JP5196801B2 - Digital tomography imaging processor - Google Patents

Description

本発明は、デジタルマンモグラフィ断層撮影を含むデジタル断層撮影の結像処理装置並びに結像処理方法及び結像画像の表示方法に関する。   The present invention relates to an imaging processing apparatus, an imaging processing method, and an imaging image display method for digital tomography including digital mammography tomography.

本発明の、デジタルマンモグラフィ断層撮影を含むデジタル断層撮影の結像処理方法に於いて、結像処理とは複数の方向で撮影したＸ線画像を基に、多断層画像を作成する処理である。   In the imaging processing method of digital tomography including digital mammography tomography according to the present invention, the imaging processing is processing for creating a multi-tomographic image based on X-ray images taken in a plurality of directions.

デジタル断層撮影の結像処理方法として、様々な方法が提案されている（例えば、下記非特許文献１参照）。その代表的なものに、ｆｉｌｔｅｒｅｄ ｂａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ（ＦＢＰ）法と称されるものがある。このＦＢＰ法とは、複数の方向から撮影したＸ線画像に対数演算等の処理を施した複数の画像にフィルタを適用し、それらを逆投影（バックプロジェクション）することで多断層の結像画像を得る方法である。フィルタとしては、例えば、下記（１）式で表されるような、Ｓｈｅｐｐ−Ｌｏｇａｎ ｆｉｌｔｅｒと称されるフィルタ等が知られている。

Various image processing methods for digital tomography have been proposed (for example, see Non-Patent Document 1 below). A typical example is a so-called filtered backprojection (FBP) method. This FBP method applies a filter to a plurality of images obtained by performing processing such as logarithmic calculation on an X-ray image taken from a plurality of directions, and backprojects them to form a multi-tomographic image. Is the way to get. As a filter, for example, a filter referred to as a Shepp-Logan filter as represented by the following formula (1) is known.

図８は、従来法による組織ファントムの結像画像の例を示した図である。同図は、多断層のうちの典型的な１断面での画像１を示したものである。図中、破線で示される領域１ａ、１ｂに、縦のスジが生じてしまっていることがわかる。この部分は空気の領域であり、本来ならば均一な画素値を持っているべき部分であるので、このスジは偽像であり、好ましくないものである。この例では、偽像と組織ファントムとが重なっていないが、実際の患者を撮影した場合、偽像と撮影したい患部とが重なる状況が生じ、偽像のために読影精度が劣化してしまうという問題がある。   FIG. 8 is a diagram showing an example of an image formed by a tissue phantom according to the conventional method. The figure shows an image 1 in a typical cross section of a multi-fault. In the figure, it can be seen that vertical stripes have occurred in the regions 1a and 1b indicated by the broken lines. Since this portion is an air region and should originally have a uniform pixel value, this streak is a false image and is not preferable. In this example, the false image and the tissue phantom do not overlap. However, when an actual patient is photographed, a situation occurs in which the false image and the affected area to be photographed overlap, and the interpretation accuracy deteriorates due to the false image. There's a problem.

前述した偽像は、図９に示されるメカニズムによって生成される。   The aforementioned false image is generated by the mechanism shown in FIG.

図９は、検出面を固定し、焦点位置を移動させながら複数枚のＸ線画像を撮影し、その撮影画像から結像画像を生成する例を示している。   FIG. 9 shows an example in which a plurality of X-ray images are captured while the detection surface is fixed and the focal position is moved, and an imaging image is generated from the captured images.

図９に於いて、検出面３と圧迫板４の間に被検体である***５を挟み込み、図示されないＸ線管からＸ線が照射されて撮影が行われる。該Ｘ線は、焦点６の位置を移動させながら照射される。そのため、焦点位置によって、何れの焦点位置でもＸ線が照射される完全視野（完全結像領域）内７と、一部の焦点位置でＸ線が照射されない位置となる一部視野（不完全結像領域）内８とに分かれる。   In FIG. 9, a breast 5 as a subject is sandwiched between the detection surface 3 and the compression plate 4 and X-rays are irradiated from an X-ray tube (not shown) to perform imaging. The X-rays are irradiated while moving the position of the focal point 6. Therefore, depending on the focal position, a complete visual field (complete imaging region) 7 where X-rays are irradiated at any focal position and a partial visual field (incomplete connection) where X-rays are not irradiated at some focal positions. The image area is divided into 8 areas.

前述したＦＢＰ法では、撮影したＸ線画像に前処理を施した後、フィルタを適用し、その画像を元にバックプロジェクションにより結像画像を作成する。図中の破線ｓ１、ｓ２、ｓ３は結像面を表している。バックプロジェクション処理では、各焦点位置毎に、焦点６と検出面３とがなす四角錐と結像面とが交わる四角形に、フィルタ適用後のＸ線画像を写像し、これを全ての焦点位置で実施して、写像した画像を加算することで結像画像を得る。   In the FBP method described above, a pre-process is performed on a photographed X-ray image, a filter is applied, and an image is formed by back projection based on the image. Broken lines s1, s2, and s3 in the figure represent image planes. In the back projection process, for each focal position, the X-ray image after applying the filter is mapped to a quadrangle where the quadrangular pyramid formed by the focal point 6 and the detection surface 3 intersects the imaging plane, and this is applied to all focal positions. The formed image is obtained by adding the mapped images.

ところが、前述した四角錐と結像面とが交わる四角形は、焦点位置毎にずれる、ということが、偽像が生成される理由である。ここでは、全ての焦点位置で四角錐と結像面とが交わる四角形の内部にある完全視野内７の領域ことを、完全視野領域と記すものとする。また、この完全視野領域の外側では、全Ｎ枚のＸ線画像のうちｍ枚のみが四角錐の内側となる。前記ｍは整数であって、位置により異なるので、ｍが切り替わる位置にスジが生じることになる。図９では、焦点６と検出面３の端部を結ぶ線の上にスジが生じる。このような領域を、以下、不完全視野領域と記すものとする。
Ｊａｍｅｓ Ｔ Ｄｏｂｂｉｎｓ ＩＩＩ， ａｎｄ Ｄｅｖｏｎ Ｊ Ｇｏｄｆｒｅｙ：Ｄｉｇｉｔａｌ ｘ−ｒａｙ ｔｏｍｏｓｙｎｔｈｅｓｉｓ：ｃｕｒｒｅｎｔ ｓｔａｔｅ ｏｆ ｔｈｅ ａｒｔ ａｎｄ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｐｏｔｅｎｔｉａｌ， Ｐｈｙｓｉｃｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ Ｖｏｌ．４８ ｐｐ．Ｒ６５−Ｒ１０６，２００３ However, the reason that the false image is generated is that the quadrangle where the quadrangular pyramid and the imaging plane described above are shifted for each focal position. Here, a region within the complete visual field 7 within the quadrangle where the quadrangular pyramid and the imaging plane intersect at all focal positions is referred to as a complete visual field region. In addition, outside the complete visual field region, only m of the N X-ray images are inside the quadrangular pyramid. Since m is an integer and varies depending on the position, a streak occurs at a position where m switches. In FIG. 9, streaks occur on the line connecting the focal point 6 and the end of the detection surface 3. Hereinafter, such a region is referred to as an incomplete visual field region.
James T Dobbins III, and Devon J Godfrey: Digital x-ray tomosynthesis: current state of the art and clinical potential in Physics in M. 48 pp. R65-R106, 2003

このように、デジタル断層撮影では、多方向からのＸ線画像を撮影すると、一部のＸ線画像フレームの撮影視野にしか入らない不完全視野領域が発生する。そして、この不完全視野領域にＸ線画像境界に相当するスジが生じてしまう。   As described above, in digital tomography, when X-ray images are taken from multiple directions, an incomplete visual field region that only enters the photographing visual field of some X-ray image frames is generated. A streak corresponding to the boundary of the X-ray image is generated in the incomplete visual field region.

したがって本発明は、前記実情に鑑みてなされたものであり、その目的は、偽像のない結像画像または偽像が低減された結像画像を生成することができ、また、読影の誤りを防止することができるデジタル断層撮影の結像処理装置並びに結像処理方法及び結像画像の表示方法を提供することである。   Therefore, the present invention has been made in view of the above circumstances, and the object thereof is to generate a formed image without a false image or a formed image with a reduced number of false images. It is an object of the present invention to provide a digital tomographic imaging processing apparatus, an imaging processing method, and an imaging image display method that can be prevented.

すなわち本発明は、被検体に対して複数の角度からＸ線を曝謝するＸ線発生手段と、該Ｘ線発生手段より発生されたＸ線を上記被検体を透過して検出する検出手段と、該検出手段で検出された複数のＸ線データに基づいて断層像データを作成して画像処理を施す画像処理手段と、前記画像処理が施された画像データを逆投影して結像画像を得る逆投影手段と、を備えたデジタル断層撮影の結像処理装置に於いて、前記逆投影手段により第１の結像画像を生成する生成手段と、前記第１の結像画像について、前記Ｘ線が照射されない不完全結像領域であるか否かを判定する判定手段と、前記判定手段で前記第１の結像画像が前記不完全結像領域であると判定された場合に、当該第１の結像画像の不完全結像領域の画素値を所定の一定値に置き換える置き換え手段と、を具備することを特徴とする。   That is, the present invention relates to an X-ray generation means for irradiating X-rays from a plurality of angles to a subject, and a detection means for detecting the X-rays generated by the X-ray generation means through the subject. An image processing unit that generates tomographic image data based on a plurality of X-ray data detected by the detection unit and performs image processing; and a back projection of the image data that has been subjected to the image processing to form a formed image. A digital tomography imaging processing apparatus comprising: a back projection means for generating a first imaging image by the back projection means; and A determination unit that determines whether or not the line is an incomplete imaging region that is not irradiated, and the determination unit determines that the first imaging image is the incomplete imaging region. Replacing the pixel value of the imperfect image formation area of one image with a predetermined constant value It means replacement that, characterized by comprising a.

また、本発明は、被検体に対して複数の角度からＸ線を曝謝するＸ線発生手段と、該Ｘ線発生手段より発生されたＸ線を上記被検体を透過して検出する検出手段と、該検出手段で検出された複数のＸ線データに基づいて断層像データを作成して画像処理を施す画像処理手段と、前記画像処理が施された画像データを逆投影して結像画像を得る逆投影手段と、を備えたデジタル断層撮影の結像処理装置に於いて、前記逆投影手段により第１の結像画像を生成する生成手段と、前記第１の結像画像について、前記Ｘ線が照射されない領域を含む不完全結像領域であるか否かを判定する判定手段と、前記判定手段で前記第１の結像画像が不完全結像領域であると判定された場合に、当該第１の結像画像の境界による偽像を低減処理する処理手段と、前記処理手段で前記偽像が低減処理された不完全結像領域を重畳表示する表示手段と、を具備することを特徴とする。   Further, the present invention provides an X-ray generation means for irradiating the subject with X-rays from a plurality of angles, and a detection means for detecting the X-ray generated by the X-ray generation means through the subject. And image processing means for generating tomographic image data based on a plurality of X-ray data detected by the detection means and performing image processing, and a back-projected image data subjected to the image processing to form an image A digital tomography imaging processing apparatus comprising: a back projection means for generating a first imaging image by the back projection means; and A determination unit that determines whether or not the incomplete imaging region includes a region that is not irradiated with X-rays, and the determination unit determines that the first imaging image is an incomplete imaging region. Processing means for reducing the false image due to the boundary of the first image, The artifact in the serial processing means is characterized by comprising display means for superimposing display the incomplete image formation region with reduced processing and.

更に、本発明は、被検体に対してＸ線を曝謝する第１のステップと、前記第１のステップにより発生されたＸ線を上記被検体を透過して検出する第２のステップと、前記第２のステップで検出された複数のＸ線データに基づいて断層像データを作成して画像処理を施す第３のステップと、前記第３のステップで画像処理が施された画像データを逆投影して結像画像を得る第４のステップと、前記第４のステップにより第１の結像画像を生成する第５のステップと、前記第１の結像画像について、前記Ｘ線が照射されない不完全結像領域であるか否かを判定する第６のステップと、前記第６のステップにより前記第１の結像画像が前記不完全結像領域であると判定された場合に、当該第１の結像画像の不完全結像領域の画素値を所定の一定値に置き換える第７のステップと、を具備することを特徴とする。   Furthermore, the present invention includes a first step of exposing the subject to X-rays, a second step of detecting the X-rays generated by the first step through the subject, The third step of creating tomographic image data based on the plurality of X-ray data detected in the second step and performing image processing, and the image data subjected to image processing in the third step are reversed. The fourth step of obtaining a formed image by projecting, the fifth step of generating the first formed image by the fourth step, and the X-ray is not irradiated with respect to the first formed image A sixth step for determining whether or not the image is an incomplete image formation region; and when the first image formation image is determined to be the incomplete image formation region by the sixth step, The pixel value of the incomplete imaging area of one imaging image is set to a predetermined constant value. Characterized by comprising a seventh step of changing come, the.

本発明は、また、被検体に対してＸ線を曝謝する第１のステップと、前記第１のステップにより発生されたＸ線を前記被検体を透過して検出する第２のステップと、前記第２のステップで検出された複数のＸ線データに基づいて断層像データを作成して画像処理を施す第３のステップと、前記第３のステップで画像処理が施された画像データを逆投影して結像画像を得る第４のステップと、前記第４のステップにより第１の結像画像を生成する第５のステップと、前記第１の結像画像について、前記Ｘ線が照射されない領域を含む不完全結像領域であるか否かを判定する第６のステップと、前記第６のステップで前記第１の結像画像が不完全結像領域であると判定された場合に、当該第１の結像画像の境界による偽像を低減処理する第７のステップと、前記第７のステップで前記偽像が低減処理された不完全結像領域を重畳表示する第８のステップと、を具備することを特徴とする。   The present invention also includes a first step in which X-rays are exposed to the subject, and a second step in which the X-rays generated in the first step are detected through the subject. The third step of creating tomographic image data based on the plurality of X-ray data detected in the second step and performing image processing, and the image data subjected to image processing in the third step are reversed. The fourth step of obtaining a formed image by projecting, the fifth step of generating the first formed image by the fourth step, and the X-ray is not irradiated with respect to the first formed image A sixth step of determining whether or not the first imaging image is an imperfect imaging region in the sixth step, and determining whether or not the first imaging image is an imperfect imaging region. A seventh scan for reducing the false image due to the boundary of the first image. And-up, characterized by comprising, an eighth step of superimposing display the incomplete image formation region in which the artifact is reduction processing in the seventh step.

本発明によれば、偽像のない結像画像または偽像が低減された結像画像を生成でき、読影の誤りを防止することができるデジタル断層撮影の結像処理装置並びに結像処理方法及び結像画像の表示方法を提供することができる。また、偽像を低減した結像画像を表示した際、完全結像領域と不完全結像領域との境界が表示されるため、不完全結像領域の画像にて誤った読影を行う危険性を防止することができる。   According to the present invention, an imaging processing apparatus, an imaging processing method for digital tomography that can generate an imaging image without a false image or an imaging image with a reduced false image, and prevent reading errors, and A method for displaying a formed image can be provided. In addition, when an image with reduced false images is displayed, the boundary between the complete imaging area and the incomplete imaging area is displayed. Can be prevented.

以下、図面を参照して、本発明の実施形態について説明する。   Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.

（第１の実施形態）
図１は、本発明の第１の実施形態に係るデジタルマンモグラフィ装置の構成を示すブロック図である。 (First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a digital mammography apparatus according to the first embodiment of the present invention.

図１に於いて、システム制御部１１は、このデジタルマンモグラフィ装置１０の全体の制御動作を司るものである。このシステム制御部１１には、Ｘ線制御部１２を介してＸ線管を有するＸ線発生器１３と、操作部１４と、フラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）制御部１５を介してＦＰＤ１６とが接続される。また、システム制御部１１には、画像処理部２１と、記憶部であるメモリ２２と、表示部２３と、Ｘ線曝射スイッチ２５とが接続されており、それぞれの動作処理が行われる。   In FIG. 1, the system control unit 11 controls the overall control operation of the digital mammography apparatus 10. The system control unit 11 is connected to an X-ray generator 13 having an X-ray tube via an X-ray control unit 12, an operation unit 14, and an FPD 16 via a flat panel detector (FPD) control unit 15. The The system control unit 11 is connected to an image processing unit 21, a memory 22 that is a storage unit, a display unit 23, and an X-ray exposure switch 25, and each operation process is performed.

上記Ｘ線発生器１３は、Ｘ線画像の撮影時に、複数の角度方向から撮影可能なように、Ｘ線制御部１２によって移動制御される。また、Ｘ線発生器１３は、システム制御部１１からＸ線制御部１３を介して、Ｘ線照射の動作制御が行われる。上記ＦＰＤ１６は撮影台（図示せず）に設けられているもので、このＦＰＤ１６の上方に上記Ｘ線発生器１３が配置される。また、ＦＰＤ１６上には、圧迫板１７が載置されている。この圧迫板１７は、***である被検体２０の厚さを薄く均一にするために被検体２０を圧迫する。   The X-ray generator 13 is moved and controlled by the X-ray control unit 12 so that the X-ray image can be taken from a plurality of angular directions when an X-ray image is taken. The X-ray generator 13 performs operation control of X-ray irradiation from the system control unit 11 via the X-ray control unit 13. The FPD 16 is provided on an imaging table (not shown), and the X-ray generator 13 is disposed above the FPD 16. A compression plate 17 is placed on the FPD 16. The compression plate 17 compresses the subject 20 in order to make the thickness of the subject 20 as a breast thin and uniform.

上記操作部１４は、撮影モードを切り替えたり、Ｘ線発生器１３を移動させるための入力等の操作を行うためのものである。   The operation unit 14 is used to perform operations such as input for switching the imaging mode and moving the X-ray generator 13.

画像処理部２１は、Ｘ線発生器１３を複数の角度方向に移動させてＸ線を被検体２０に照射したときのＦＰＤ１６の出力信号を入力し、これらＦＰＤ１６の出力信号に対して種々の画像処理を施して複数の撮影像データを取得し、被検体２０の複数の投影像データを取得する。これら断層像データは、システム制御部１１によってメモリ２２に記憶される。このメモリ２２に記憶された断層像データに対応する画像が、システム制御部１１により表示部２３に表示される。   The image processing unit 21 inputs an output signal of the FPD 16 when the X-ray generator 13 is moved in a plurality of angular directions to irradiate the subject 20 with X-rays, and various images are output with respect to the output signal of the FPD 16. Processing is performed to acquire a plurality of captured image data, and a plurality of projection image data of the subject 20 is acquired. These tomographic image data are stored in the memory 22 by the system control unit 11. An image corresponding to the tomographic image data stored in the memory 22 is displayed on the display unit 23 by the system control unit 11.

ここで、プロジェクション（投影）画像について説明する。   Here, a projection (projection) image will be described.

尚、以下の説明に於いて、３次元ベクトルについて、例えば３次元ベクトルａは３ベクトルａ、若しくは数式中に太字で表すものと定義する。   In the following description, for the three-dimensional vector, for example, the three-dimensional vector a is defined as the three vector a or expressed in bold in the formula.

本明細書においてプロジェクション画像とは、フィルタリング後のＸ線画像のことを指す。Ｘ線画像は、Ｎ個の焦点位置とそれに対応する検出器位置、向きにて撮影する。そして、ｋ番目（ｋ＝１，…，Ｎ）の焦点位置、検出器位置、向きでのプロジェクション画像をｋ番目のプロジェクション画像と記す。   In this specification, a projection image refers to an X-ray image after filtering. An X-ray image is taken with N focal positions and corresponding detector positions and orientations. A projection image at the kth (k = 1,..., N) focal position, detector position, and orientation is referred to as a kth projection image.

ｋ番目の焦点位置をベクトルｒ_k ′とする。典型的には３ベクトルｒはＸ線撮影装置に固定した座標系にて表現する。また、検出器はＭ_i ×Ｍ_j 個の画素から成り、２次元に配置された検出器画素を（ｉ、ｊ）で特定する。但し、ｉ、ｊは整数で、ｉ＝０，１，…，Ｍ_i −１、ｊ＝０，１，…，Ｍ_j −１である。ｋ番目のプロジェクション画像の画素（ｉ、ｊ）の画素値をｆ_k （ｉ、ｊ）とする。 The k th focus position is a vector r _k ′. Typically, the three vectors r are expressed in a coordinate system fixed to the X-ray imaging apparatus. The detector is composed of M _i × M _j pixels, and a two-dimensionally arranged detector pixel is specified by (i, j). However, i, j is an integer, i = 0,1, ..., M i -1, j = 0,1, ..., a M _j -1. The pixel value of the pixel (i, j) of the kth projection image is assumed to be f _k (i, j).

ｋ番目のプロジェクションに於いて、検出器画素（０、０）の位置を３ベクトルｄ_k で表す。３ベクトルｂ_j は３ベクトルｄ_k から検出器画素（０、１）へのベクトルである。３ベクトルｂ_j は３ベクトルｄ_k から検出器画素（０、１）へのベクトルである。３ベクトルｄ_k 、３ベクトルｂ_i 、３ベクトルｂ_j は、典型的にはＸ線撮影装置に固定した座標系にて表現する。 In the k-th projection, the position of the detector pixel (0, 0) is represented by 3 vectors d _k . The 3 vector b _j is a vector from the 3 vector d _k to the detector pixel (0, 1). The 3 vector b _j is a vector from the 3 vector d _k to the detector pixel (0, 1). The three vectors d _k , the three vectors b _i , and the three vectors b _j are typically expressed in a coordinate system fixed to the X-ray imaging apparatus.

検出面は平面であり、ｋ番目のプロジェクションの（Ｉ、Ｊ）画素の位置は、３ベクトルｄk ＋ｉ（３ベクトルｂ_i ）＋ｊ（３ベクトルｂ_j ）である。 The detection surface is a plane, and the position of the (I, J) pixel of the k-th projection is 3 vectors dk + i (3 vectors b _i ) + j (3 vectors b _j ).

バックプロジェクション処理では、Ｎｓ個のスライス位置ｚの２次元画像ｖ（ｘ、ｙ、ｚ）を算出する。但し、ｘ、ｙ、ｚは整数で（ｘ＝０，…，Ｎ_x −１）、（ｙ＝０，…，Ｎ_y ）、（ｚ＝１，…，Ｎ_s −１）である。（ｘ、ｙ、ｚ）をボクセル画素位置と記す。ボクセル画素（ｘ、ｙ、ｚ）の存在する３次元座標を３ベクトルｘとする。典型的には、３ベクトルｘはＸ線撮影装置に固定した座標系にて表現する。 In the back projection process, a two-dimensional image v (x, y, z) at Ns slice positions z is calculated. However, x, y, z are integers (x = 0,..., N _x −1), (y = 0,..., N _y ), (z = 1,..., N _s −1). (X, y, z) is referred to as a voxel pixel position. A three-dimensional coordinate where a voxel pixel (x, y, z) exists is assumed to be a three vector x. Typically, the three vectors x are expressed in a coordinate system fixed to the X-ray imaging apparatus.

プロジェクションｋでのボクセル画素位置（ｘ、ｙ、ｚ）に対する投影演算を、３ベクトルＰ_k （ｘ、ｙ、ｚ）とする。３ベクトルＰ_k （ｘ、ｙ、ｚ）は、焦点位置３ベクトルｒ_k ′と３ベクトルｒ＝（ｘ、ｙ、ｚ）を結ぶ直線と検出面の交点の座標（ｉ，ｊ）を求める演算である。交点位置が検出器画素位置とちょうど重なるとは限らないため、３ベクトルＰ_k （ｘ、ｙ、ｚ）は整数とは限らない。このことを考慮して、３ベクトルＰ_k （ｘ、ｙ、ｚ）で求められる座標値を（ｆ_i 、ｆ_j ）のように表現する。ｆ_i 、ｆ_j は実数である。 The projection operation for the voxel pixel position (x, y, z) in the projection _{k is} assumed to be 3 vectors P _k (x, y, z). The 3 vector P _k (x, y, z) is an operation for obtaining the coordinates (i, j) of the intersection of the straight line connecting the focal position 3 vector r _k ′ and the 3 vector r = (x, y, z) and the detection surface. It is. Since the intersection position does not necessarily overlap with the detector pixel position, the three vector P _k (x, y, z) is not necessarily an integer. Considering this, the coordinate value obtained by the three vectors P _k (x, y, z) is expressed as (f _i , f _j ). f _i and f _j are real numbers.

プロジェクション演算３ベクトルＰ_k （ｘ、ｙ、ｚ）にて求められた検出面座標値（ｆ_i 、ｆ_j ）を四捨五入すると、検出画素（ｉ、ｊ）が得られる。（ｉ、ｊ）はボクセル画素（ｘ、ｙ、ｚ）を検出面に投影したときに対応する検出器画素である。ここで、四捨五入を４・５Ｒｏｕｎｄ（・）で記すことと定義する。すると、
（ｉ，ｊ）＝４・５Ｒｏｕｎｄ（３ベクトルＰ_k （ｘ、ｙ、ｚ））
と表せる。 The detection pixel (i, j) is obtained by rounding off the detection surface coordinate values (f _i , f _j ) obtained by the projection calculation 3 vector P _k (x, y, z). (I, j) is a detector pixel corresponding to the voxel pixel (x, y, z) projected on the detection surface. Here, it is defined that rounding off is written in 4 · 5Round (·). Then
(I, j) = 4.5 Round (3 vectors P _k (x, y, z))
It can be expressed.

従来のバックプロジェクション処理は、下記の（２）式で表す処理である。

The conventional back projection process is a process represented by the following equation (2).

但し、ｆ（ｉ、ｊ）は０≦ｉ≦Ｍ_i −１、且つ、０≦ｊ≦Ｍ_j −１のときの画素（ｉ、ｊ）の画素値であり、それ以外のとき０である。 However, f (i, j) is the pixel value of the pixel (i, j) when 0 ≦ i ≦ M _i −1 and 0 ≦ j ≦ M _j −1, and 0 otherwise. .

ここで、第１の実施形態の特徴である不完全結像視野の判定と塗りつぶしについて説明する。   Here, the determination and filling of the imperfect imaging field that are the features of the first embodiment will be described.

前述した４・５Ｒｏｕｎｄ（３ベクトルＰ_k （ｘ、ｙ、ｚ））で得られた検出器画素（ｉ，ｊ）が、０≦ｉ≦Ｍ_i −１、且つ、０≦ｊ≦Ｍ_j −１のとき１、それ以外のとき０である関数をＷ（ｉ，ｊ）とする。 The detector pixel (i, j) obtained by the aforementioned 4 · 5 Round (3 vectors P _k (x, y, z)) is 0 ≦ i ≦ M _i −1 and 0 ≦ j ≦ M _j −. Let W (i, j) be a function that is 1 when 1 and 0 otherwise.

Ｗ_k （４・５Ｒｏｕｎｄ（３ベクトルＰ_k （ｘ、ｙ、ｚ）））は、ボクセル画素（ｘ．ｙ．ｚ）を、プロジェクションｋの検出面に投影したとき、検出器の視野内に対応するか否かを判定する処理である。Ｃ（ｘ、ｙ、ｚ）は整数値であり、投影画素がＮ枚のプロジェクション画像のうち何個のプロジェクションで、ボクセル画素（ｘ、ｙ、ｚ）が検出器視野内に投影されるかを表す。Ｃ（ｘ、ｙ、ｚ）は数式では下記のように表される。

W _k (4 · 5 Round (3 vectors P _k (x, y, z))) corresponds to the field of view of the detector when the voxel pixel (x, y, z) is projected onto the detection surface of the projection k. This is a process for determining whether or not to do. C (x, y, z) is an integer value, and how many projections of the N projection images the projection pixel is, and the voxel pixel (x, y, z) is projected into the detector field of view. Represent. C (x, y, z) is expressed by the following formula.

Ｃ（ｘ、ｙ、ｚ）がＮと一致するとき、ボクセル画素（ｘ、ｙ、ｚ）は完全結像視野内にあり、Ｃ（ｘ、ｙ、ｚ）がＮと一致しないときはボクセル画素（ｘ、ｙ、ｚ）は不完全結像視野内にあると判定される。このＣ（ｘ、ｙ、ｚ）を求めてＮと比較する処理は、不完全結像視野を判定する処理である。   When C (x, y, z) matches N, the voxel pixel (x, y, z) is in the complete imaging field, and when C (x, y, z) does not match N, the voxel pixel (X, y, z) is determined to be within the incomplete imaging field. The process of obtaining C (x, y, z) and comparing it with N is a process of determining an incomplete imaging field.

次に、図２のフローチャートを参照して、本実施形態によるデジタルマンモグラフィ装置１０の結像画像生成の動作について説明する。尚、以下の計算や制御動作は、システム制御部１１にて行われる。   Next, with reference to the flowchart of FIG. 2, the operation of generating a formed image of the digital mammography apparatus 10 according to the present embodiment will be described. The following calculation and control operations are performed by the system control unit 11.

先ず、ステップＳ１に於いて、画像処理部２１にてＮ枚のＸ線画像に対して前処理が実施される。次いで、ステップＳ２にて、前記ステップＳ１の前処理に続いてそれぞれフィルタリングが実施され、Ｎ枚のプロジェクション画像が得られる。そして、ステップＳ３にて、各ボクセル画素にて、前記（３）式が算出される。この結果は、Ｎｓ枚の画像セットＣとしてメモリ２２に保存される。３ベクトルＰ_k （ｘ、ｙ、ｚ）の計算の際、プロジェクションｋに対する焦点位置、検出器位置、向きの情報が利用される。 First, in step S1, the image processing unit 21 performs preprocessing on N X-ray images. Next, in step S2, filtering is performed subsequent to the preprocessing in step S1, and N projection images are obtained. In step S3, the expression (3) is calculated for each voxel pixel. This result is stored in the memory 22 as Ns image sets C. When calculating the three vectors P _k (x, y, z), information on the focal position, detector position, and orientation with respect to the projection k is used.

ステップＳ４では、前記（２）式で表されるバックプロジェクション処理が実施される。この結果は、Ｎｓ枚の画像セットｖとして、メモリ２２に保存される。３ベクトルＰ_k （ｘ、ｙ、ｚ）の計算の際、プロジェクションｋに対する焦点位置、検出器位置、向きの情報が利用される。 In step S4, the back projection process represented by the equation (2) is performed. This result is stored in the memory 22 as Ns image sets v. When calculating the three vectors P _k (x, y, z), information on the focal position, detector position, and orientation with respect to the projection k is used.

更に、ステップＳ５では、前記ステップＳ４のバックプロジェクション処理で得られた画像セットｖの各画素に対応する画像セットＣの値が参照されて、この値がＮ以外であれば、予め定められた固定値Ｖ_F に置き換えられる。すなわち、偽像部分に塗りつぶしが実施される。そして、ステップＳ６にて、置き換えられた画像セットｖが、表示部２３に表示される。 Further, in step S5, the value of the image set C corresponding to each pixel of the image set v obtained by the back projection process in step S4 is referred to. If this value is other than N, a predetermined fixed value is set. Is replaced by the value V _F. That is, the false image portion is filled. In step S6, the replaced image set v is displayed on the display unit 23.

図３は、この第１の実施形態に従って得られた組織ファントムの結像画像の一部を示した例である。   FIG. 3 is an example showing a part of the imaging image of the tissue phantom obtained according to the first embodiment.

この結像画像であるＸ線画像３０の中央部分が、完全結像領域である断層像３１として示されており、その不完全結像領域である周囲部３２が、従来Ｘ線画像境界に相当するスジが生じていた偽像の部分である。尚、前述した完全結像領域とは、移動する何れの焦点位置でもＸ線が照射される完全視野内の領域のことであり、不完全結像領域とは、一部の焦点位置でＸ線が照射されない位置となる一部視野内の領域のことである。   A central portion of the X-ray image 30 that is this imaged image is shown as a tomographic image 31 that is a complete imaging region, and a peripheral portion 32 that is an incomplete imaging region corresponds to the boundary of the conventional X-ray image. This is the part of the false image where the streak was generated. The above-described complete imaging region is a region in the complete visual field where X-rays are irradiated at any moving focal position, and the incomplete imaging region is an X-ray at some focal positions. This is a region within a partial visual field that is a position where no light is irradiated.

図３の場合、前述したステップＳ５の塗りつぶし処理によって、断層像３１の周囲部３２が一様に同じ色（例えば、黒色）で塗りつぶされている。これにより、完全結像領域である断層像３１と不完全結像領域である周囲部３２との境界が明示される。   In the case of FIG. 3, the peripheral portion 32 of the tomographic image 31 is uniformly painted with the same color (for example, black) by the above-described filling process in step S <b> 5. As a result, the boundary between the tomographic image 31 that is the complete imaging region and the peripheral portion 32 that is the incomplete imaging region is clearly shown.

尚、前述したステップＳ３の画像セットＣの算出は、前述したステップＳ４より前であれば、どの時点で実施されるようにしてもよい。例えばステップＳ１の前に実施されるようにしてよい。   Note that the calculation of the image set C in step S3 described above may be performed at any time point as long as it is before step S4 described above. For example, it may be performed before step S1.

（第２の実施形態）
この第２の実施形態は、偽像を目立たなくする画像処理を行うもので、外挿法によるものである。 (Second Embodiment)
The second embodiment performs image processing that makes a false image inconspicuous, and is based on an extrapolation method.

尚、以下に述べる第２乃至第４の実施形態に於いて、デジタルマンモグラフィ装置１０の全体の構成及び動作については、前述した第１の実施形態と同様であるので、同一の部分には同一の参照番号を付してその説明は省略するものとし、異なる部分についてのみ説明する。   In the second to fourth embodiments to be described below, the overall configuration and operation of the digital mammography apparatus 10 are the same as those in the first embodiment described above. Reference numerals are assigned and explanations thereof are omitted, and only different parts will be described.

図４は、本発明の第２の実施形態に於ける画像処理方法の動作について説明するためのフローチャートである。   FIG. 4 is a flowchart for explaining the operation of the image processing method according to the second embodiment of the present invention.

ステップＳ１１の前処理とステップＳ１２のフィルタリング処理については、前述した第１の実施形態に於ける図２のフローチャートのステップＳ１及びＳ２と同様である。そして、ステップＳ１３の外挿処理にて、Ｘ線発生器１３のスキャン軌道から、Ｘ線画像の境界近傍領域が決定され、当該Ｘ線画像の境界の外が捕外されて一定値が与えられる。更に、Ｘ線画像の境界近傍画像が重み付けされて、境界外と連続になるようにされる。   The preprocessing in step S11 and the filtering process in step S12 are the same as steps S1 and S2 in the flowchart of FIG. 2 in the first embodiment described above. Then, in the extrapolation process of step S13, the boundary vicinity region of the X-ray image is determined from the scan trajectory of the X-ray generator 13, and the outside of the boundary of the X-ray image is extrapolated and given a constant value. . Further, the image near the boundary of the X-ray image is weighted so as to be continuous with the outside of the boundary.

そして、図５（ａ）に示されるようなプロジェクション画像ｆ_k （ｉ、ｊ）から、図５（ｂ）に示されるような外挿プロジェクション画像が作成される。この図５（ｂ）に示される外挿プロジェクション画像は、図５（ａ）に示されるプロジェクション画像よりも大きなマトリクスサイズを有する画像である。 Then, an extrapolated projection image as shown in FIG. 5B is created from the projection image f _k (i, j) as shown in FIG. The extrapolated projection image shown in FIG. 5B is an image having a larger matrix size than the projection image shown in FIG.

次に、ステップＳ１４にて、前記外挿プロジェクション画像が前述したバックプロジェクション処理に用いられる。すると、偽像が生じる部位３７が結像画像３６の外側に移動し、撮影する患部と重ならないようにすることができる。したがって、続くステップＳ１５にて表示される画像は、図５（ｂ）に示されるように、偽像が生じる部位が患部から離れたものとなる。   Next, in step S14, the extrapolated projection image is used for the back projection process described above. Then, the part 37 in which the false image is generated can be moved to the outside of the formed image 36 so that it does not overlap with the affected part to be photographed. Accordingly, in the image displayed in the subsequent step S15, as shown in FIG. 5B, the part where the false image is generated is separated from the affected part.

この外挿プロジェクション画像をバックプロジェクションに用いれば、偽像が生じる部位が結像画像の外側に移動し、撮影する患部と重ならないようにすることができる。   If this extrapolated projection image is used for back projection, the part where the false image is generated can be moved outside the imaged image so that it does not overlap the affected part to be photographed.

次に、第２の実施形態の変形例について説明する。   Next, a modification of the second embodiment will be described.

この変形例では、前述した外挿法と等価な処理が行われる。   In this modification, processing equivalent to the extrapolation method described above is performed.

検出面上の位置（ｆ_i 、ｆ_j ）に最も近い画素を求める処理を、ベクトルＮｅａｒｅｓｔ（ｆ_i 、ｆ_j ）とする。そして、（ｉ、ｊ）＝ベクトルＮｅａｒｅｓｔ（ｆ_i 、ｆ_j ）のとき、（ｉ、ｊ）はｉ＝０，１，…，Ｍ_i −１、ｊ＝０，１，…，Ｍ_j −１の範囲に制限され、それらの画素の中で最も近いものが選ばれる。 A process for obtaining a pixel closest to the position (f _i , f _j ) on the detection surface is a vector Nearest (f _i , f _j ). Then, (i, j) = vector Nearest (f _i, f _j) when, (i, j) is _{i = 0,1, ..., M i} -1, j = 0,1, ..., M j - It is limited to a range of 1 and the closest one of those pixels is selected.

バックプロジェクション処理を以下のように実施する。

The back projection process is performed as follows.

前述した外挿法では本来の検出器画素より大きなマトリクスサイズを持つ外層プロジェクション画像を生成し記憶する必要がある。しかし、この変形例による外挿法では、このような大きな画像を生成し記憶する必要がないため、処理時間を短くでき、また、記憶領域が小さくてすむという特徴がある。   In the extrapolation method described above, it is necessary to generate and store an outer layer projection image having a larger matrix size than the original detector pixels. However, the extrapolation method according to this modification is characterized in that it is not necessary to generate and store such a large image, so that the processing time can be shortened and the storage area can be reduced.

（第３の実施形態）
この第３の実施形態では、前述したバックプロジェクション処理を除算法により行うようにしている。 (Third embodiment)
In the third embodiment, the above-described back projection process is performed by a division method.

図６は、本発明の第３の実施形態に於ける画像処理方法の動作について説明するためのフローチャートである。尚、本フローチャートに於いて、ステップＳ２１〜Ｓ２２及びＳ２３、Ｓ２４、Ｓ２６の処理は、前述した第１の実施形態に於ける図２のフローチャートのステップＳ１〜Ｓ２及びＳ４、Ｓ３、Ｓ６とそれぞれ同じであるので、ここでの説明は省略する。   FIG. 6 is a flowchart for explaining the operation of the image processing method according to the third embodiment of the present invention. In this flowchart, the processes of steps S21 to S22 and S23, S24, and S26 are the same as steps S1 to S2, and S4, S3, and S6 of the flowchart of FIG. 2 in the first embodiment. Therefore, explanation here is omitted.

ステップＳ２５では、下記（５）式のようにして、従来のバックプロジェクション画像を画像セットＣ（ｘ、ｙ、ｚ）の値で除算する。

In step S25, the conventional backprojection image is divided by the value of the image set C (x, y, z) as shown in the following equation (5).

偽像が生じる原因は、ボクセル画素によりバックプロジェクションで加算するプロジェクション画像の枚数が異なることが原因であるが、この除算法は、加算するプロジェクション画像の枚数で除算するため、加算枚数が異なっても、バックプロジェクション結果はほぼ同じ値になる。したがって、偽像が大きく低減される。 The cause of the false image is that the number of projection images to be added in the back projection differs depending on the voxel pixel, but this division method divides by the number of projection images to be added. The back projection result is almost the same value. Therefore, false images are greatly reduced.

（第４の実施形態）
前述した第２及び第３の実施形態の外挿法、除算法の何れを用いる場合も、結像画像の表示の際には、完全視野領域と不完全視野領域を区別するための境界を表示することが必要である。そのため、本発明の第４の実施形態では、完全視野領域と不完全視野領域を区別するための境界線を表示するようにしている。 (Fourth embodiment)
Regardless of whether the extrapolation method or the division method of the second and third embodiments described above is used, a boundary for distinguishing between the complete visual field region and the incomplete visual field region is displayed when the formed image is displayed. It is necessary to. Therefore, in the fourth embodiment of the present invention, a boundary line for distinguishing between the complete visual field region and the incomplete visual field region is displayed.

例えば、図７（ａ）は、境界の表示を行わない場合を示したもので、偽像を除去した結像画像４０の例である。この画像をそのまま表示すると、偽像が除去されているために、どの範囲が完全結像領域なのかが判別しにくくなっている。ところが、不完全結像領域４２の画像は完全結像領域４１に比べて画質が劣化しているため、そのことに注意を払わなければ読影を誤る可能性がある。したがって、この画像をそのまま表示することは好ましくない。   For example, FIG. 7A shows a case where the boundary is not displayed, and is an example of the formed image 40 from which the false image is removed. If this image is displayed as it is, since the false image is removed, it is difficult to determine which range is the complete imaging region. However, since the image quality of the image in the incomplete image formation region 42 is deteriorated as compared with the complete image formation region 41, there is a possibility of misinterpretation unless attention is paid to this. Therefore, it is not preferable to display this image as it is.

図７（ｂ）は、完全結像領域４１と不完全結像領域４２の境界に境界線４４を重畳して結像画像４０を表示した例である。このようにすれば、読影医師は不完全結像領域がどの領域かを知ることができるので、不完全結像領域の画像に現れた像に対して誤った読影を行うことを防止することができる。   FIG. 7B shows an example in which the formed image 40 is displayed by superimposing a boundary line 44 on the boundary between the complete image formation region 41 and the incomplete image formation region 42. In this way, the interpretation doctor can know which area the imperfect imaging area is, so it is possible to prevent erroneous interpretation of the image that appears in the image of the imperfect imaging area. it can.

図７（ｃ）は、不完全結像領域に他の色（例えば、薄い黄色）を重ねて表示する例である。完全結像領域４１に対しては、Ｒ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）の全ての成分に同じ値を用いる。具体的には各画素に対するグレースケール画素をＩとすれば、Ｒ＝Ｇ＝Ｂ＝Ｉとする。不完全結像領域に対しては、薄い黄色を重畳した領域（図７（ｃ）では網目状に示されている）４５と重畳していない領域４３とに分けて表示する。具体的には、微小な所定値ｄを用いて、Ｒ＝Ｇ＝Ｉ＋ｄ、Ｂ＝Ｉとして表示する。表示部２３の画面上には、不完全結像領域はうっすらと黄色がかった色で表示されるが、当然、結像画像自体も濃淡画像として表示される。   FIG. 7C shows an example in which another color (for example, light yellow) is superimposed and displayed on the imperfect imaging region. For the complete imaging region 41, the same value is used for all components of R (red), G (green), and B (blue). Specifically, assuming that the grayscale pixel for each pixel is I, R = G = B = I. The incomplete imaging region is displayed separately in a region 45 (shown in a mesh shape in FIG. 7C) where light yellow is superimposed and a region 43 where it is not superimposed. Specifically, using a small predetermined value d, it is displayed as R = G = I + d and B = I. On the screen of the display unit 23, the imperfect image formation region is displayed in a slightly yellowish color, but the image formation image itself is naturally displayed as a grayscale image.

このように、第４の実施形態では、読影医師は完全結像領域と不完全結像領域の境界を知ることができる上、更に、境界線のどちらが不完全結像領域かが示されるので、特に、画像の一部のみを拡大表示した際に、完全結像領域と不完全結像領域を勘違いして誤読する危険性を防止することができる。   As described above, in the fourth embodiment, the interpretation doctor can know the boundary between the complete imaging region and the incomplete imaging region, and further, which of the boundary lines indicates the incomplete imaging region. In particular, when only a part of the image is enlarged and displayed, it is possible to prevent a risk of misreading by misunderstanding the complete imaging area and the incomplete imaging area.

尚、前述した実施形態に於いては、デジタルマンモグラフィ装置を例として説明したが、これに限られるものではなく、デジタル断層画像を用いた装置であれば適用可能であるのは勿論である。   In the above-described embodiment, the digital mammography apparatus has been described as an example. However, the present invention is not limited to this, and it is needless to say that the present invention can be applied to any apparatus using digital tomographic images.

以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明は上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の変形実施が可能であるのは勿論である。   Although the embodiments of the present invention have been described above, the present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made without departing from the scope of the present invention.

更に、上述した実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件の適当な組合せにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、或いは実施形態に示される構成要件が幾つか組合わされても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果が得られる場合には、この構成要件が削除された構成も発明として抽出され得る。   Further, the above-described embodiments include inventions at various stages, and various inventions can be extracted by appropriately combining a plurality of disclosed constituent elements. For example, even if some constituent requirements are deleted from all the constituent requirements shown in the embodiment, or some constituent requirements shown in the embodiment are combined, it is described in the column of the problem to be solved by the invention. When the problem can be solved and the effect described in the column of the effect of the invention can be obtained, the configuration from which this constituent requirement is deleted can be extracted as the invention.

本発明の第１の実施形態によるデジタルマンモグラフィ装置の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of the digital mammography apparatus by the 1st Embodiment of this invention. 本発明の第１の実施形態によるデジタルマンモグラフィ装置１０の結像画像生成の動作について説明するためのフローチャートである。It is a flowchart for demonstrating the operation | movement of the imaging image generation of the digital mammography apparatus 10 by the 1st Embodiment of this invention. 第１の実施形態に従って得られた組織ファントムの結像画像の一部の例を示した図である。It is the figure which showed the example of a part of imaging image of the tissue phantom obtained according to 1st Embodiment. 本発明の第２の実施形態に於ける画像処理方法の動作について説明するためのフローチャートである。It is a flowchart for demonstrating operation | movement of the image processing method in the 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第２の実施形態に於ける画像処理方法による外挿プロジェクション画像を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the extrapolation projection image by the image processing method in the 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第３の実施形態に於ける画像処理方法の動作について説明するためのフローチャートである。It is a flowchart for demonstrating operation | movement of the image processing method in the 3rd Embodiment of this invention. 本発明の第４の実施形態を説明するもので、（ａ）は完全視野領域４１と不完全視野領域４２を区別するための境界線が表示されない結像画像４０の例を示した図、（ｂ）は完全結像領域と不完全結像領域の境界に境界線４４を重畳して結像画像４０を表示した例を示した図、（ｃ）は不完全結像領域４３に他の色（例えば、薄い黄色）を重ねて表示した例を示した図である。4A and 4B illustrate a fourth embodiment of the present invention, in which FIG. 4A shows an example of an imaged image 40 in which a boundary line for distinguishing between a complete visual field region 41 and an incomplete visual field region 42 is not displayed; FIG. 5B is a diagram showing an example in which the boundary image 44 is superimposed on the boundary between the complete imaging region and the incomplete imaging region, and the imaging image 40 is displayed. FIG. It is the figure which showed the example displayed overlapping (for example, light yellow). 従来法による組織ファントムの結像画像の例を示した図である。It is the figure which showed the example of the imaging image of the structure | tissue phantom by a conventional method. 検出面を固定し、焦点位置を移動させながら複数枚のＸ線画像を撮影し、その撮影画像から結像画像を生成する例を示した図である。It is the figure which showed the example which image | photographs several X-ray images, fixing a detection surface and moving a focus position, and producing | generating an imaging image from the picked-up image.

符号の説明Explanation of symbols

１０…デジタルマンモグラフィ装置、１１…システム制御部、１２…Ｘ線制御部、１３…Ｘ線発生器、１３ａ…Ｘ線管、１５…フラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）制御部、１６…フラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）、１７…圧迫板、２０…被検体、２１…画像処理部、２２…メモリ、２３…表示部、２５…Ｘ線曝射スイッチ、３０…Ｘ線画像、３１…断層像、３２…周囲部。   DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Digital mammography apparatus, 11 ... System control part, 12 ... X-ray control part, 13 ... X-ray generator, 13a ... X-ray tube, 15 ... Flat panel detector (FPD) control part, 16 ... Flat panel detector (FPD) , 17 ... Compression plate, 20 ... Subject, 21 ... Image processing unit, 22 ... Memory, 23 ... Display unit, 25 ... X-ray exposure switch, 30 ... X-ray image, 31 ... Tomographic image, 32 ... Surrounding part .

Claims (4)

同一の被検体に関する複数のＸ線焦点位置にそれぞれ対応する複数の投影画像のデータを発生する投影画像記憶部と、
前記Ｘ線焦点位置と結像面上の各画素の位置とに対応する前記検出器の検出面座標系上での対応位置に従って前記複数の投影画像の画素値を前記結像面に逆投影し加算することにより結像画像を発生する逆投影処理部と、
前記結像画像に対して画像処理をする画像処理部とを具備し、
前記逆投影処理部は、前記対応位置が前記検出器の検出面内にあるとき、前記対応位置の画素値を前記結像面に逆投影し加算し、前記対応位置が前記検出器の検出面の外側にあるとき、前記対応位置の画素値として前記投影画像の画素値から外挿補間により求めた画素値を前記結像面に逆投影し加算し、
前記画像処理部は、前記検出器の検出面内にある前記対応位置の画素値を対象とした前記結像面への加算数が所定の閾値に満たない不完全結像領域を完全結像領域と区別する境界線を、前記結像画像に重畳することを特徴とするデジタル断層撮影の結像処理装置。 A projection image storage unit for generating data of a plurality of projection images respectively corresponding to a plurality of X-ray focal positions for the same subject;
Back-projecting the pixel values of the plurality of projection images onto the imaging plane according to the corresponding positions on the detection plane coordinate system of the detector corresponding to the X-ray focal position and the position of each pixel on the imaging plane. A back projection processing unit for generating a formed image by adding,
An image processing unit that performs image processing on the formed image;
When the corresponding position is within the detection plane of the detector, the back projection processing unit back-projects and adds the pixel value of the corresponding position to the imaging plane, and the corresponding position is the detection plane of the detector. The pixel value obtained by extrapolation from the pixel value of the projection image as the pixel value of the corresponding position is back-projected and added to the imaging plane,
The image processing unit converts an incomplete image formation region in which the number of additions to the image formation surface for the pixel value at the corresponding position in the detection surface of the detector is less than a predetermined threshold. An image processing apparatus for digital tomography, wherein a boundary line to be distinguished from the image is superimposed on the image. 前記結像画像を表示する表示部を更に具備することを特徴とする請求項１に記載のデジタル断層撮影の結像処理装置。   The image processing apparatus for digital tomography according to claim 1, further comprising a display unit that displays the image. 同一の被検体に関する複数のＸ線焦点位置にそれぞれ対応する複数の投影画像のデータを発生する投影画像記憶部と、
前記Ｘ線焦点位置と結像面上の各画素の位置とに対応する前記検出器の検出面座標系上での対応位置に従って前記複数の投影画像の画素値を前記結像面に逆投影し加算することにより結像画像を発生する逆投影処理部と、
前記結像画像に対して画像処理をする画像処理部とを具備し、
前記逆投影処理部は、前記対応位置が前記検出器の検出面内にあるとき、前記対応位置の画素値を前記結像面に逆投影し加算し、前記対応位置が前記検出器の検出面の外側にあるとき、前記対応位置の画素値として前記投影画像の画素値から外挿補間により求めた画素値を前記結像面に逆投影し加算し、
前記画像処理部は、前記検出器の検出面内にある前記対応位置の画素値を対象とした前記結像面への加算数が所定の閾値に満たない不完全結像領域を完全結像領域と区別するため、前記不完全結像領域に他の色を重ねて表示することを特徴とするデジタル断層撮影の結像処理装置。 A projection image storage unit for generating data of a plurality of projection images respectively corresponding to a plurality of X-ray focal positions for the same subject;
Back-projecting the pixel values of the plurality of projection images onto the imaging plane according to the corresponding positions on the detection plane coordinate system of the detector corresponding to the X-ray focal position and the position of each pixel on the imaging plane. A back projection processing unit for generating a formed image by adding,
An image processing unit that performs image processing on the formed image;
When the corresponding position is within the detection plane of the detector, the back projection processing unit back-projects and adds the pixel value of the corresponding position to the imaging plane, and the corresponding position is the detection plane of the detector. The pixel value obtained by extrapolation from the pixel value of the projection image as the pixel value of the corresponding position is back-projected and added to the imaging plane,
The image processing unit converts an incomplete image formation region in which the number of additions to the image formation surface for the pixel value at the corresponding position in the detection surface of the detector is less than a predetermined threshold. An image processing apparatus for digital tomography , wherein another color is superimposed on the incomplete image formation area for display . 前記逆投影処理部は、前記対応位置が前記検出器の検出面の外側にあるとき、前記対応位置に最も近い前記投影画像上の画素の画素値を前記結像面に逆投影し加算することを特徴とする請求項３に記載のデジタル断層撮影の結像処理装置。   When the corresponding position is outside the detection surface of the detector, the back projection processing unit back projects and adds the pixel value of the pixel on the projection image closest to the corresponding position to the imaging surface. The imaging processing apparatus for digital tomography according to claim 3.

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