ray imaging unit.

この種のＸ線診断装置としては、次のようなものが知られている。
Ｃアーム構造の保持装置に、患者（被検者）にＸ線を曝射するＸ線管と、患者を透過した透過Ｘ線を検出するＸ線検出部とを備え、Ｘ線管およびＸ線検出部を患者の周りに回転機構によって回転できるように構成されている。
また、患者を載置する患者天板と、患者の患部に挿入するカテーテルに対して造影剤を供給するインジェクタとが備えられている。 The following are known as this type of X-ray diagnostic apparatus.
The holding device having the C-arm structure includes an X-ray tube that emits X-rays to a patient (subject) and an X-ray detection unit that detects transmitted X-rays transmitted through the patient. The detection unit can be rotated around the patient by a rotation mechanism.
Moreover, the patient top plate which mounts a patient and the injector which supplies a contrast medium with respect to the catheter inserted in a patient's affected part are provided.

更に、Ｘ線検出部から出力される画像信号を取り込んで二次元の画像データとして収集する二次元画像収集手段と、この二次元画像収集手段で収集した二次元画像データを表示するモニタと、二次元画像収集手段から入力される二次元画像データのうち対応する投影角度どうしの二次元画像データの差分をとるサブトラクション処理を行い、差分画像の二次元画像データを生成する画像処理手段と、二次元画像収集手段で収集した二次元画像データを基に投影角度情報を用いた三次元再構成を行い、三次元画像データを生成する三次元再構成手段と、この三次元再構成手段で生成した三次元画像データを記憶したり三次元画像として表示する三次元ワークステーションとが備えられている。   Furthermore, a two-dimensional image collection unit that captures an image signal output from the X-ray detection unit and collects it as two-dimensional image data, a monitor that displays the two-dimensional image data collected by the two-dimensional image collection unit, Image processing means for performing subtraction processing for obtaining a difference between two-dimensional image data at corresponding projection angles among the two-dimensional image data input from the two-dimensional image collection means, and generating two-dimensional image data of the difference image; Three-dimensional reconstruction means for generating three-dimensional image data by performing three-dimensional reconstruction using projection angle information based on the two-dimensional image data collected by the image collecting means, and the tertiary generated by the three-dimensional reconstruction means A three-dimensional workstation for storing original image data or displaying it as a three-dimensional image.

上記構成により、透視を行ってモニタに表示される透視像を見ながら患者の頚部にカテーテルを侵入する。このとき、二次元画像収集手段により、マスク像を二次元画像データとして収集する。次いで、カテーテルを通して造影剤を注入し、二次元画像収集手段により、動脈層を含むコントラスト像を収集する。それらのマスク像の二次元画像データとコントラスト像の二次元画像データとで対応する投影角度どうしのサブトラクション処理を行い、処理済みの二次元画像データを三次元再構成手段に送り、三次元画像データを取得するようになっている（特許文献１参照）。   With the above configuration, the catheter is inserted into the patient's neck while performing fluoroscopy and viewing a fluoroscopic image displayed on the monitor. At this time, the mask image is collected as two-dimensional image data by the two-dimensional image collecting means. Next, a contrast medium is injected through the catheter, and a contrast image including the arterial layer is collected by the two-dimensional image collecting means. The two-dimensional image data of the mask image and the two-dimensional image data of the contrast image are subjected to subtraction processing between the corresponding projection angles, and the processed two-dimensional image data is sent to the three-dimensional reconstruction means to obtain the three-dimensional image data. (See Patent Document 1).

また、造影剤の総注入量の減少と検査時間の短縮を目的として、同一患部に対して同位相で２方向から同時に撮影を行えるように構成したもの、すなわち、Ｘ線管とＸ線検出部（Ｘ線受像部など）をＣ型アームの両端に対向して取り付けた装置を２台用いるように構成したものもあった（特許文献２および３参照）。
特開２００６−３４９５２号公報 特開２００４−１８１１１５号公報 特開２００５−１３１００１号公報 In addition, for the purpose of reducing the total injection amount of contrast medium and shortening the examination time, the same affected part can be simultaneously imaged from two directions in the same phase, that is, an X-ray tube and an X-ray detector. Some devices are configured to use two devices (such as an X-ray image receiving unit) attached to both ends of the C-arm so as to face each other (see Patent Documents 2 and 3).
JP 2006-34952 A JP 2004-181115 A JP-A-2005-131001

しかしながら、上述従来例の場合、次のような課題があった。
被検者の体軸方向に長い三次元画像データを得ようとする場合、Ｘ線管とＸ線検出部を被検者の体軸方向に移動させるとともに同じ操作を２回繰り替えさなければならず、三次元画像データの取得に手間を要し、術者のみならず、被検者に多大な負担を強いる不都合があった。
これを回避するために、Ｘ線検出部を大きいもので構成することが考えられるが、様々な投影角での透視、撮影を行うために投影角を深くとろうとするといったように、そのような大きいＸ線検出部を被検者に対して斜め方向に配置して透視や撮影を行う場合、Ｘ線検出部が被検者に接触しやすくなり、その回転操作を極めて行いづらく、画像データの取得に手間を要し、従来同様に、術者のみならず、被検者に多大な負担を強いる不都合は解消されないものであった。
また、血管撮影などのように造影剤を注入した状態で被検者の体軸方向に幅広い範囲にわたって撮影する場合にあっては、造影剤を注入しない状態での撮影に加えて造影剤を注入した状態での撮影を行うため、術者のみならず、被検者に一層多大な負担を強いる不都合があり、造影剤を注入しない状態での撮影時間を短縮することが望まれる。
更に、このような造影剤を注入した状態での撮影に際しては、造影剤の注入量が増加するに伴って被検者の負担が大きくなる不都合があった。 However, the conventional example described above has the following problems.
When trying to obtain three-dimensional image data that is long in the body axis direction of the subject, the X-ray tube and the X-ray detector must be moved in the body axis direction of the subject and the same operation must be repeated twice. In addition, it takes time to acquire the three-dimensional image data, and there is an inconvenience that imposes a great burden not only on the operator but also on the subject.
In order to avoid this, it is conceivable to configure the X-ray detection unit with a large one. However, such as trying to take a projection angle deep in order to perform fluoroscopy and imaging at various projection angles, When a large X-ray detection unit is arranged in an oblique direction with respect to the subject to perform fluoroscopy or radiography, the X-ray detection unit is likely to come into contact with the subject and the rotation operation is extremely difficult to perform. It takes time and effort to acquire, and as before, the inconvenience of forcing a great burden not only on the operator but also on the subject has not been solved.
In addition, in the case of imaging over a wide range in the body axis direction of the subject with contrast medium injected, such as angiography, in addition to imaging without injection of contrast medium, contrast medium is injected Therefore, there is a disadvantage in that not only the operator but also the subject is subjected to a greater burden, and it is desired to shorten the imaging time in a state where no contrast medium is injected.
Furthermore, when imaging with such a contrast agent injected, there is a disadvantage that the burden on the subject increases as the injection amount of the contrast agent increases.

この発明は、上述のような事情に鑑みてなされたものであって、被検者との接触を避けやすくて取り扱いやすいものでありながら、被検者の体軸方向に長い三次元画像データを取得できるようにすることを目的とする。また、本発明は血管撮影などのように造影剤を注入した状態で被検者の体軸方向に幅広い範囲にわたって撮影するときに術者および被検者の負担を軽減することを目的とし、更に、血管撮影などのように造影剤を注入した状態での撮影時に、造影剤の注入量を少なくして被検者の負担を一層軽減できるようにすることを目的とする。   The present invention has been made in view of the circumstances as described above, and it is easy to avoid contact with the subject and easy to handle, while the three-dimensional image data long in the body axis direction of the subject is obtained. The purpose is to be able to obtain. Another object of the present invention is to reduce the burden on the operator and the subject when photographing over a wide range in the body axis direction of the subject in a state where a contrast medium is injected as in angiography, etc. It is an object of the present invention to reduce the burden on a subject by reducing the amount of contrast medium injected during imaging in a state in which a contrast medium is injected, such as angiography.

請求項１に係る発明は、上述のような目的を達成するために、次のような構成をとる。
すなわち、Ｘ線を被検者に照射する第１のＸ線照射手段と前記第１のＸ線照射手段から照射されるＸ線を受ける第１のＸ線二次元検出手段とを備えるとともに前記第１のＸ線照射手段および第１のＸ線二次元検出手段を被検者の体軸周りで回転可能に構成した第１のＸ線撮影手段と、前記第１のＸ線撮影手段とは被検者の体軸方向に撮影領域が連なるように配置されてＸ線を被検者に照射する第２のＸ線照射手段と前記第２のＸ線照射手段から照射されるＸ線を受ける第２のＸ線二次元検出手段とを備えるとともに前記第２のＸ線照射手段および第２のＸ線二次元検出手段を被検者の体軸周りで回転可能に構成した第２のＸ線撮影手段と、前記第１のＸ線撮影手段で得られる画像データと前記第２のＸ線撮影手段で得られる画像データとに基づいて被検者の体軸方向に連なる三次元再構成データを取得する三次元再構成データ取得手段と、を備えたことを特徴としている。 The invention according to claim 1 has the following configuration in order to achieve the above-described object.
That is, the first X-ray irradiation means for irradiating the subject with X-rays and the first X-ray two-dimensional detection means for receiving the X-rays emitted from the first X-ray irradiation means and the first X-ray irradiation means. A first X-ray imaging unit configured to rotate one X-ray irradiation unit and the first X-ray two-dimensional detection unit around a body axis of the subject, and the first X-ray imaging unit include: A second X-ray irradiating means that is arranged in such a manner that the imaging regions are connected in the body axis direction of the examiner and irradiates the subject with X-rays, and a second X-ray that is irradiated from the second X-ray irradiating means. 2 X-ray two-dimensional detection means and the second X-ray irradiation means and the second X-ray two-dimensional detection means configured to be rotatable around the body axis of the subject. Means, image data obtained by the first X-ray imaging means, and image data obtained by the second X-ray imaging means. There have been a three-dimensional reconstruction data acquisition means for acquiring a three-dimensional reconstruction data continuing in the body axis direction of the examinee, comprising the.

（作用・効果）
請求項１に係る発明のＸ線診断装置の構成によれば、第１のＸ線撮影手段と第２のＸ線撮影手段とにより、第１および第２のＸ線照射手段と第１および第２のＸ線二次元検出手段とを被検者の体軸周りに回転させながら、第１のＸ線撮影手段と第２のＸ線撮影手段それぞれで画像データを取得し、それらの画像データに基づいて、被検者の体軸方向に連なる三次元再構成データ、すなわち、被検者の体軸方向に長い三次元画像データを取得することができる。
したがって、短時間で被検者の体軸方向に長い三次元画像データを取得できるから、術者はもちろんのこと被検者の負担を軽減できる。
しかも、第１および第２のＸ線二次元検出手段それぞれとしては、従来同様に小型のもので構成できるから、被検者の体軸方向に傾斜した斜入撮影など、心血管検査のように、深い傾斜角での透視、撮影が必要な場合にも支障なく対応できる。
また、第１のＸ線撮影手段と第２のＸ線撮影手段とを合理的に設けることにより、被検者の体軸方向に長いＸ線二次元検出手段を用いず、被検者との接触を避けやすくて取り扱いやすいものでありながら、被検者の体軸方向に長い三次元画像データを取得すること
ができる。 (Action / Effect)
According to the configuration of the X-ray diagnostic apparatus of the first aspect of the invention, the first and second X-ray irradiation means and the first and second X-ray irradiation means are constituted by the first X-ray imaging means and the second X-ray imaging means. While rotating the X-ray two-dimensional detection means 2 around the body axis of the subject, the first X-ray imaging means and the second X-ray imaging means respectively acquire image data, and the image data Based on this, it is possible to acquire three-dimensional reconstruction data that is continuous in the body axis direction of the subject, that is, three-dimensional image data that is long in the body axis direction of the subject.
Therefore, since three-dimensional image data long in the body axis direction of the subject can be acquired in a short time, the burden on the subject as well as the operator can be reduced.
Moreover, since each of the first and second X-ray two-dimensional detection means can be configured with a small size as in the prior art, as in the case of cardiovascular examination such as oblique imaging that is inclined in the body axis direction of the subject. Even when it is necessary to see through and shoot at a deep tilt angle, it can be handled without any problem.
In addition, by providing the first X-ray imaging means and the second X-ray imaging means rationally, without using the X-ray two-dimensional detection means that is long in the body axis direction of the subject, While being easy to avoid and handle, it is possible to acquire three-dimensional image data that is long in the body axis direction of the subject.

また、請求項２に係る発明は、
請求項１に記載のＸ線診断装置において、
第１のＸ線撮影手段と第２のＸ線撮影手段による撮影位相を同調させる撮影位相同調手段を備えて構成する。 The invention according to claim 2
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1,
An imaging phase tuning unit that synchronizes imaging phases of the first X-ray imaging unit and the second X-ray imaging unit is provided.

（作用・効果）
請求項２に係る発明のＸ線診断装置の構成によれば、第１のＸ線撮影手段で得られる画像データと第２のＸ線撮影手段で得られる画像データとに基づいて被検者の体軸方向に連なる三次元再構成データを取得する場合に、第１のＸ線撮影手段と第２のＸ線撮影手段による撮影位相差分を考慮するだけで済むから、三次元再構成データの取得を容易に行うことができる。 (Action / Effect)
According to the configuration of the X-ray diagnostic apparatus of the invention according to claim 2, based on the image data obtained by the first X-ray imaging means and the image data obtained by the second X-ray imaging means, When acquiring three-dimensional reconstruction data continuous in the body axis direction, it is only necessary to consider the imaging phase difference between the first X-ray imaging means and the second X-ray imaging means. Can be easily performed.

また、請求項３に係る発明は、
請求項１または２に記載のＸ線診断装置において、
第１のＸ線撮影手段で得られる画像データと第２のＸ線撮影手段で得られる画像データそれぞれに、被検者の体軸方向で重複する画像データが含まれるように構成する。 The invention according to claim 3
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1 or 2,
Each of the image data obtained by the first X-ray imaging unit and the image data obtained by the second X-ray imaging unit is configured to include image data overlapping in the body axis direction of the subject.

（作用・効果）
請求項３に係る発明のＸ線診断装置の構成によれば、第１のＸ線撮影手段で得られる画像データと第２のＸ線撮影手段で得られる画像データそれぞれにおいて、互いに隣り合う側の端部の画像データから重複した特定の画像データ分（例えば、重複幅の中心箇所を境界線にしてその境界線から端縁までの部分など）を除去して繋ぎ合わせることにより、一連の長い画像データを取得できる。
したがって、端部に生じがちな不鮮明な画像部分を除去でき、良好な三次元再構成データを取得できる。 (Action / Effect)
According to the configuration of the X-ray diagnostic apparatus of the third aspect of the present invention, in the image data obtained by the first X-ray imaging means and the image data obtained by the second X-ray imaging means, on the side adjacent to each other. A series of long images by removing and joining specific image data that overlaps from the image data at the edge (for example, the central part of the overlap width as a boundary and the part from the boundary to the edge). Data can be acquired.
Therefore, it is possible to remove an unclear image portion that tends to occur at the end, and to obtain good three-dimensional reconstruction data.

また、請求項４に係る発明は、
請求項１、２、３のいずれかに記載のＸ線診断装置において
第１のＸ線撮影手段および第２のＸ線撮影手段による撮影が造影剤の注入状態で行うものである。 The invention according to claim 4
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1, wherein imaging by the first X-ray imaging unit and the second X-ray imaging unit is performed in a contrast agent injection state.

（作用・効果）
請求項４に係る発明のＸ線診断装置の構成によれば、血管撮影などのように造影剤を注入した状態で被検者の体軸方向に幅広い範囲にわたって撮影するときに、ひとつのＸ線撮影手段で被検者の体軸方向に移動させて撮影を２回繰り返す場合に比べて撮影時間を短縮でき、術者はもちろんのこと被検者の負担を軽減できる。 (Action / Effect)
According to the configuration of the X-ray diagnostic apparatus of the invention according to claim 4, when imaging is performed over a wide range in the body axis direction of the subject in a state in which a contrast medium is injected as in angiography, one X-ray is obtained. The imaging time can be shortened as compared with the case where the imaging means moves in the body axis direction of the subject and the imaging is repeated twice, and the burden on the subject as well as the operator can be reduced.

また、請求項５に係る発明は、
請求項４に記載のＸ線診断装置において、
第１のＸ線撮影手段および第２のＸ線撮影手段のうちの造影剤の注入開始側に位置するＸ線撮影手段による撮影をその撮影領域に造影剤が注入されるに至る時間経過後に開始し、次いで、他方のＸ線撮影手段による撮影領域に造影剤が注入されるに至る時間経過後に他方のＸ線撮影手段による撮影を開始する撮影制御手段を備えて構成する。 The invention according to claim 5
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 4,
Imaging by the X-ray imaging means located on the contrast agent injection start side of the first X-ray imaging means and the second X-ray imaging means is started after elapse of time until the contrast agent is injected into the imaging region. Then, an imaging control unit that starts imaging by the other X-ray imaging unit after a lapse of time until the contrast medium is injected into the imaging region by the other X-ray imaging unit is provided.

（作用・効果）
請求項５に係る発明のＸ線診断装置の構成によれば、注入開始側に位置するＸ線撮影手段による撮影をその撮影領域に造影剤が注入された時点で行い、その注入された造影剤が他方のＸ線撮影手段の撮影領域に流入した時点で他方のＸ線撮影手段による撮影を行うことができるから、被検者の体軸方向に広い範囲にわたって造影剤を流入させてから第１および第２のＸ線撮影手段によって撮影する場合に比べ、造影剤の注入量を少なくでき、被検者の負担を軽減できる。 (Action / Effect)
According to the configuration of the X-ray diagnostic apparatus of the invention according to claim 5, the imaging by the X-ray imaging means located on the injection start side is performed when the contrast agent is injected into the imaging region, and the injected contrast agent Can be taken by the other X-ray imaging means when it flows into the imaging region of the other X-ray imaging means, and therefore the first time after the contrast agent is introduced over a wide range in the body axis direction of the subject. Compared with the case of imaging by the second X-ray imaging means, the amount of contrast medium injected can be reduced, and the burden on the subject can be reduced.

この発明のＸ線診断装置の構成によれば、第１のＸ線撮影手段と第２のＸ線撮影手段とにより、第１および第２のＸ線照射手段と第１および第２のＸ線二次元検出手段とを被検者の体軸周りに回転させながら、第１のＸ線撮影手段と第２のＸ線撮影手段それぞれで画像データを取得し、それらの画像データに基づいて、被検者の体軸方向に連なる三次元再構成データ、すなわち、被検者の体軸方向に長い三次元画像データを取得することができる。
したがって、短時間で被検者の体軸方向に長い三次元画像データを取得できるから、術者はもちろんのこと被検者の負担を軽減できる。
しかも、第１および第２のＸ線二次元検出手段それぞれとしては、従来同様に小型のもので構成できるから、被検者の体軸方向に傾斜した斜入撮影など、心血管検査のように、深い傾斜角での透視、撮影が必要な場合にも支障なく対応できる。
また、第１のＸ線撮影手段と第２のＸ線撮影手段とを合理的に設けることにより、被検者の体軸方向に長いＸ線二次元検出手段を用いず、被検者との接触を避けやすくて取り扱いやすいものでありながら、被検者の体軸方向に長い三次元画像データを取得することができる。 According to the configuration of the X-ray diagnostic apparatus of the present invention, the first and second X-ray irradiation means and the first and second X-rays are obtained by the first X-ray imaging means and the second X-ray imaging means. While rotating the two-dimensional detection means around the body axis of the subject, image data is acquired by each of the first X-ray imaging means and the second X-ray imaging means, and based on the image data, It is possible to acquire three-dimensional reconstruction data continuous in the body axis direction of the examiner, that is, three-dimensional image data long in the body axis direction of the subject.
Therefore, since three-dimensional image data long in the body axis direction of the subject can be acquired in a short time, the burden on the subject as well as the operator can be reduced.
Moreover, since each of the first and second X-ray two-dimensional detection means can be configured with a small size as in the prior art, as in the case of cardiovascular examination such as oblique imaging that is inclined in the body axis direction of the subject. Even when it is necessary to see through and shoot at a deep tilt angle, it can be handled without any problem.
In addition, by providing the first X-ray imaging means and the second X-ray imaging means rationally, without using the X-ray two-dimensional detection means that is long in the body axis direction of the subject, While being easy to avoid and handle, it is possible to acquire three-dimensional image data that is long in the body axis direction of the subject.

次に、この発明の実施例について、図面に基づいて詳細に説明する。
図１は、この発明に係るＸ線診断装置の実施例を示す全体概略斜視図であり、基台１に被検者Ｈを載せる検診台２が設けられている。
天井に設けたレール３に第１のＸ線撮影手段４ａが設けられ、一方、検診台２の被検者Ｈの頭部よりも身体側に第２のＸ線撮影手段４ｂが設けられている。 Next, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
FIG. 1 is an overall schematic perspective view showing an embodiment of an X-ray diagnostic apparatus according to the present invention, in which an examination table 2 on which a subject H is placed is provided on a base 1.
A first X-ray imaging unit 4 a is provided on the rail 3 provided on the ceiling, and a second X-ray imaging unit 4 b is provided on the body side of the head of the subject H on the examination table 2. .

第１のＸ線撮影手段４ａは次のように構成されている。
すなわち、レール３に水平方向に移動可能に第１の保持部材５ａが設けられ、その第１の保持部材５ａに、水平方向の軸心（被検者Ｈの体軸）周りで回転可能にリング状の第１のアーム６ａが設けられている。第１のアーム６ａには、Ｘ線を被検者Ｈに照射する第１のＸ線照射手段としての第１のＸ線管７ａと、第１のＸ線管７ａから照射されるＸ線を受ける第１のＸ線二次元検出手段としての第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａとが取り付けられ、第１のアーム６ａの回転により、第１のＸ線管７ａおよび第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａを被検者Ｈの体軸周りで回転できるように構成されている。 The first X-ray imaging unit 4a is configured as follows.
That is, a first holding member 5a is provided on the rail 3 so as to be movable in the horizontal direction, and the first holding member 5a is provided with a ring that is rotatable around a horizontal axis (body axis of the subject H). A first arm 6a having a shape is provided. The first arm 6a is provided with a first X-ray tube 7a as a first X-ray irradiation means for irradiating the subject H with X-rays and X-rays irradiated from the first X-ray tube 7a. A first flat panel X-ray detector 8a serving as a first X-ray two-dimensional detection means is attached, and the first X-ray tube 7a and the first flat panel are rotated by the rotation of the first arm 6a. The X-ray detector 8a is configured to be rotated around the body axis of the subject H.

第２のＸ線撮影手段４ｂは次のように構成されている。
すなわち、基台９に水平方向の軸心（被検者Ｈの体軸）周りで回転可能に第２の保持部材５ｂが設けられ、その第２の保持部材５ｂに、被検者Ｈの体軸に直交する水平方向の軸心周りで回転可能にＣ形の第２のアーム６ｂが設けられている。第２のアーム６ｂには、Ｘ線を被検者Ｈに照射する第２のＸ線照射手段としての第２のＸ線管７ｂと、第２のＸ線管７ｂから照射されるＸ線を受ける第２のＸ線二次元検出手段としての第２のフラットパネル型Ｘ線検出器８ｂとが取り付けられ、第２の保持部材５ｂの回転により、第２のＸ線管７ｂおよび第２のフラットパネル型Ｘ線検出器８ｂを被検者Ｈの体軸周りで回転できるように構成されている。 The second X-ray imaging unit 4b is configured as follows.
That is, a second holding member 5b is provided on the base 9 so as to be rotatable about a horizontal axis (body axis of the subject H), and the body of the subject H is provided on the second holding member 5b. A C-shaped second arm 6b is provided so as to be rotatable around a horizontal axis perpendicular to the axis. The second arm 6b is provided with a second X-ray tube 7b as a second X-ray irradiation means for irradiating the subject H with X-rays, and X-rays irradiated from the second X-ray tube 7b. A second flat panel type X-ray detector 8b as a second X-ray two-dimensional detection means is attached, and the second X-ray tube 7b and the second flat are rotated by the rotation of the second holding member 5b. The panel type X-ray detector 8b is configured to be rotatable around the body axis of the subject H.

図２の回転範囲の説明に供する摸式図に示すように、第１のＸ線撮影手段４ａにおいて、その第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａが、時計回り方向で水平位置よりも約６０°下方の位置ＳＡ１を始点とし、反時計回り方向で水平位置よりも約５°下方の位置ＳＡ３を終点とするように回転させられるように構成されている。その回転範囲内で、時計回り方向で水平位置よりも約５°下方の位置ＳＡ２から終点ＳＡ３に回転する間で撮影を行って画像データを収集するように構成されている。   As shown in the schematic diagram for explaining the rotation range of FIG. 2, in the first X-ray imaging means 4a, the first flat panel X-ray detector 8a is approximately clockwise from the horizontal position. It is configured to be rotated so that the position SA1 below 60 ° is the start point and the position SA3 is about 5 ° below the horizontal position in the counterclockwise direction and the end point is the end point. Within the rotation range, the image data is collected by taking an image while rotating from the position SA2 about 5 ° below the horizontal position to the end point SA3 in the clockwise direction.

一方、第２のＸ線撮影手段４ｂにおいては、図２に示すように、その第２のフラットパネル型Ｘ線検出器８ｂが、時計回り方向で水平位置よりも約５°下方の位置ＳＢ１を始点とし、反時計回り方向で水平位置よりも約６０°下方の位置ＳＢ３を終点とするように回転させられるように構成されている。その回転範囲内で、始点ＳＢ１から反時計回り方向で水平位置よりも約５°下方の位置ＳＢ２に回転する間で撮影を行って画像データを収集するように構成されている。
すなわち、第１および第２のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａ，８ｂが同一軌跡を回転移動しながら、第１および第２のＸ線撮影手段４ａ，４ｂが、被検者Ｈに対して同一範囲内の画像データを収集するように構成されている。 On the other hand, in the second X-ray imaging means 4b, as shown in FIG. 2, the second flat panel X-ray detector 8b has a position SB1 that is about 5 ° below the horizontal position in the clockwise direction. The start point is configured to be rotated so that the end point is a position SB3 that is approximately 60 ° below the horizontal position in the counterclockwise direction. Within the rotation range, the image data is collected by shooting while rotating from the start point SB1 to the position SB2 approximately 5 ° below the horizontal position in the counterclockwise direction.
That is, the first and second flat panel X-ray detectors 8a and 8b rotate and move on the same locus, while the first and second X-ray imaging units 4a and 4b are the same with respect to the subject H. It is configured to collect image data within the range.

また、図３の撮影領域の説明に供する摸式図〔（ａ）は第１および第２のフラットパネル型Ｘ線検出器の配置構成を概略的に示す模式図、（ｂ）はＸ線の照射状態を概略的に示す模式図〕、および、図４の収集される画像データの説明に供する摸式図に示すように、第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａによる撮影領域ＤＡと第２のフラットパネル型Ｘ線検出器８ｂによる撮影領域ＤＢとが、被検者Ｈの体軸方向で隣接され、かつ、その隣り合う部分において、互いに所定面積部分ＤＴが重複するように設定されている。画像処理においては、この重複箇所ＤＴの幅の中心を境界線Ｌにして、その境界線Ｌからそれぞれの端縁までの部分の画像ＤＡ１，ＤＡ２が除去されて繋ぎ合わされる。   3 is a schematic diagram [(a) is a schematic diagram schematically showing the arrangement of the first and second flat panel X-ray detectors, and (b) is an X-ray diagram for explaining the imaging region of FIG. Schematic diagram schematically showing the irradiation state] and a schematic diagram for explaining the collected image data in FIG. 4, as shown in the imaging area DA and the first area by the first flat panel X-ray detector 8a. The imaging region DB by the flat panel X-ray detector 8b of 2 is adjacent in the body axis direction of the subject H, and the adjacent area DT is set to overlap with each other in the adjacent portion. Yes. In the image processing, the center of the width of the overlapping portion DT is set as the boundary line L, and the images DA1 and DA2 of the part from the boundary line L to each edge are removed and connected.

第１のＸ線撮影手段４ａには、図５の画像処理構成のブロック図に示すように、種々の情報および命令を入力する操作部１０と、これら入力された情報および命令に基づいてＸ線撮影および画像処理を制御する主制御部１１と、この主制御部１１により制御されながら第１のＸ線管７ａおよび第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａを回転させる回転駆動機構１２と、第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａで検出された画像データに基づいて被検者Ｈの関心領域の三次元再構成データを生成する画像再構成を行ない、その生成した三次元再構成データを取得する三次元再構成データ取得手段としてのデータ処理部１３とが備えられている。第２のＸ線撮影手段４ｂも同様に構成されている。   As shown in the block diagram of the image processing configuration in FIG. 5, the first X-ray imaging unit 4a includes an operation unit 10 for inputting various information and commands, and an X-ray based on the input information and commands. A main control unit 11 that controls imaging and image processing; a rotation drive mechanism 12 that rotates the first X-ray tube 7a and the first flat panel X-ray detector 8a while being controlled by the main control unit 11; Based on the image data detected by the first flat panel X-ray detector 8a, image reconstruction is performed to generate three-dimensional reconstruction data of the region of interest of the subject H, and the generated three-dimensional reconstruction data And a data processing unit 13 as a three-dimensional reconstruction data acquisition means for acquiring. The second X-ray imaging unit 4b is similarly configured.

第１のＸ線撮影手段４ａを例にして説明するが、図６〔（ａ）はＸ線管とフラットパネル型Ｘ線検出器との一走査形態を示す概略側面図、（ｂ）は（ａ）の概略斜視図である〕に示すように、被検者Ｈの周りの円周軌道上に被検者Ｈを挟んで２つの円弧軌道を対向して設定し、両円弧軌道のいずれか一方の円弧軌道上に第１のＸ線管７ａを移動させるのと同期して、他方の円弧軌道上に第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａを第１のＸ線管７ａとの間隔が一定になるように移動させる円弧走査を行うとともに、被検者Ｈの特定の断層面上の任意の点が第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａの検出面上で常に同じ位置になるように、第１のＸ線管７ａの被検者ＨへのＸ線照射角度θを変えながら断続的な撮影を行なう。なお、Ｘ線照射角度θは、任意の角度範囲内に設定できるが、ここでは例えば、＋θmax （＋９５°）〜−θmax （−９５°）の範囲内とする。   The first X-ray imaging unit 4a will be described as an example. FIG. 6 (a) is a schematic side view showing one scanning form of an X-ray tube and a flat panel X-ray detector, and FIG. a) is a schematic perspective view of a), as shown in FIG. 2, two circular arc tracks are set opposite to each other across the subject H on a circumferential trajectory around the subject H, In synchronization with the movement of the first X-ray tube 7a on one arcuate trajectory, the distance between the first flat panel X-ray detector 8a and the first X-ray tube 7a on the other arcuate trajectory. Arc scanning is performed so that the movement is constant, and arbitrary points on a specific tomographic plane of the subject H are always at the same position on the detection plane of the first flat panel X-ray detector 8a. As described above, intermittent imaging is performed while changing the X-ray irradiation angle θ to the subject H of the first X-ray tube 7a. The X-ray irradiation angle θ can be set within an arbitrary angle range, but here, for example, it is set within the range of + θmax (+ 95 °) to −θmax (−95 °).

操作部１０からは、被検者Ｈの関心領域を撮影する前に、図２に示す第１のＸ線管７ａから第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａまでの距離や、第１のＸ線管７ａおよび第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａを円弧移動させる間にどの程度のピッチで撮影を行なうかというビュー数（所望の枚数に設定できるが、ここでは例えば１９０枚とする）などが予め設定入力される。なお、この操作部１０としては、キーボード、マウス、タッチパネルなどの入力装置が用いられる。   Before photographing the region of interest of the subject H from the operation unit 10, the distance from the first X-ray tube 7a to the first flat panel X-ray detector 8a shown in FIG. The number of views (which can be set to a desired number of images) at which pitch is to be taken while the X-ray tube 7a and the first flat panel X-ray detector 8a are moved in an arc, can be set to a desired number. ) And the like are input in advance. As the operation unit 10, an input device such as a keyboard, a mouse, or a touch panel is used.

主制御部１１には、操作部１０と、回転駆動機構１２およびデータ処理部１３とが接続されている。主制御部１１は、操作部１０より設定入力された各情報に基づいて、回転駆動機構１２とデータ処理部１３とをそれぞれ制御している。制御内容については、各部にて後述する。   The main control unit 11 is connected to the operation unit 10, the rotation drive mechanism 12, and the data processing unit 13. The main control unit 11 controls the rotation drive mechanism 12 and the data processing unit 13 based on each information set and input from the operation unit 10. Details of the control will be described later in each section.

回転駆動機構１２は、図２に示すように、被検者Ｈの周りの円周軌道上に被検者Ｈを挟んで２つの円弧軌道を対向して設定し、両円弧軌道のいずれか一方の円弧軌道上に第１のＸ線管７ａを移動させるのと同期して、他方の円弧軌道上に第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａを第１のＸ線管７ａとの間隔が一定になるように移動させる円弧走査を行うものである。このとき、被検者Ｈに向けて第１のＸ線管７ａから照射されるコーンビーム状のＸ線の中心点が、常に、回転中心軸Ｃ上の特定の点でもある、被検者Ｈの特定断層面の中心点Ｏ（図２（ｂ）参照）を透過して、第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａの検出面の中心点に垂直に入射されるように、第１のＸ線管７ａと第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａとを対向させている。   As shown in FIG. 2, the rotation drive mechanism 12 sets two circular arc tracks facing each other across the subject H on a circumferential trajectory around the subject H, and either one of the two circular arc tracks. Synchronously with the movement of the first X-ray tube 7a on the other arc orbit, the distance between the first flat panel X-ray detector 8a and the first X-ray tube 7a on the other arc orbit is increased. Arc scanning is performed so as to move it to be constant. At this time, the center point of the cone beam-shaped X-ray irradiated from the first X-ray tube 7a toward the subject H is always a specific point on the rotation center axis C. Of the first tomographic plane is transmitted through the center point O of the specific tomographic plane (see FIG. 2B) and perpendicularly incident on the center point of the detection plane of the first flat panel X-ray detector 8a. The X-ray tube 7a and the first flat panel X-ray detector 8a are opposed to each other.

データ処理部１３には、第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａにより走査各位置で検出された投影データ（検出信号）に基づいて、関心領域の三次元再構成データを生成する画像再構成を行なう画像処理部１４と、この画像処理部１４で画像再構成された関心領域の三次元再構成データを記憶する三次元画像メモリ１５とが備えられている。以下に、画像処理部１４と三次元画像メモリ１５の具体的な機能について説明する。   The data processor 13 generates image reconstruction data for generating three-dimensional reconstruction data of the region of interest based on projection data (detection signals) detected at each scanning position by the first flat panel X-ray detector 8a. And a 3D image memory 15 for storing 3D reconstruction data of the region of interest reconstructed by the image processing unit 14. Hereinafter, specific functions of the image processing unit 14 and the three-dimensional image memory 15 will be described.

次に、フェルドカンプ（Feldkamp）法による、関心領域の三次元再構成データを生成する画像再構成の一連の処理手順について、図５，図６を参照しながら概説する。
先ず、図６に示すように、被検者Ｈの関心領域のほぼ中心に設定される回転中心軸Ｃ周りの円周軌道上に被検者Ｈを挟んで２つの円弧軌道を対向して設定し、両円弧軌道のいずれか一方の円弧軌道上に第１のＸ線管７ａを移動させるのと同期して、他方の円弧軌道上に第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａを第１のＸ線管７ａとの間隔が一定になるように移動させる円弧走査を行うことで、被検者Ｈの関心領域についての撮影を行ない、走査各位置で検出された、被検者Ｈの関心領域についての一群の投影データを取得する。次に、この一群の投影データを個別に、後述する所定の第１の重み付け処理を行なう。 Next, a series of processing procedures for image reconstruction for generating three-dimensional reconstruction data of the region of interest by the Feldkamp method will be outlined with reference to FIGS.
First, as shown in FIG. 6, two circular arc trajectories are set opposite to each other with the subject H sandwiched on a circumferential trajectory around the rotation center axis C set at substantially the center of the region of interest of the subject H. In synchronism with the movement of the first X-ray tube 7a on one of the two circular arc tracks, the first flat panel X-ray detector 8a is placed on the other circular arc track. The region of interest of the subject H is imaged by performing an arc scan that moves so that the distance from the X-ray tube 7a becomes constant, and the subject's interest of interest H detected at each scanning position is obtained. Acquire a group of projection data for the region. Next, a predetermined first weighting process to be described later is performed on the group of projection data individually.

次いで、第１の重み付け処理後の各投影データに対して、後述する所定のコンボリューション処理を施す。次に、コンボリューション処理後の各投影データに対して、後述する所定の第２の重み付け処理を行なう。次に、第２の重み付け処理した後の投影データを個別に、後述する所定の逆投影（バックプロジェクション：ＢＰ）処理してＢＰ像（三次元再構成データ）を生成する。このようにして、関心領域の三次元再構成データを生成する画像再構成が行なわれる。なお、オペレータは、この三次元再構成データから任意の断層面の画像を選択することで、選択した断層画像（Ｘ軸方向から見た断層画像）が見られる。   Next, a predetermined convolution process to be described later is performed on each projection data after the first weighting process. Next, a predetermined second weighting process described later is performed on each projection data after the convolution process. Next, the projection data after the second weighting process is individually processed by a predetermined back projection (back projection: BP) described later to generate a BP image (three-dimensional reconstruction data). In this way, image reconstruction for generating three-dimensional reconstruction data of the region of interest is performed. The operator selects an image of an arbitrary tomographic plane from the three-dimensional reconstruction data, so that the selected tomographic image (tomographic image viewed from the X-axis direction) can be seen.

また、上述のフェルドカンプ（Feldkamp）のアルゴリズムは、次に示す式（１）〜式（３）として表される。異なる角度からの複数の投影データＰΦ に基づいて、立方体ｆ（ｒ）を再構成するのである（図７のフェルドカンプアルゴリズムを説明するための模式図参照）。   Further, the above-described Feldkamp algorithm is expressed as the following equations (1) to (3). The cube f (r) is reconstructed based on a plurality of projection data PΦ from different angles (see the schematic diagram for explaining the Feldkamp algorithm in FIG. 7).

ただし、ｆ（ｒ）は、再構成される立方体（三次元再構成データ）の位置ｒでの画素データである。Ｙ（ｖｒ），Ｚ（ｖｒ）は、位置ｒの画素が第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａの検出面上に投影される点の座標であり、前記の小文字のｖは「ベクトル」を意味しており、以下、適宜に小文字の「ｖ」でもってベクトルを表すものとする。ＰΦ は、投影角度Φでの第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａの検出面上の投影データである。ｇｙ は、Filtered Back Projectionのフィルタ関数と呼ばれ、後述する｜ω｜（絶対値オメガ）フィルタ関数である。Ｗ１ ，Ｗ２ は、ビームの広がりの影響を補正するための係数であり、Ｗ１ は、後述する第１の重み付け処理に関する係数であり、Ｗ２ は、後述する第２の重み付け処理に関する係数である。   Here, f (r) is pixel data at a position r of a cube to be reconstructed (three-dimensional reconstruction data). Y (vr) and Z (vr) are the coordinates of the point at which the pixel at the position r is projected on the detection surface of the first flat panel X-ray detector 8a, and the lowercase letter v is “vector”. Hereinafter, a vector is represented by a lower case letter “v” as appropriate. PΦ is projection data on the detection surface of the first flat panel X-ray detector 8a at the projection angle Φ. gy is called a filter function of Filtered Back Projection and is a | ω | (absolute value omega) filter function described later. W1 and W2 are coefficients for correcting the influence of beam spread, W1 is a coefficient related to a first weighting process described later, and W2 is a coefficient related to a second weighting process described later.

画像処理部１４には、図５に示すように、撮影により得られた一群の投影データを個別に所定の第１の重み付け処理を行なう第１の重み付け処理部１５と、この第１の重み付け処理後の各投影データに対して所定のコンボリューション処理を施すコンボリューション処理部１７と、このコンボリューション処理後の各投影データに対して所定の第２の重み付け処理を行なう第２の重み付け処理部１８と、この第２の重み付け処理した後の投影データを個別に所定の逆投影（バックプロジェクション：ＢＰ）処理してＢＰ像（三次元再構成データ）を生成する逆投影処理部１９とが備えられている。   As shown in FIG. 5, the image processing unit 14 includes a first weighting processing unit 15 that individually performs a predetermined first weighting process on a group of projection data obtained by photographing, and the first weighting process. A convolution processing unit 17 that performs a predetermined convolution process on each subsequent projection data, and a second weighting processing unit 18 that performs a predetermined second weighting process on each projection data after the convolution process. And a back projection processing unit 19 that individually generates a BP image (three-dimensional reconstruction data) by subjecting the projection data after the second weighting process to a predetermined back projection (back projection: BP). ing.

第１の重み付け処理部１６は、撮影により得られた一群の投影データを個別に所定の第１の重み付け処理を行なう。具体的には、図８の第１の重み付け処理部による余弦補正を説明するための模式図に示すように、走査各位置で第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａで検出された各投影データに対して、第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａの各画素行ｉごとにビュー方向の画素検出レベル変動を補正する。なお、図８に示すように、被検者Ｈに向けて第１のＸ線管７ａから照射されるコーンビーム状のＸ線の中心点が、常に、被検者Ｈの特定断層面の中心点Ｏ（回転中心軸Ｃ上の点でもある）を透過して、第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａの検出面の中心点に垂直に入射されるようになっている。   The first weighting processing unit 16 performs a predetermined first weighting process on each group of projection data obtained by photographing. Specifically, as shown in the schematic diagram for explaining cosine correction by the first weighting processing unit in FIG. 8, each projection detected by the first flat panel X-ray detector 8a at each scanning position. The pixel detection level fluctuation in the view direction is corrected for each pixel row i of the first flat panel X-ray detector 8a for the data. As shown in FIG. 8, the center point of the cone beam-shaped X-ray irradiated from the first X-ray tube 7 a toward the subject H is always the center of the specific tomographic plane of the subject H. The light passes through the point O (which is also a point on the rotation center axis C) and enters the center point of the detection surface of the first flat panel X-ray detector 8a perpendicularly.

続いて、第１の重み付け処理部１６は、図８に示すように、投影データに対して、次に示す式（４）に基づく重み付け処理を行なう。
cos θ＝ＳＩＤ／（ＳＩＤ２ ＋Ｙj２ ＋Ｚj２ ）１／２ …… （４）
つまり、各画素に式（４）のcos θをかけて重み付け処理を行なう。例えば、画素Ｄijは、Ｙj ・cos θとすることで、重み付け処理後の画素値が求められる。これはビューによらず一定であるので、重み付け処理として予め作られている。このようにして、第１の重み付け処理後の投影データを算出する（図９のコンボリューション部での一連の処理を説明するための模式図には、「第１の重み付け処理後投影像：ＳＣ（ｉ，ｊ）」として図示している）。 Subsequently, as shown in FIG. 8, the first weighting processing unit 16 performs weighting processing based on the following expression (4) on the projection data.
cos θ = SID / (SID2 + Yj2 + Zj2) 1/2 (4)
That is, the weighting process is performed by applying cos θ of Expression (4) to each pixel. For example, the pixel Dij is Yj · cos θ, and the pixel value after the weighting process is obtained. Since this is constant regardless of the view, it is created in advance as a weighting process. In this way, the projection data after the first weighting process is calculated (the schematic diagram for explaining a series of processes in the convolution unit in FIG. 9 includes “first projected image after weighting process: SC. (I, j) ").

コンボリューション処理部１７は、第１の重み付け処理後の各投影データ、すなわち、第１の重み付け処理後投影像：ＳＣ（ｉ，ｊ）に対して所定のコンボリューション処理を施す。実空間で行なうコンボリューション処理は、フーリエ空間で行なうフィルタリング処理と同等であるので、ここでは説明の便宜上、上述の所定コンボリューション処理を、フーリエ空間で行なうフィルタリング処理（図９に示す｜ω｜（絶対値オメガ）フィルタリング処理）として説明するものとする。なお、以下にコンボリューション処理部１７での｜ω｜フィルタリング処理について説明する。   The convolution processing unit 17 performs a predetermined convolution process on each projection data after the first weighting process, that is, the first weighted projection image: SC (i, j). Since the convolution processing performed in the real space is equivalent to the filtering processing performed in the Fourier space, here, for convenience of explanation, the above-described predetermined convolution processing is performed in the Fourier space (| ω | ( It will be described as (Absolute Value Omega) Filtering Process). In the following, the | ω | filtering process in the convolution processing unit 17 will be described.

コンボリューション処理部１７は、第１のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａのｉ行ごとに横方向に１次元フーリエ変換を行ない、フーリエ面像ＳＣＦ（ｉ，ω）を生成する１次元フーリエ変換部と、１次元フーリエ変換したフーリエ面像ＳＣＦ（ｉ，ω）に対して｜ω｜フィルタリングを施すフィルタリング部と、このフィルタリング部でフィルタリングした後のフーリエ面像ＳＣＦ´（ｉ，ω）を１次元逆フーリエ変換して実空間データに戻す１次元逆フーリエ変換部とを備えている。   The convolution processing unit 17 performs a one-dimensional Fourier transform in the horizontal direction for every i rows of the first flat panel X-ray detector 8a, and generates a Fourier plane image SCF (i, ω). A filtering unit that applies | ω | filtering to the Fourier plane image SCF (i, ω) subjected to the one-dimensional Fourier transform, and the Fourier plane image SCF ′ (i, ω) after filtering by the filtering unit in one dimension A one-dimensional inverse Fourier transform unit that performs inverse Fourier transform to return to real space data.

フィルタリング部は、図９に示すように、１次元フーリエ変換したフーリエ面像ＳＣＦ（ｉ，ω）のｉ行方向に等方的に高周波領域を低減して高周波ノイズ分を抑制するフィルタとデータ収集走査形態に依存するフィルタとにより構成される｜ω｜フィルタリング部を備えている。なお、上述のデータ収集走査形態に依存するフィルタは、フィルタリング後のフーリエ面像ＳＣＦ´（ｉ，ω）を１次元逆フーリエ変換する際に、直流成分が強調されて生成されるのを抑制しており、直流成分が強調されることに起因する偽像を低減しているのである。   As shown in FIG. 9, the filtering unit is a filter and a data collection that suppresses a high-frequency noise component by isotropically reducing a high-frequency region in the i-row direction of the Fourier plane image SCF (i, ω) subjected to one-dimensional Fourier transform. | Ω | filtering section configured by a filter depending on the scanning form. Note that the above-described filter that depends on the data acquisition scanning mode suppresses generation of a DC component that is emphasized when the filtered Fourier plane image SCF ′ (i, ω) is subjected to a one-dimensional inverse Fourier transform. Therefore, the false image resulting from the enhancement of the DC component is reduced.

ここで、１次元フーリエ空間でフィルタリング処理を行なうことの意味合いについて説明する。１次元フーリエ空間でフィルタリング処理を行なうことは、数学的には次に示す式（５）で示される。なお、ＳＣＦ´（ｉ，ω）はフィルタリング処理された後の１次元フーリエ面像であり、Ｍ（ωi ）は上述したフィルタリング部のフィルタ特性を示す関数である。
ＳＣＦ´（ｉ，ω）＝ＳＣＦ（ｉ，ω）×Ｍ（ωi ） … （５） Here, the meaning of performing the filtering process in the one-dimensional Fourier space will be described. Performing the filtering process in the one-dimensional Fourier space is mathematically expressed by the following equation (5). Note that SCF ′ (i, ω) is a one-dimensional Fourier plane image after the filtering process, and M (ωi) is a function indicating the filter characteristics of the filtering unit described above.
SCF ′ (i, ω) = SCF (i, ω) × M (ωi) (5)

なお、Ｍ（ωi ）は、前述の２個のフィルタ特性を表す関数の積として次に示す式（６）のように表される。
Ｍ（ωi ）＝Ｍｉ（ωi ）・Ｍω（ωｉ） … （６）
式（６）に示した各フィルタ関数系の典型例について、以下に示す。 M (ωi) is expressed as the following equation (6) as a product of the functions representing the two filter characteristics described above.
M (ωi) = Mi (ωi) · Mω (ωi) (6)
A typical example of each filter function system shown in Expression (6) is shown below.

Ｍｉ（ωi ）は、図１０の（ａ）のフィルタリング部の各フィルタ関数を示す特性図に示すようなフィルタ特性を有しており、次に示す式（７）〜（９）で表される。
Ｍｉ（ωi ）＝１ （ωi ＜ＣＦＲ−ＷＦＲ／２である場合） … （７）
Ｍｉ（ωi ）＝｛１−sin（（ωi −ＣＦＲ）・π／ＷＦＲ）｝／２
（ＣＦＲ−ＷＦＲ／２＜ωi ＜ＣＦＲ＋ＷＦＲ／２である場合）
… （８）
Ｍｉ（ωi ）＝０ （ＣＦＲ＋ＷＦＲ／２＜ωi である場合） … （９）
ただし、高周波成分が図１０の（ａ）に示すように滑らかに減衰する正弦波状関数型にした。ＣＦＲはカットオフ周波数であり、ＷＦＲはフィルタ強度の遷移全周波数幅である〔図１０の（ａ）参照〕。このＭｉ（ωi ）は、１次元フーリエ空間での高周波成分を削除するものである。 Mi (ωi) has a filter characteristic as shown in a characteristic diagram showing each filter function of the filtering unit in FIG. 10A, and is expressed by the following equations (7) to (9). .
Mi (ωi) = 1 (when ωi <CFR−WFR / 2) (7)
Mi (ωi) = {1-sin ((ωi−CFR) · π / WFR)} / 2
(CFR-WFR / 2 <ωi <CFR + WFR / 2)
(8)
Mi (ωi) = 0 (when CFR + WFR / 2 <ωi) (9)
However, the sine wave function type in which the high frequency component attenuates smoothly as shown in FIG. CFR is a cutoff frequency, and WFR is a transition full frequency width of the filter strength (see FIG. 10A). This Mi (ωi) deletes high frequency components in the one-dimensional Fourier space.

Ｍω（ωｉ）は、図１０の（ｂ）のフィルタリング部の各フィルタ関数を示す特性図に示すようなフィルタ特性を有しており、次に示す式（10）で表される。
Ｍω（ωｉ）＝｜ωｉ｜ … （10）
なお、図１０の（ａ），（ｂ）には、横軸のプラス方向の特性のみを図示しているが、横軸のマイナス方向の特性は、縦軸を中心に横軸のプラス方向の特性を線対称させたものと同じであるので、図示省略している。 Mω (ωi) has a filter characteristic as shown in a characteristic diagram showing each filter function of the filtering unit in FIG. 10B, and is represented by the following equation (10).
Mω (ωi) = | ωi | (10)
10A and 10B show only the characteristics in the positive direction of the horizontal axis, but the characteristics in the negative direction of the horizontal axis are in the positive direction of the horizontal axis centering on the vertical axis. Since the characteristics are the same as those with line symmetry, the illustration is omitted.

図９に戻って、１次元逆フーリエ変換部は、｜ω｜フィルタリング部で｜ω｜フィルタリングした後のフーリエ面像ＳＣＦ´（ｉ，ω）を１次元逆フーリエ変換して実空間データに戻して、コンボリューション後の投影像ＳＣ´（ｉ，ｊ）を生成する。   Returning to FIG. 9, the one-dimensional inverse Fourier transform unit performs one-dimensional inverse Fourier transform on the Fourier plane image SCF ′ (i, ω) after the | ω | filtering by the | ω | Thus, the projection image SC ′ (i, j) after the convolution is generated.

第２の重み付け処理部１８は、走査各位置におけるコンボリューション処理後の投影データＳＣ´（ｉ，ｊ）に対して所定の第２の重み付け処理を行なう。具体的には、次に示す式（11）に従って、被検者Ｈの固定座標系での三次元画素ポイント：Ｐ（ｌ，ｍ，ｎ）の重み関数Ｗ（ｌ，ｍ，ｎ）を計算する（図１１のコンボリューション処理後の投影データを仮想の三次元格子群に逆投影処理することを説明するための模式図参照）。ただし、Ｈは、画素ポイントＰ（ｌ，ｍ，ｎ）からＸ軸に下ろした垂線の位置である。
Ｗ（ｌ，ｍ，ｎ）＝ＲＯ２ ／（ＲＯ＋ＯＨ）２ … （11） The second weighting processing unit 18 performs a predetermined second weighting process on the projection data SC ′ (i, j) after the convolution process at each scanning position. Specifically, the weight function W (l, m, n) of the three-dimensional pixel point: P (l, m, n) in the fixed coordinate system of the subject H is calculated according to the following equation (11). (Refer to the schematic diagram for explaining that the projection data after the convolution process in FIG. 11 is back-projected into a virtual three-dimensional lattice group). However, H is the position of a perpendicular line drawn from the pixel point P (l, m, n) to the X axis.
W (l, m, n) = RO2 / (RO + OH) 2 (11)

続いて、第２の重み付け処理部１８は、図１２のコンボリューション処理後の投影データを仮想の三次元格子群に逆投影処理することを説明するための模式図に示すように、三次元画素ポイント：Ｐ（ｌ，ｍ，ｎ）の投影像ＳＣ´（ｉ，ｊ）上での座標（Ｉ，Ｊ）と重み用の仮数（ａｚ ，ａｙ ）とを求める。このようにして、第２の重み付け処理を行なう。   Subsequently, as shown in the schematic diagram for explaining that the second weighting processing unit 18 performs the back projection process on the projection data after the convolution process of FIG. 12 to the virtual three-dimensional lattice group, as shown in FIG. Point: The coordinates (I, J) and the mantissa (az, ay) for weight on the projection image SC ′ (i, j) of P (l, m, n) are obtained. In this way, the second weighting process is performed.

次に、逆投影処理部１９は、第２の重み付け処理後の投影データを個別に所定の逆投影（バックプロジェクション：ＢＰ）処理してＢＰ像（三次元再構成データ）を生成する。具体的には、図１２に示すように、走査各位置で検出された、被検者Ｈの関心領域についての一群の第２の重み付け処理後の投影データを、撮影された被検者Ｈの関心領域に仮想的に設定される三次元格子群Ｋの所定の格子点に逆投影して、関心領域の三次元再構成データを生成する画像再構成を行う、すなわち、上述の単純ＢＰ像を生成する。   Next, the back projection processing unit 19 individually performs predetermined back projection (back projection: BP) processing on the projection data after the second weighting processing to generate a BP image (three-dimensional reconstruction data). Specifically, as shown in FIG. 12, a group of second weighted projection data for the region of interest of the subject H, detected at each scanning position, is obtained from the photographed subject H. Back projection onto a predetermined grid point of the 3D grid group K virtually set in the region of interest, image reconstruction is performed to generate 3D reconstruction data of the region of interest. Generate.

具体的には、次に示す式（12）に従って、線型補間演算とバックプロジェクションとを行なう。なお、バックプロジェクション蓄積量をＩｎ （ｌ，ｍ，ｎ）とし、前回までのバックプロジェクション蓄積量をＩｎ−１ （ｌ，ｍ，ｎ）とする。
Ｉｎ （l,m,n ）＝Ｉｎ−１ （l,m,n ）＋Ｗ（l,m,n ）×｛Ｗ１１・ＳＣ´（Ｉ，
Ｊ）＋Ｗ１２・ＳＣ´（Ｉ，Ｊ＋１）＋Ｗ２１・ＳＣ´（Ｉ＋
１，Ｊ）＋Ｗ２２・ＳＣ´（Ｉ＋１，Ｊ＋１）｝ …（12） Specifically, linear interpolation calculation and back projection are performed according to the following equation (12). Note that the back projection accumulation amount is In (l, m, n), and the back projection accumulation amount up to the previous time is In-1 (l, m, n).
In (l, m, n) = In-1 (l, m, n) + W (l, m, n) × {W11 · SC ′ (I,
J) + W12 · SC ′ (I, J + 1) + W21 · SC ′ (I +
1, J) + W22 · SC ′ (I + 1, J + 1)} (12)

なお、投影像の画素間隔を１に規格化して、次に示す式（13）〜（16）のような乗算重み付け方式の場合の重み関数を示す。
Ｗ１１＝（１−ａｚ ）・（１−ａｙ ） …（13）
Ｗ１２＝（１−ａｚ ）・ａｙ …（14）
Ｗ２１＝ａｚ ・（１−ａｙ ） …（15）
Ｗ２２＝ａｚ ・ａｙ …（16） In addition, the weighting function in the case of the multiplication weighting system like the following formulas (13) to (16) is shown by normalizing the pixel interval of the projected image to 1.
W11 = (1-az). (1-ay) (13)
W12 = (1-az) · ay (14)
W21 = az · (1-ay) (15)
W22 = az · ay (16)

三次元格子群Ｋの残りの所定の格子点についても、前記と同様にして逆投影を行ない、さらに、走査各位置ごと、すなわち、＋θmax （＋９５°）〜−θmax （−９５°）の範囲にわたって、これと同様の逆投影を行なうことで、ＢＰ像（三次元再構成データ）が生成される。
この逆投影処理部１９で生成された三次元再構成データは三次元画像メモリ１５に記憶される。 Back projection is performed on the remaining predetermined lattice points of the three-dimensional lattice group K in the same manner as described above, and further, for each scanning position, that is, over the range of + θmax (+ 95 °) to −θmax (−95 °). By performing back projection similar to this, a BP image (three-dimensional reconstruction data) is generated.
The 3D reconstruction data generated by the back projection processing unit 19 is stored in the 3D image memory 15.

図１３の画像処理構成のブロック図に示すように、第１のＸ線撮影手段４ａ側の三次元画像メモリ１５と第２のＸ線撮影手段４ｂ側の三次元画像メモリ１５とに繋ぎ合わせ処理部２０が接続され、その繋ぎ合わせ処理部２０にモニタ２１が接続されされている。
繋ぎ合わせ処理部２０では、両三次元画像メモリ１５，１５に記憶された三次元再構成データを位置を合わせた状態で繋ぎ合わせ、被検者Ｈの体軸方向に連なる三次元再構成データを取得するようになっている。この繋ぎ合わせ処理部２０も三次元再構成データ取得手段を構成する。 As shown in the block diagram of the image processing configuration in FIG. 13, the processing is performed on the three-dimensional image memory 15 on the first X-ray imaging unit 4a side and the three-dimensional image memory 15 on the second X-ray imaging unit 4b side. The unit 20 is connected, and the monitor 21 is connected to the splicing processing unit 20.
In the joint processing unit 20, the three-dimensional reconstruction data stored in both the three-dimensional image memories 15 and 15 are joined together in the aligned state, and the three-dimensional reconstruction data continuous in the body axis direction of the subject H is obtained. To get. This splicing processing unit 20 also constitutes a three-dimensional reconstruction data acquisition unit.

モニタ２１では、繋ぎ合わせ処理部２０で取得された被検者Ｈの体軸方向に連なる三次元再構成データ、すなわち、被検者Ｈの体軸方向に長い三次元画像データに基づく三次元画像を表示するようになっている。また、操作部１０からの操作により、任意の方向からの三次元画像データをモニタ２１に出力させて表示できるようになっている。   In the monitor 21, the three-dimensional reconstruction data that is obtained by the joint processing unit 20 in the body axis direction of the subject H, that is, the three-dimensional image data that is long in the body axis direction of the subject H. Is displayed. Further, three-dimensional image data from an arbitrary direction can be output to the monitor 21 and displayed by an operation from the operation unit 10.

また、第１および第２のＸ線撮影手段４ａ，４ｂに対する回転駆動機構１２，１２それぞれと主制御部１１との間には撮影位相同調手段２２が介装されている。
撮影位相同調手段２２では、第１および第２のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａ，８ｂそれぞれを回転させるときに、一定の角度差を維持しながら回転し、かつ、それぞれの回転範囲のうち、互いに同じ位相の範囲内で撮影と画像データの取得とを行わせるようになっている。 Further, an imaging phase tuning means 22 is interposed between each of the rotation driving mechanisms 12 and 12 for the first and second X-ray imaging means 4a and 4b and the main controller 11.
In the imaging phase tuning means 22, when rotating the first and second flat panel X-ray detectors 8a and 8b, the imaging phase tuning means 22 rotates while maintaining a certain angular difference, and within each rotation range, Shooting and image data acquisition are performed within the same phase range.

次に、上記Ｘ線診断装置による操作手順の一例につき、図１４のフローチャートを用いて説明する。
先ず、第１および第２のＸ線撮影手段４ａ，４ｂによって透視画像を取得し（Ｓ１）、その透視画像を見ながらカテーテルを侵入させ（Ｓ２）、所定位置において造影剤を注入する（Ｓ３）。
次いで、造影剤の注入状態で、第１および第２のＸ線撮影手段４ａ，４ｂによる撮影を行い（Ｓ４）、しかる後に、前述の画像処理を経て三次元画像を取得する（Ｓ５）。
上記透視画像の取得は、予め取得しておいた透視画像を用いるようにしても良い。 Next, an example of the operation procedure by the X-ray diagnostic apparatus will be described with reference to the flowchart of FIG.
First, fluoroscopic images are acquired by the first and second X-ray imaging units 4a and 4b (S1), a catheter is inserted while viewing the fluoroscopic images (S2), and a contrast medium is injected at a predetermined position (S3). .
Next, imaging is performed by the first and second X-ray imaging units 4a and 4b in the injection state of the contrast agent (S4), and then a three-dimensional image is obtained through the above-described image processing (S5).
The fluoroscopic image may be acquired using a fluoroscopic image acquired in advance.

図１５は、上記Ｘ線診断装置による別の操作手順に供するブロック図であり、撮影部位設定手段２３に撮影制御手段２４が接続されるとともに、その撮影制御手段２４に第１および第２のＸ線撮影手段４ａ，４ｂが接続されている。
撮影制御手段２４には、駆動時間設定手段２５、撮影部位―駆動時間相関テーブル２６、第１および第２の駆動制御手段２７，２８が備えられている。 FIG. 15 is a block diagram used for another operation procedure by the X-ray diagnostic apparatus. An imaging control unit 24 is connected to the imaging region setting unit 23, and the imaging control unit 24 has first and second X-rays. The line photographing means 4a and 4b are connected.
The imaging control unit 24 includes a driving time setting unit 25, an imaging region-driving time correlation table 26, and first and second driving control units 27 and 28.

撮影部位設定手段２３は、例えば、モニタ２１に頭部や胸部などの撮影部位をメニュー表示するように構成されている。
撮影部位―駆動時間相関テーブル２６では、予め、撮影部位それぞれに対応させて、造影剤注入開始後第１のＸ線撮影手段４ａによる撮影開始までの時間（駆動時間）、ならびに、造影剤注入開始後第２のＸ線撮影手段４ｂによる撮影開始までの時間（駆動時間）が入力記憶されている。
上記撮影開始時間は、造影剤の注入開始後、第１および第２のＸ線撮影手段４ａ，４ｂそれぞれによる撮影領域に造影剤が注入されるに至る時間に基づいて設定されている。したがって、撮影部位に応じて、第１および第２のＸ線撮影手段４ａ，４ｂのいずれか一方が先行して駆動される。 The imaging region setting means 23 is configured to display the imaging region such as the head and chest on the monitor 21 in a menu, for example.
In the imaging region-driving time correlation table 26, the time from the start of contrast agent injection to the start of imaging by the first X-ray imaging unit 4a (drive time) and the start of contrast agent injection in advance corresponding to each imaging region. The time until the start of imaging by the second X-ray imaging unit 4b (driving time) is input and stored.
The imaging start time is set based on the time from the start of the injection of the contrast agent until the contrast agent is injected into the imaging regions of the first and second X-ray imaging units 4a and 4b. Therefore, one of the first and second X-ray imaging units 4a and 4b is driven in advance according to the imaging region.

駆動時間設定手段２５では、撮影部位設定手段２３から入力される撮影部位に応じて、対応する第１および第２のＸ線撮影手段４ａ，４ｂの撮影開始時間を抽出するようになっている。
第１の駆動制御手段２７では、駆動時間設定手段２５で抽出された第１のＸ線撮影手段４ａの撮影開始時間が入力され、その撮影開始時間になったときに第１のＸ線撮影手段４ａに駆動信号を出力し、第１のＸ線撮影手段４ａを駆動するようになっている。
第２の駆動制御手段２８では、駆動時間設定手段２５で抽出された第２のＸ線撮影手段４ｂの撮影開始時間が入力され、その撮影開始時間になったときに第２のＸ線撮影手段４ｂに駆動信号を出力し、第２のＸ線撮影手段４ｂを駆動するようになっている。 The drive time setting means 25 extracts the imaging start times of the corresponding first and second X-ray imaging means 4a and 4b in accordance with the imaging part input from the imaging part setting means 23.
In the first drive control means 27, the imaging start time of the first X-ray imaging means 4a extracted by the driving time setting means 25 is input, and when the imaging start time is reached, the first X-ray imaging means. A drive signal is output to 4a to drive the first X-ray imaging means 4a.
In the second drive control means 28, the imaging start time of the second X-ray imaging means 4b extracted by the driving time setting means 25 is input, and when the imaging start time comes, the second X-ray imaging means. A drive signal is output to 4b to drive the second X-ray imaging means 4b.

次に、上記構成による別の操作手順をにつき、図１６のフローチャートを用いて説明する。ここでは、第１のＸ線撮影手段４ａの方が造影剤の注入開始側に位置しているものとする。
先ず、第１および第２のＸ線撮影手段４ａ，４ｂによって透視画像を取得し（Ｔ１）、その透視画像を見ながらカテーテルを侵入させ（Ｔ２）、所定位置において造影剤を注入する（Ｔ３）。ここまでは、前述の処理手順の場合と同じである。
次いで、第１の設定時間ｔ１が経過したかどうか、すなわち、第１のＸ線撮影手段４ａの撮影開始時間になったかどうかを判断し（Ｔ４）、その撮影時間になった時点で、第１のＸ線撮影手段４ａによる撮影を行う（Ｔ５）。
その後、第２の設定時間ｔ２が経過したかどうか、すなわち、第２のＸ線撮影手段４ｂの撮影開始時間になったかどうかを判断し（Ｔ６）、その撮影時間になった時点で、第２のＸ線撮影手段４ｂによる撮影を行う（Ｔ７）。
第１および第２のＸ線撮影手段４ａ，４ｂによる撮影終了後には、前述の画像処理を経て三次元画像を取得する（Ｔ８）。 Next, another operation procedure with the above configuration will be described with reference to the flowchart of FIG. Here, it is assumed that the first X-ray imaging unit 4a is positioned on the contrast medium injection start side.
First, fluoroscopic images are acquired by the first and second X-ray imaging units 4a and 4b (T1), the catheter is inserted while viewing the fluoroscopic images (T2), and a contrast medium is injected at a predetermined position (T3). . Up to this point, the processing procedure is the same as that described above.
Next, it is determined whether or not the first set time t1 has elapsed, that is, whether or not the imaging start time of the first X-ray imaging unit 4a has been reached (T4). The X-ray imaging unit 4a performs imaging (T5).
Thereafter, it is determined whether or not the second set time t2 has elapsed, that is, whether or not the imaging start time of the second X-ray imaging unit 4b has been reached (T6). The X-ray imaging unit 4b performs imaging (T7).
After completion of imaging by the first and second X-ray imaging units 4a and 4b, a three-dimensional image is acquired through the above-described image processing (T8).

Ｘ線二次元検出手段としては、第１および第２のフラットパネル型Ｘ線検出器８ａ，８ｂに限らず、イメージインテンシファイアを用いるものでも良い。
また、三次元画像メモリ１５に記憶される三次元再構成データを得る手法としては、上述のようなフェルドカンプ法によるものに限定されず、各種の手法が適用できる。 The X-ray two-dimensional detection means is not limited to the first and second flat panel X-ray detectors 8a and 8b, and an image intensifier may be used.
Further, the method for obtaining the three-dimensional reconstruction data stored in the three-dimensional image memory 15 is not limited to the method using the Feldkamp method as described above, and various methods can be applied.

この発明に係るＸ線診断装置の実施例を示す全体概略斜視図である。1 is an overall schematic perspective view showing an embodiment of an X-ray diagnostic apparatus according to the present invention. 回転範囲の説明に供する摸式図である。It is a model diagram with which it uses for description of a rotation range. 撮影領域の説明に供する摸式図であり、（ａ）は第１および第２のフラットパネル型Ｘ線検出器の配置構成を概略的に示す模式図、（ｂ）はＸ線の照射状態を概略的に示す模式図である。It is a schematic diagram used for description of an imaging region, (a) is a schematic diagram schematically showing an arrangement configuration of first and second flat panel X-ray detectors, and (b) is an X-ray irradiation state. It is a schematic diagram shown roughly. 収集される画像データの説明に供する摸式図である。FIG. 5 is a schematic diagram for explaining image data to be collected. 画像処理構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows an image processing structure. （ａ）はＸ線管とフラットパネル型Ｘ線検出器との一走査形態を示す概略側面図、（ｂ）は（ａ）の概略斜視図である。(A) is a schematic side view which shows one scanning form with an X-ray tube and a flat panel type X-ray detector, (b) is a schematic perspective view of (a). フェルドカンプアルゴリズムを説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating a Feldkamp algorithm. 第１の重み付け処理部による余弦補正を説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating cosine correction by the 1st weighting process part. コンボリューション部での一連の処理を説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating a series of processes in a convolution part. フィルタリング部の各フィルタ関数を示す特性図である。It is a characteristic view which shows each filter function of a filtering part. コンボリューション処理後の投影データを仮想の三次元格子群に逆投影処理することを説明するための模式図である。It is a mimetic diagram for explaining back projection processing of projection data after convolution processing to a virtual three-dimensional lattice group. コンボリューション処理後の投影データを仮想の三次元格子群に逆投影処理することを説明するための模式図である。It is a mimetic diagram for explaining back projection processing of projection data after convolution processing to a virtual three-dimensional lattice group. 画像処理構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows an image processing structure. Ｘ線診断装置による操作手順の一例を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows an example of the operation procedure by an X-ray diagnostic apparatus. Ｘ線診断装置による別の操作手順に供するブロック図である。It is a block diagram with which it uses for another operation procedure by an X-ray diagnostic apparatus. Ｘ線診断装置による別の操作手順を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows another operation procedure by an X-ray diagnostic apparatus.

符号の説明Explanation of symbols

４ａ…第１のＸ線撮影手段
４ｂ…第２のＸ線撮影手段
７ａ…第１のＸ線管（第１のＸ線照射手段）
７ｂ…第２のＸ線管（第２のＸ線照射手段）
８ａ…第１のフラットパネル型Ｘ線検出器（第１のＸ線二次元検出手段）
８ｂ…第２のフラットパネル型Ｘ線検出器（第２のＸ線二次元検出手段）
１３…データ処理部（三次元再構成データ取得手段）
２４…撮影制御手段
Ｈ…被検者 4a: first X-ray imaging means 4b: second X-ray imaging means 7a: first X-ray tube (first X-ray irradiation means)
7b ... Second X-ray tube (second X-ray irradiation means)
8a: First flat panel X-ray detector (first X-ray two-dimensional detection means)
8b ... Second flat panel X-ray detector (second X-ray two-dimensional detection means)
13. Data processing unit (three-dimensional reconstruction data acquisition means)
24 ... Imaging control means H ... Subject

Claims (5)

Ｘ線を被検者に照射する第１のＸ線照射手段と前記第１のＸ線照射手段から照射されるＸ線を受ける第１のＸ線二次元検出手段とを備えるとともに前記第１のＸ線照射手段および第１のＸ線二次元検出手段を被検者の体軸周りで回転可能に構成した第１のＸ線撮影手段と、前記第１のＸ線撮影手段とは被検者の体軸方向に撮影領域が連なるように配置されてＸ線を被検者に照射する第２のＸ線照射手段と前記第２のＸ線照射手段から照射されるＸ線を受ける第２のＸ線二次元検出手段とを備えるとともに前記第２のＸ線照射手段および第２のＸ線二次元検出手段を被検者の体軸周りで回転可能に構成した第２のＸ線撮影手段と、前記第１のＸ線撮影手段で得られる画像データと前記第２のＸ線撮影手段で得られる画像データとに基づいて被検者の体軸方向に連なる三次元再構成データを取得する三次元再構成データ取得手段と、を備えたことを特徴とするＸ線診断装置。   The first X-ray irradiation means for irradiating the subject with X-rays and the first X-ray two-dimensional detection means for receiving the X-rays irradiated from the first X-ray irradiation means, and the first X-ray irradiation means. The first X-ray imaging means configured to rotate the X-ray irradiation means and the first X-ray two-dimensional detection means around the body axis of the subject, and the first X-ray imaging means are the subject. A second X-ray irradiating means for irradiating the subject with X-rays, and a second X-ray irradiating from the second X-ray irradiating means. X-ray two-dimensional detection means, and second X-ray imaging means configured to rotate the second X-ray irradiation means and the second X-ray two-dimensional detection means around the body axis of the subject; Based on image data obtained by the first X-ray imaging means and image data obtained by the second X-ray imaging means X-ray diagnostic apparatus characterized by comprising the the three-dimensional reconstruction data acquisition means for acquiring a three-dimensional reconstruction data continuing in the body axis direction. 請求項１に記載のＸ線診断装置において、
第１のＸ線撮影手段と第２のＸ線撮影手段による撮影位相を同調させる撮影位相同調手段を備えているＸ線診断装置。 The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1,
An X-ray diagnostic apparatus comprising imaging phase tuning means for tuning imaging phases by the first X-ray imaging means and the second X-ray imaging means. 請求項１または２に記載のＸ線診断装置において、
第１のＸ線撮影手段で得られる画像データと第２のＸ線撮影手段で得られる画像データそれぞれに、被検者の体軸方向で重複する画像データが含まれるように構成してあるＸ線診断装置。 The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1 or 2,
The image data obtained by the first X-ray imaging means and the image data obtained by the second X-ray imaging means are each configured to include image data overlapping in the body axis direction of the subject. Line diagnostic equipment. 請求項１、２、３のいずれかに記載のＸ線診断装置において
第１のＸ線撮影手段および第２のＸ線撮影手段による撮影が造影剤の注入状態で行うものであるＸ線診断装置。 The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1, wherein imaging by the first X-ray imaging unit and the second X-ray imaging unit is performed in a contrast agent injection state. . 請求項４に記載のＸ線診断装置において、
第１のＸ線撮影手段および第２のＸ線撮影手段のうちの造影剤の注入開始側に位置するＸ線撮影手段による撮影をその撮影領域に造影剤が注入されるに至る時間経過後に開始し、次いで、他方のＸ線撮影手段による撮影領域に造影剤が注入されるに至る時間経過後に他方のＸ線撮影手段による撮影を開始する撮影制御手段を備えているＸ線診断装置。 The X-ray diagnostic apparatus according to claim 4,
Imaging by the X-ray imaging means located on the contrast agent injection start side of the first X-ray imaging means and the second X-ray imaging means is started after elapse of time until the contrast agent is injected into the imaging region. Then, an X-ray diagnostic apparatus including an imaging control unit that starts imaging by the other X-ray imaging unit after a lapse of time until the contrast medium is injected into the imaging region by the other X-ray imaging unit.

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