JP5231959B2 - X-ray CT imaging apparatus and signal processing method thereof - Google Patents

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Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）撮影装置およびその信号処理方法に係り、特に、一般医療用や歯科用に撮影された断層画像の解像力を向上させるＸ線ＣＴ撮影装置およびその信号処理方法に関する。   The present invention relates to an X-ray CT (Computed Tomography) imaging apparatus and a signal processing method thereof, and more particularly to an X-ray CT imaging apparatus and a signal processing method thereof for improving the resolution of tomographic images taken for general medical use and dental use. About.

従来、歯科用のＸ線断層撮影装置として、回転動作とスライド動作とを組み合わせたパノラマ撮影装置が知られている（例えば、特許文献１および特許文献２参照）。特許文献１および特許文献２に開示された装置は、水平面（ＸＹ平面）で位置合わせされた歯列の位置において、歯列の鉛直面方向（Ｚ方向）の略円筒状の断層面を平面に展開した断層画像としてパノラマ画像を取得するものである。   2. Description of the Related Art Conventionally, as a dental X-ray tomography apparatus, a panorama imaging apparatus in which a rotation operation and a slide operation are combined is known (see, for example, Patent Document 1 and Patent Document 2). In the devices disclosed in Patent Document 1 and Patent Document 2, the substantially cylindrical tomographic plane in the vertical surface direction (Z direction) of the dentition is made flat at the position of the dentition aligned on the horizontal plane (XY plane). A panoramic image is acquired as a developed tomographic image.

また、歯科や一般医療において、さらに詳細な診断を行うために、Ｘ線ＣＴ撮影装置が利用される場合がある。ＣＴでは、被写体を通過したＸ線を受光したＸ線撮像手段の出力信号をコンピュータで画像再構成することで画像表示が得られる。画像再構成法としては、Ｘ線撮像手段で検出された投影データを、フィルタ（画像再構成関数）を用いて再構成エリアに逆投影（back projection）する方法（ＦＢＰ：Filtered Back Projection）が一般的である。また、ＣＴでは、例えば、axial（軸位断、横断）画像、sajital（矢状断）画像、coronal（冠状断、前額断）画像を表示することが可能である。さらに、これらの断層画像（スライス画像）から得られるボクセル（voxel）データを活用すれば患部を３Ｄ（3-dimension）表示できる。これにより、歯科や一般医療の現場において、医師は患部を立体的に把握して診断を行っている。Ｘ線ＣＴ撮影装置には、ＣＴによる断層画像（スライス画像）についての拡大表示機能やウィンドウ設定機能が設けられている場合がある。ここで、拡大表示機能は、例えば、512×512ピクセルの表示画面において拡大対象とする一部分を、例えば、256×256ピクセルで表示する機能であって解像度が上がるものではない。また、臨床においては、診断目的や診断対象とする患部といった条件に応じて、ＣＴの各種フィルタ（画像再構成関数）の中から所望のフィルタが選択されて用いられている。投影データを変えることなく投影データに用いるフィルタを変化させることで、表示画像の空間周波数の応答特性を変化させることも可能である。
特開平１０−２１１２００号公報（００３３〜００４０、図４） 実公平４−４８１６９号公報（第３〜第４頁、第４図） Further, in dentistry and general medical care, an X-ray CT imaging apparatus may be used to make a more detailed diagnosis. In CT, an image display can be obtained by reconstructing an image of the output signal of the X-ray imaging means that receives the X-rays that have passed through the subject with a computer. As an image reconstruction method, a method (FBP: Filtered Back Projection) in which projection data detected by an X-ray imaging means is back projected onto a reconstruction area using a filter (image reconstruction function) is generally used. Is. In CT, for example, an axial image, a sagital image, and a coronal image can be displayed. Furthermore, if the voxel data obtained from these tomographic images (slice images) is utilized, the affected part can be displayed in 3D (3-dimension). Thereby, in the field of dentistry and general medical care, a doctor grasps an affected part three-dimensionally and makes a diagnosis. An X-ray CT imaging apparatus may be provided with an enlarged display function and a window setting function for a CT tomographic image (slice image). Here, the enlarged display function is a function for displaying a part to be enlarged on, for example, a 512 × 512 pixel display screen at, for example, 256 × 256 pixels, and does not increase the resolution. In clinical practice, a desired filter is selected from various CT filters (image reconstruction function) according to conditions such as the purpose of diagnosis and the affected area to be diagnosed. It is also possible to change the spatial frequency response characteristics of the display image by changing the filter used for the projection data without changing the projection data.
JP-A-10-2111200 (0033-0040, FIG. 4) Japanese Utility Model Publication No. 4-48169 (pages 3 to 4 and FIG. 4)

例えば、歯科や一般医療において、診断の条件毎に適宜所望のフィルタを選択することで表示画像の空間周波数の応答特性を変化させることも可能であるが、それに加えて、条件によらずに汎用的に、ＣＴの断層画像（スライス画像）の解像度を向上させることが要望されている。例えば、再構成エリアの画素数を512×512ピクセルから1024×1024ピクセルへ増加させると共に、それに対応して、より高画素数のＸ線撮像手段を用いるようにすれば、解像度が向上する。しかしながら、高画素数のＸ線撮像手段の開発は技術的に困難であり、また開発されたとしても高価になるので、このようなＸ線撮像手段を用いた場合には、製造コストが高くなってしまうという問題がある。   For example, in dentistry and general medicine, it is possible to change the response characteristics of the spatial frequency of the display image by selecting a desired filter as appropriate for each diagnosis condition. In particular, it is desired to improve the resolution of CT tomographic images (slice images). For example, if the number of pixels in the reconstruction area is increased from 512 × 512 pixels to 1024 × 1024 pixels, and the X-ray imaging means having a higher number of pixels is used correspondingly, the resolution is improved. However, the development of X-ray imaging means having a large number of pixels is technically difficult, and even if it is developed, it becomes expensive. Therefore, when such an X-ray imaging means is used, the manufacturing cost increases. There is a problem of end.

そこで、本発明では、前記した問題を解決し、低コストで高解像度の画像を生成することのできるＸ線ＣＴ撮影装置およびその信号処理方法を提供することを目的とする。   Accordingly, an object of the present invention is to provide an X-ray CT imaging apparatus and a signal processing method thereof that can solve the above-described problems and can generate a high-resolution image at low cost.

前記課題を解決するため、請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置は、被写体にＸ線を照射するＸ線源と、前記被写体の所定点を通過したＸ線を受光する複数の画素が受光面上でそれぞれ直交する一方の軸および他方の軸に沿って予め定められた画素幅を有してマトリクス状に２次元配列されたＸ線撮像手段と、前記Ｘ線源および前記Ｘ線撮像手段を前記被写体の周りに回転させる旋回駆動手段と、前記Ｘ線撮像手段から出力される信号をフレーム画像として記憶するフレーム画像記憶手段と、前記Ｘ線撮像手段から出力される信号を処理することで前記被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数の処理画像を生成するフレーム画像処理手段と、前記画素を前記画素幅より細かく分割した領域に対応した複数個のメモリ領域を前記画素ごとに有して前記生成された複数の処理画像を記憶するフレーム処理画像記憶手段と、前記画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して前記複数の処理画像を投影データとしてそれぞれ逆投影することでＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段と、を備え、前記Ｘ線撮像手段は、前記受光面上で前記一方の軸および前記他方の軸に沿った複数の画素の配列方向を、前記Ｘ線撮像手段の移動方向からそれぞれ傾斜させて配設されており、前記フレーム画像処理手段が、前記被写体の周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向への前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の所定画素が前記一方の軸に沿って前記画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、前記所定画素から出力される信号の値を前記所定画素の移動中の前記各サンプリング時点に対応して前記所定画素用の各メモリ領域に積算すると共に、前記被写体の所定点を通過するＸ線を前記一方の軸に沿って前記所定画素の次に受光する前記所定画素に前記一方の軸に沿って隣接した隣接画素の前記一方の軸に沿った移動中の当該サンプリング時点に対応して前記隣接画素から出力される信号の値を前記所定画素用の各メモリ領域に積算し、かつ、前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の所定画素が前記他方の軸に沿って前記画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、前記所定画素から出力される信号の値を前記所定画素の移動中の前記各サンプリング時点に対応して前記所定画素用の各メモリ領域に積算すると共に、前記被写体の所定点を通過するＸ線を前記他方の軸に沿って前記所定画素の次に受光する前記所定画素に前記他方の軸に沿って隣接した隣接画素の前記他方の軸に沿った移動中の当該サンプリング時点に対応して前記隣接画素から出力される信号の値を前記所定画素用の各メモリ領域に積算することで、前記画素幅だけ移動するまでに取得した複数のフレーム画像を用いて１つの前記処理画像を生成することを特徴とする。 In order to solve the above-described problem, an X-ray CT imaging apparatus according to claim 1, wherein an X-ray source that irradiates a subject with X-rays and a plurality of pixels that receive X-rays that have passed through a predetermined point of the subject receive light. X-ray imaging means having a predetermined pixel width and two-dimensionally arranged in a matrix along one axis and the other axis orthogonal to each other on the surface , the X-ray source, and the X-ray imaging means A rotation driving means for rotating the lens around the subject, a frame image storage means for storing a signal output from the X-ray imaging means as a frame image, and a signal output from the X-ray imaging means. Frame image processing means for generating a plurality of processed images respectively corresponding to rotation positions around the subject, and a plurality of memory areas corresponding to areas obtained by dividing the pixels finer than the pixel width for each pixel A frame processed image storage means for storing the generated processed images, and projection data for the processed images to an image reconstruction area in which sub-pixels obtained by virtually dividing the pixels are arranged. CT image processing means for generating a CT image by backprojecting each as a plurality of pixels along the one axis and the other axis on the light receiving surface. Are arranged so as to be inclined with respect to the moving direction of the X-ray imaging means, and the frame image processing means is arranged so that the X in the direction orthogonal to the X-ray incident direction by rotation around the subject. in each predetermined pixel of the X-ray imaging means with the movement of the line imaging means of the plurality of sampling instants predetermined in time to move only the pixel width along one axis the While accumulated in each memory area for the predetermined pixel values of the signal output from the predetermined pixels corresponding to each sampling time point during the movement of the predetermined pixels, the X-rays passing through a given point of the object The adjacent pixel corresponding to the sampling point during movement along the one axis of the adjacent pixel adjacent along the one axis to the predetermined pixel that receives light next to the predetermined pixel along the one axis. The value of the signal output from the pixel is accumulated in each memory area for the predetermined pixel, and the predetermined pixel of the X-ray imaging unit is moved along the other axis along with the movement of the X-ray imaging unit. At each of a plurality of predetermined sampling time points within a time during which the pixel width is moved, the value of the signal output from the predetermined pixel is set corresponding to each sampling time point during movement of the predetermined pixel. The X-ray that passes through a predetermined point of the subject is accumulated along each other memory area for a fixed pixel, and is adjacent to the predetermined pixel that receives light next to the predetermined pixel along the other axis along the other axis. The value of the signal output from the adjacent pixel corresponding to the sampling time point during the movement of the adjacent pixel along the other axis is added to each memory area for the predetermined pixel, so that only the pixel width is obtained. One of the processed images is generated using a plurality of frame images acquired before moving.

また、請求項２に記載の信号処理方法は、Ｘ線源と、Ｘ線撮像手段と、前記Ｘ線源および前記Ｘ線撮像手段を被写体の周りに回転させる旋回駆動手段と、フレーム画像記憶手段と、前記Ｘ線撮像手段から出力される信号を処理することで前記被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数の処理画像を生成するフレーム画像処理手段と、フレーム処理画像記憶手段と、ＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段とを備えるＸ線ＣＴ撮影装置における信号処理方法であって、前記Ｘ線撮像手段は、複数の画素が受光面上でそれぞれ直交する一方の軸および他方の軸に沿って予め定められた画素幅を有してマトリクス状に２次元配列されて前記複数の画素の配列方向を、前記Ｘ線撮像手段の移動方向からそれぞれ傾斜させて配設されており、前記フレーム画像処理手段によって、前記被写体の周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向への前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の所定画素が前記一方の軸に沿って前記画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、前記所定画素から出力される信号の値を前記所定画素の移動中の前記各サンプリング時点に対応して前記所定画素用の各メモリ領域に積算すると共に、前記被写体の所定点を通過するＸ線を前記一方の軸に沿って前記所定画素の次に受光する前記所定画素に前記一方の軸に沿って隣接した隣接画素の前記一方の軸に沿った移動中の当該サンプリング時点に対応して前記隣接画素から出力される信号の値を前記所定画素用の各メモリ領域に積算し、かつ、前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の所定画素が前記他方の軸に沿って前記画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、前記所定画素から出力される信号の値を前記所定画素の移動中の前記各サンプリング時点に対応して前記所定画素用の各メモリ領域に積算すると共に、前記被写体の所定点を通過するＸ線を前記他方の軸に沿って前記所定画素の次に受光する前記所定画素に前記他方の軸に沿って隣接した隣接画素の前記他方の軸に沿った移動中の当該サンプリング時点に対応して前記隣接画素から出力される信号の値を前記所定画素用の各メモリ領域に積算することで、前記画素幅だけ移動するまでに取得した複数のフレーム画像を用いて１つの前記処理画像を生成するステップと、前記ＣＴ用画像処理手段によって、前記画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して、前記生成した複数の処理画像を前記投影データとしてそれぞれ逆投影することで前記ＣＴ用画像を生成するステップとを含んで実行することを特徴とする。 According to a second aspect of the present invention, there is provided a signal processing method comprising: an X-ray source; an X-ray imaging means; a turning drive means for rotating the X-ray source and the X-ray imaging means around a subject; and a frame image storage means. A frame image processing means for generating a plurality of processed images respectively corresponding to rotational positions around the subject by processing a signal output from the X-ray imaging means, a frame processed image storage means, and a CT A signal processing method in an X-ray CT imaging apparatus including an image processing means for CT that generates an image, wherein the X-ray imaging means includes a first axis and a second axis on which a plurality of pixels are orthogonal to each other on a light receiving surface a pixel width predetermined along the arrangement direction of the plurality of pixels are arranged two-dimensionally in a matrix, are arranged to be inclined respectively from the moving direction of the X-ray imaging means, before The frame image processing means, along said axis a predetermined pixel of said one of said X-ray imaging means in accordance with movement of the X-ray imaging means in a direction perpendicular to the X-ray incident direction by rotating around the object At each of a plurality of predetermined sampling time points within a time during which the pixel width is moved, a value of a signal output from the predetermined pixel is set for the predetermined pixel corresponding to each sampling time point during movement of the predetermined pixel. Adjacent to the predetermined pixel that receives the X-ray passing through the predetermined point of the subject along the one axis and next to the predetermined pixel along the one axis. wherein in response to the sampling point in the movement along one axis total values of the signal output from the adjacent pixels in each memory area for the predetermined pixels, and the X Output from the predetermined pixel at each of a plurality of predetermined sampling points within a time during which the predetermined pixel of the X-ray imaging unit moves by the pixel width along the other axis as the imaging unit moves. The signal value corresponding to each sampling time point during movement of the predetermined pixel is accumulated in each memory area for the predetermined pixel, and X-rays passing through the predetermined point of the subject are along the other axis. The signal output from the adjacent pixel corresponding to the sampling point during movement along the other axis of the adjacent pixel adjacent to the predetermined pixel that receives light next to the predetermined pixel. Generating one processed image using a plurality of frame images acquired until moving by the pixel width by integrating the value of each in the memory area for the predetermined pixel ; The CT image processing means backprojects the plurality of generated processed images as the projection data onto the image reconstruction area in which sub-pixels obtained by virtually dividing the pixels are arranged, thereby the CT. Generating an image for use.

かかる構成のＸ線ＣＴ撮影装置およびその信号処理方法によれば、Ｘ線ＣＴ撮影装置は、フレーム処理画像記憶手段に、画素をその画素幅より細かく分割した領域に対応した複数個のメモリ領域を画素ごとに有しており、フレーム画像処理手段によって、Ｘ線撮像手段の出力信号を処理することで生成される処理画像を、フレーム処理画像記憶手段に記憶する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置は、フレーム画像処理手段によって、Ｘ線撮像手段の所定画素がその画素幅だけ移動する間の複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、所定画素の出力信号と、次に受光する隣接画素の出力信号とを、それぞれの画素の位置に応じて案分して所定画素用のメモリ領域に積算することで、所定画素が画素幅だけ移動する時間毎に処理画像を生成する。   According to the X-ray CT imaging apparatus and the signal processing method thereof configured as described above, the X-ray CT imaging apparatus includes a plurality of memory areas corresponding to areas obtained by dividing pixels finer than the pixel width in the frame processed image storage means. The processed image generated by processing the output signal of the X-ray imaging unit by the frame image processing unit is stored in the frame processed image storage unit. Then, the X-ray CT imaging apparatus receives the output signal of the predetermined pixel and the next light at each of a plurality of sampling points while the predetermined pixel of the X-ray imaging unit moves by the pixel width by the frame image processing unit. The output signal of the adjacent pixel is apportioned according to the position of each pixel and integrated in the memory area for the predetermined pixel, thereby generating a processed image every time the predetermined pixel moves by the pixel width.

したがって、鉛スリットを撮影し、画素がその画素幅だけ移動する時間内の各サンプリング時点において積算することで、画素幅だけ移動する時間毎に生成された処理画像を投影データとして画像再構成エリアに逆投影すると、逆投影された画像再構成エリアにおいてサブピクセル別に画像の濃淡が生じる。このとき、画素がその画素幅だけ移動する時間内において積算された画像信号の波形が三角波となる。この三角波を線対称の軸で切断した鋸歯状波形がこの画像再構成処理のインパルスレスポンスとなる。一方、旋回駆動手段によって被写体の周りに回転させることでＸ線撮像手段をＸ線入射方向に直交する方向に移動させたとしても、Ｘ線撮像手段の所定画素がその画素幅だけ移動する時間内に取得されたＸ線強度信号を各メモリ領域に積算しなければ、このようにはならず、同じ時間内の各サンプリング時点のフレーム画像の画像信号の波形は矩形波形となる。この矩形は従来の画像再構成処理のインパルスレスポンスとなる。解像力は波形周期の逆数から求められるので、ＬＳＦ（Line Spread Function）が矩形波である場合よりも、ＬＳＦが三角波である場合の方がＬＳＦの幅が同じであれば、スペクトル領域でみるとカットオフ周波数は２倍に高くなる。すなわち、解像度が高くなることが知られている。そのため、かかる構成のＸ線ＣＴ撮影装置および信号処理方法によれば、Ｘ線撮像手段を高解像度のものに変更することなく、再構成された画像として高解像度の画像を生成することができる。   Therefore, by photographing the lead slit and accumulating at each sampling time within the time when the pixel moves by the pixel width, the processed image generated every time the pixel width moves is used as projection data in the image reconstruction area. When back projection is performed, light and shade of an image is generated for each sub-pixel in the back-projected image reconstruction area. At this time, the waveform of the image signal integrated within the time during which the pixel moves by the pixel width becomes a triangular wave. A sawtooth waveform obtained by cutting the triangular wave along a line-symmetric axis becomes an impulse response of the image reconstruction process. On the other hand, even if the X-ray imaging unit is moved in the direction orthogonal to the X-ray incident direction by rotating around the subject by the turning drive unit, the predetermined pixel of the X-ray imaging unit is moved within the pixel width. If the acquired X-ray intensity signals are not accumulated in each memory area, this is not the case, and the waveform of the image signal of the frame image at each sampling point within the same time becomes a rectangular waveform. This rectangle is an impulse response of the conventional image reconstruction process. Since the resolving power is obtained from the reciprocal of the waveform period, if the width of the LSF is the same when the LSF is a triangular wave than the case where the LSF (Line Spread Function) is a rectangular wave, it will be cut in the spectral region. The off frequency is doubled. That is, it is known that the resolution is increased. Therefore, according to the X-ray CT imaging apparatus and the signal processing method with such a configuration, it is possible to generate a high-resolution image as a reconstructed image without changing the X-ray imaging unit to a high-resolution one.

かかる構成によれば、Ｘ線ＣＴ撮影装置は、Ｘ線撮像手段が、受光面上で一方の軸および他方の軸に沿った複数の画素の配列方向を、Ｘ線撮像手段の移動方向からそれぞれ傾斜させて配設されているので、解像度が向上する方向は、横方向（一方の軸方向）および縦方向（他方の軸方向）の２方向となる。そのため、かかる構成によれば、Ｘ線撮像手段を高解像度のものに変更することなく、横方向および縦方向に高解像度の画像を生成することができる。   According to this configuration, in the X-ray CT imaging apparatus, the X-ray imaging unit changes the arrangement direction of the plurality of pixels along one axis and the other axis on the light receiving surface from the moving direction of the X-ray imaging unit. Since they are disposed in an inclined manner, the resolution is improved in two directions, the horizontal direction (one axial direction) and the vertical direction (the other axial direction). Therefore, according to this configuration, it is possible to generate high-resolution images in the horizontal direction and the vertical direction without changing the X-ray imaging unit to a high-resolution one.

本発明によれば、Ｘ線ＣＴ撮影装置は、低コストで高解像度のＣＴ画像を生成することができる。その結果、Ｘ線ＣＴ撮影装置が一般医療用や歯科用として利用された場合に、生成される高解像度の断層画像によって、診断精度を向上させることができる。   According to the present invention, the X-ray CT imaging apparatus can generate a high-resolution CT image at low cost. As a result, when the X-ray CT imaging apparatus is used for general medical use or dental use, diagnostic accuracy can be improved by the generated high-resolution tomographic image.

以下、図面を参照して本発明のＸ線ＣＴ撮影装置を実施するための最良の形態（以下「実施形態」という）について詳細に説明する。   Hereinafter, the best mode for carrying out the X-ray CT imaging apparatus of the present invention (hereinafter referred to as “embodiment”) will be described in detail with reference to the drawings.

（第１実施形態）
［Ｘ線ＣＴ撮影装置の構成］
図１は、本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置を模式的に示す構成図である。Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、例えば歯科用コーンビームＣＴであって、被写体（人物）Ｋの上顎または下顎をＸ線撮影して取得したフレーム画像を積算処理して構成した処理画像を投影データ（profile；プロフィール画像）としてＦＢＰにより画像再構成することでＣＴ用画像としてアキシャル画像（axial画像）を生成するものである。Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、コーンビームＣＴなので一気に３次元のボクセルサイズを小さくすることができる。このＸ線ＣＴ撮影装置１は、図１に示すように、Ｘ線源２と、Ｘ線撮像手段３と、アーム４と、旋回駆動手段５と、Ａ／Ｄ変換手段６と、大容量フレーム画像記憶手段７と、フレーム画像処理手段８と、フレーム処理画像記憶手段９と、ＣＴ用画像処理手段１０と、ＣＴ処理画像記憶手段１１と、ＣＴ用画像表示記憶手段１２と、出力手段１３とを備えている。 (First embodiment)
[Configuration of X-ray CT imaging apparatus]
FIG. 1 is a configuration diagram schematically showing an X-ray CT imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention. The X-ray CT imaging apparatus 1 is, for example, a dental cone beam CT, and projects a processed image formed by integrating a frame image obtained by X-ray imaging of the upper jaw or lower jaw of a subject (person) K as projection data ( An axial image (axial image) is generated as a CT image by reconstructing an image as a profile (profile image) by FBP. Since the X-ray CT imaging apparatus 1 is a cone beam CT, the three-dimensional voxel size can be reduced at a stretch. As shown in FIG. 1, the X-ray CT imaging apparatus 1 includes an X-ray source 2, an X-ray imaging means 3, an arm 4, a turning drive means 5, an A / D conversion means 6, a large capacity frame. Image storage means 7, frame image processing means 8, frame processed image storage means 9, CT image processing means 10, CT processed image storage means 11, CT image display storage means 12, output means 13 It has.

Ｘ線源２は、例えば鉛からなる図示しない筐体に設けられたスリット（鉛スリット）を介してＸ線を照射することにより生成されるスリット状のコーンビーム（Ｘ線ビーム）を所定のタイミングで被写体Ｋに照射するものである。   The X-ray source 2 generates a slit-shaped cone beam (X-ray beam) generated by irradiating X-rays through a slit (lead slit) provided in a housing (not shown) made of lead, for example, at a predetermined timing. In this case, the subject K is irradiated.

Ｘ線撮像手段３は、Ｘ線源２から照射されて被写体Ｋを通過したＸ線を受光する複数の画素が配列され、被写体ＫのＸ線が通過した部分を所定のフレームレートで撮像するものである。Ｘ線撮像手段３は、Ｘ線イメージセンサやＸ線検出器、またはそれらの組合せである。ここで、イメージセンサは、例えば、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサ、ＣＭＯＳイメージセンサ、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）センサ、ＣｄＴｅセンサ等である。また、Ｘ線検出器は、Ｘ線イメージインテンシファイア（Image Intensifier：Ｉ．Ｉ．）、フラットパネル検出器(Flat Panel Detector:ＦＰＤ)等である。本実施形態では、Ｘ線撮像手段３は、一般的な市販されているシンチレータ（scintillator）を備えたＣＣＤイメージセンサであるものとして説明する。この場合、画素の１画素サイズを、例えば１００μｍ×１００μｍとして、例えば水平方向５１２画素×垂直方向１２８画素で配列されたものとしてＸ線撮像手段３を構成することができる。   The X-ray imaging means 3 has a plurality of pixels arranged to receive X-rays irradiated from the X-ray source 2 and passed through the subject K, and images a portion of the subject K through which X-rays pass at a predetermined frame rate. It is. The X-ray imaging means 3 is an X-ray image sensor, an X-ray detector, or a combination thereof. Here, the image sensor is, for example, a CCD (Charge Coupled Device) image sensor, a CMOS image sensor, a TFT (Thin Film Transistor) sensor, a CdTe sensor, or the like. The X-ray detector is an X-ray image intensifier (I.I.), a flat panel detector (FPD), or the like. In the present embodiment, the X-ray imaging unit 3 will be described as a CCD image sensor including a general commercially available scintillator. In this case, the X-ray imaging unit 3 can be configured with one pixel size of 100 μm × 100 μm, for example, arranged in a horizontal direction of 512 pixels × vertical direction of 128 pixels.

アーム４は、Ｘ線源２とＸ線撮像手段３とを所定の間隔を空けて保持するものである。この間隔は、Ｘ線源２とＸ線撮像手段３との間に被写体Ｋが収まるように、例えば、３０ｃｍ〜１ｍに設定される。なお、Ｘ線源２の照射部とＸ線撮像手段３の受光面とは対向して配置される。また、アーム４は、回転中心Ｏの周りに回動可能に構成されている。アーム４は、Ｘ線撮像手段３側では、図示しない基台を介してＸ線撮像手段３を固定保持している。   The arm 4 holds the X-ray source 2 and the X-ray imaging means 3 at a predetermined interval. This interval is set to, for example, 30 cm to 1 m so that the subject K is accommodated between the X-ray source 2 and the X-ray imaging means 3. In addition, the irradiation part of the X-ray source 2 and the light-receiving surface of the X-ray imaging means 3 are arranged to face each other. The arm 4 is configured to be rotatable around the rotation center O. On the X-ray imaging unit 3 side, the arm 4 holds the X-ray imaging unit 3 fixedly via a base (not shown).

旋回駆動手段５は、Ｘ線源２およびＸ線撮像手段３を被写体の周りに回転させることでＸ線撮像手段３をＸ線入射方向に直交する方向に移動させるものである。旋回駆動手段５は、モータやアクチュエータ等から構成され、アーム４を所定の角速度で回転するように旋回させる。本実施形態では、旋回駆動手段５は、アームを回転させることで、Ｘ線撮像手段３を回転中心Ｏの周りに回転させる。   The turning drive unit 5 is configured to move the X-ray imaging unit 3 in a direction orthogonal to the X-ray incident direction by rotating the X-ray source 2 and the X-ray imaging unit 3 around the subject. The turning drive means 5 includes a motor, an actuator, and the like, and turns the arm 4 so as to rotate at a predetermined angular velocity. In the present embodiment, the turning drive unit 5 rotates the X-ray imaging unit 3 around the rotation center O by rotating the arm.

したがって、被写体Ｋから見た場合に、Ｘ線源２とＸ線撮像手段３の両方が移動していることになる。そのため、Ｘ線源２からある瞬間に照射されて被写体Ｋの例えば水平方向に並んだ複数の点を通過したＸ線は、Ｘ線撮像手段３の移動方向に隣り合った複数の画素に受光されることになる。逆に言えば、Ｘ線源２から連続的に照射されて被写体Ｋの１つの点を通過したＸ線は、Ｘ線撮像手段３の移動方向に隣り合った複数の画素に受光されることになる。   Therefore, when viewed from the subject K, both the X-ray source 2 and the X-ray imaging means 3 are moving. Therefore, X-rays that are irradiated from the X-ray source 2 at a certain moment and pass through a plurality of points of the subject K arranged in the horizontal direction, for example, are received by a plurality of pixels adjacent in the moving direction of the X-ray imaging unit 3. Will be. In other words, X-rays continuously irradiated from the X-ray source 2 and passed through one point of the subject K are received by a plurality of pixels adjacent in the moving direction of the X-ray imaging means 3. Become.

ここで、Ｘ線源２とＸ線撮像手段３との配置例について図２および図３を参照して説明する。図２は、Ｘ線撮像手段を受光面と反対側から視た状態を示し、図３は、Ｘ線撮像手段を受光面側から視た状態を示している。本実施形態においては、図２に示すように、Ｘ線源２から照射されるＸ線は、Ｘ線遮蔽部材１５に穿設されたスリット１６を通過する。このスリット１６を通過したＸ線ビームは、被写体Ｋを通過しＸ線撮像手段３に受光される。図２および図３に示すように、Ｘ線撮像手段３は、その移動方向から傾斜している。また、図２に示すように、Ｘ線源２側のスリット１６もＸ線撮像手段３と同じ角度で傾斜している。なお、図２では、矩形のＸ線撮像手段３の辺の方向と画素の配列方向とは同じものとしている。   Here, an arrangement example of the X-ray source 2 and the X-ray imaging unit 3 will be described with reference to FIGS. 2 and 3. FIG. 2 shows a state in which the X-ray imaging unit is viewed from the side opposite to the light receiving surface, and FIG. 3 shows a state in which the X-ray imaging unit is viewed from the light receiving surface side. In the present embodiment, as shown in FIG. 2, X-rays irradiated from the X-ray source 2 pass through slits 16 formed in the X-ray shielding member 15. The X-ray beam that has passed through the slit 16 passes through the subject K and is received by the X-ray imaging means 3. As shown in FIGS. 2 and 3, the X-ray imaging unit 3 is inclined from the moving direction. In addition, as shown in FIG. 2, the slit 16 on the X-ray source 2 side is also inclined at the same angle as the X-ray imaging means 3. In FIG. 2, the direction of the sides of the rectangular X-ray imaging unit 3 and the pixel arrangement direction are the same.

図３に示すように、Ｘ線撮像手段３は、受光面上の複数の画素Ｇの配列方向（縦方向および横方向）を、Ｘ線撮像手段３の移動方向からそれぞれ４５度傾斜させて配設されている。つまり、Ｘ線撮像手段３の受光面上の横方向（ＯＸ方向）と縦方向（ＯＹ方向）とは、移動方向（図３において左）に対して４５度ずつ傾斜している。ここで、各画素Ｇにおいて、画素幅ｄより細かく分割した領域を想定する。図３に示す例では、各画素Ｇは縦方向および横方向にそれぞれ仮想的に１０等分されているものとする。例えば、Ｘ線撮像手段３が、左に

Figure 0005231959
だけ移動すると、Ｘ線撮像手段３は、受光面上の縦方向（ＯＸ方向）と、横方向（ＯＹ方向）にそれぞれ（ｄ／１０）だけ移動することとなる。この間に旋回駆動手段５がアーム４を旋回しながらＸ線源２がＸ線を照射することができる。なお、図３において、Ｘ線は、紙面に垂直な方向手前の位置から被写体に照射され、Ｘ線撮像手段３は、紙面に垂直な方向で被写体Ｋよりも奥の位置で左方に移動する。 As shown in FIG. 3, the X-ray imaging unit 3 is arranged by inclining the arrangement direction (vertical direction and horizontal direction) of the plurality of pixels G on the light receiving surface by 45 degrees from the moving direction of the X-ray imaging unit 3. It is installed. That is, the horizontal direction (OX direction) and the vertical direction (OY direction) on the light receiving surface of the X-ray imaging unit 3 are inclined 45 degrees each with respect to the moving direction (left in FIG. 3). Here, in each pixel G, an area divided more finely than the pixel width d is assumed. In the example shown in FIG. 3, it is assumed that each pixel G is virtually divided into 10 equal parts in the vertical and horizontal directions. For example, the X-ray imaging means 3
Figure 0005231959
The X-ray imaging means 3 moves only (d / 10) in the vertical direction (OX direction) and the horizontal direction (OY direction) on the light receiving surface. During this time, the X-ray source 2 can irradiate X-rays while the turning drive means 5 turns the arm 4. In FIG. 3, X-rays are irradiated to the subject from a position in the direction perpendicular to the paper surface, and the X-ray imaging means 3 moves to the left at a position behind the subject K in the direction perpendicular to the paper surface. .

図１に戻ってＸ線ＣＴ撮影装置１の構成の説明を続ける。
この旋回駆動手段５と、Ｘ線源２と、Ｘ線撮像手段３とは、図示しないコントローラにより制御され、旋回駆動手段５がアーム４を旋回しながら、１周の撮影においてＸ線源２がＸ線の照射を繰り返し、Ｘ線の照射タイミングに同期してＸ線撮像手段３が被写体Ｋのフレーム画像（単純Ｘ線撮影像）を撮像してＡ／Ｄ変換手段６に出力する。
Ａ／Ｄ変換手段６は、Ｘ線撮像手段３の出力信号（フレーム画像）を取得し、Ａ／Ｄ変換し、Ａ／Ｄ変換したＸ線撮像手段３の出力信号（フレーム画像）を、大容量フレーム画像記憶手段７に格納する。フレーム画像処理手段８は、大容量フレーム画像記憶手段７から、そのフレーム画像を読み出す。 Returning to FIG. 1, the description of the configuration of the X-ray CT imaging apparatus 1 will be continued.
The turning drive means 5, the X-ray source 2, and the X-ray imaging means 3 are controlled by a controller (not shown), and the turning drive means 5 turns the arm 4 while the X-ray source 2 is in one imaging. The X-ray irradiation is repeated, and the X-ray imaging unit 3 captures a frame image (simple X-ray image) of the subject K in synchronization with the X-ray irradiation timing and outputs the frame image to the A / D conversion unit 6.
The A / D conversion means 6 acquires the output signal (frame image) of the X-ray imaging means 3, performs A / D conversion, and outputs the output signal (frame image) of the X-ray imaging means 3 that has been A / D converted to a large value. It is stored in the capacity frame image storage means 7. The frame image processing unit 8 reads the frame image from the large-capacity frame image storage unit 7.

大容量フレーム画像記憶手段７と、フレーム画像処理手段８と、フレーム処理画像記憶手段９と、ＣＴ用画像処理手段１０と、ＣＴ処理画像記憶手段１１と、ＣＴ用画像表示記憶手段１２とは、例えば、一般的なコンピュータ（計算機）で実現することができ、ＣＰＵ（Central Processing Unit）と、ＲＡＭ（Random Access Memory）と、ＲＯＭ（Read Only Memory）と、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）と、入力／出力インタフェースとを含んで構成されている。   The large-capacity frame image storage means 7, the frame image processing means 8, the frame processed image storage means 9, the CT image processing means 10, the CT processed image storage means 11, and the CT image display storage means 12 are: For example, it can be realized by a general computer (computer), and a CPU (Central Processing Unit), a RAM (Random Access Memory), a ROM (Read Only Memory), a HDD (Hard Disk Drive), an input / And an output interface.

大容量フレーム画像記憶手段７は、Ａ／Ｄ変換されたＸ線撮像手段３の出力信号（フレーム画像）を記憶するものであり、一般的な画像メモリやハードディスク等から構成される。
フレーム画像処理手段８は、大容量フレーム画像記憶手段７から、フレーム画像を読み出して、これを用いて積算処理した結果を、処理画像としてフレーム処理画像記憶手段９に保存する。つまり、フレーム画像処理手段８は、Ａ／Ｄ変換手段６が変換して出力したフレーム画像を取得してそれを積算処理する。
以下では、画素Ｇが２次元配列されたＸ線撮像手段３を用いた信号処理の説明を簡単にするために、便宜上、Ｘ線撮像手段３を１次元のＣＣＤイメージセンサに置き換え、これをＸ線撮像手段３ａと表記して説明に用いることとする。 The large-capacity frame image storage means 7 stores an output signal (frame image) of the X-ray imaging means 3 subjected to A / D conversion, and includes a general image memory, a hard disk, and the like.
The frame image processing means 8 reads out the frame image from the large-capacity frame image storage means 7 and stores the result of integration processing using the frame image in the frame processing image storage means 9 as a processed image. In other words, the frame image processing means 8 acquires the frame image converted and output by the A / D conversion means 6 and integrates it.
In the following, in order to simplify the description of the signal processing using the X-ray imaging means 3 in which the pixels G are two-dimensionally arranged, for convenience, the X-ray imaging means 3 is replaced with a one-dimensional CCD image sensor, The line imaging means 3a is used for explanation.

フレーム画像処理手段８は、被写体Ｋの周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向へのＸ線撮像手段３ａの移動に伴ってＸ線撮像手段３ａの所定画素がその画素幅だけ移動する間の複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、所定画素から出力される信号の値を所定画素の移動中の各サンプリング時点に対応して所定画素用の各メモリ領域に積算する。また、フレーム画像処理手段８は、被写体Ｋの所定点を通過するＸ線を所定画素の次に受光する隣接画素の移動中の当該サンプリング時点に対応して隣接画素から出力される信号の値を所定画素用の各メモリ領域に積算する。フレーム画像処理手段８は、Ｘ線撮像手段３ａの備える各画素について、このような所定画素および隣接画素の受光信号をそれぞれ積算することで、画素幅だけ移動する時間毎に処理画像を生成する。以下では、所定画素を第１画素と呼び、隣接画素を第２画素と呼ぶこととする。   The frame image processing unit 8 moves the predetermined pixel of the X-ray imaging unit 3a by the pixel width in accordance with the movement of the X-ray imaging unit 3a in the direction orthogonal to the X-ray incident direction by the rotation around the subject K. At each of the plurality of sampling points, the value of the signal output from the predetermined pixel is integrated into each memory area for the predetermined pixel corresponding to each sampling point during movement of the predetermined pixel. Further, the frame image processing means 8 calculates the value of the signal output from the adjacent pixel corresponding to the sampling time point during the movement of the adjacent pixel that receives the X-ray passing through the predetermined point of the subject K next to the predetermined pixel. Integration is performed in each memory area for a predetermined pixel. The frame image processing unit 8 generates a processed image for each time of movement by the pixel width by integrating the light reception signals of such predetermined pixels and adjacent pixels for each pixel included in the X-ray imaging unit 3a. Hereinafter, the predetermined pixel is referred to as a first pixel, and the adjacent pixel is referred to as a second pixel.

具体的には、フレーム画像処理手段８は、画素がその画素幅だけ移動する時間を、例えば１０個に分割したそれぞれのタイミングにフレーム画像を取得することができる。すなわち、画素がその画素幅だけ移動する時間に、例えば１０枚のフレーム画像を取得することができる。フレーム画像処理手段８は、各サンプリング時点の画素出力信号（フレーム画像）を、大容量フレーム画像記憶手段７から読み出し、フレーム処理画像記憶手段９において、各サンプリング時点で書き換えつつ積算するので、画素毎のメモリ領域としては、１画素分のメモリを、１０枚のフレーム画像に対応して１０個に分割したメモリ領域で対応できる。そして、フレーム画像処理手段８は、例えば、連続した１０枚のフレーム画像を積算することで、投影データ用の１枚の処理画像を生成することができる。画素の出力信号を案分する具体例については後記する。   Specifically, the frame image processing means 8 can acquire a frame image at each timing obtained by dividing the time required for the pixel to move by the pixel width into ten, for example. That is, for example, ten frame images can be acquired during the time when the pixel moves by the pixel width. The frame image processing means 8 reads out the pixel output signal (frame image) at each sampling time from the large-capacity frame image storage means 7 and integrates it while rewriting at each sampling time in the frame processing image storage means 9. As the memory area, a memory area corresponding to one pixel can be handled by a memory area divided into 10 corresponding to 10 frame images. The frame image processing means 8 can generate one processed image for projection data, for example, by accumulating 10 consecutive frame images. A specific example of appropriately distributing the pixel output signal will be described later.

ここで、１つの画素に対する積算用の各メモリ領域の個数は、画素がその画素幅だけ移動する時間に取得するフレーム画像の個数（画素の仮想的な分割数）と同じであるものとする。この個数は、「１０」に限定されず、任意である。解像度の改善効果、装置の処理負荷や処理時間等を考慮すると、１つの画素に対する積算用の各メモリ領域の個数は、例えば、３〜２０であることが好ましく、特に５〜１０であることがさらに好ましい。   Here, it is assumed that the number of memory areas for integration for one pixel is the same as the number of frame images (virtual division number of pixels) acquired during the time when the pixels move by the pixel width. This number is not limited to “10” and is arbitrary. Considering the resolution improvement effect, the processing load of the apparatus, the processing time, and the like, the number of memory areas for integration with respect to one pixel is preferably, for example, 3 to 20, particularly 5 to 10. Further preferred.

フレーム処理画像記憶手段９は、Ｘ線撮像手段３ａの備える画素をその画素幅より細かく分割した領域に対応した複数個のメモリ領域を画素ごとに有する。ここで、フレーム処理画像記憶手段９による大容量メモリについて図４を参照して説明する。図４は、本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影方法の説明図であって、（ａ）は、回転軸方向から視た撮影領域と、フレーム処理画像記憶手段によるメモリ空間上の大容量メモリとの対応関係、（ｂ）は１画素分移動毎のメモリ領域の詳細をそれぞれ示している。   The frame processing image storage means 9 has a plurality of memory areas corresponding to areas obtained by dividing the pixels of the X-ray imaging means 3a finer than the pixel width for each pixel. Here, the large-capacity memory by the frame processing image storage means 9 will be described with reference to FIG. FIG. 4 is an explanatory diagram of the X-ray CT imaging method according to the first embodiment of the present invention. FIG. 4A shows an imaging area viewed from the rotation axis direction and a memory space by the frame processing image storage means. Correspondence with the large-capacity memory, (b) shows details of the memory area for each movement of one pixel.

本実施形態では、図４（ａ）に示すように、Ｘ線源２とＸ線撮像手段３ａとは、回転中心Ｏの周りを同じ半径の回転軌跡２１で回転するものとするが、それぞれの半径が異なっていてもよい。また、この例では、Ｘ線源２は反時計回りに回転するが、回転方向は任意である。符号２３は、フレーム処理画像記憶手段９による大容量メモリを示している。   In the present embodiment, as shown in FIG. 4A, the X-ray source 2 and the X-ray imaging means 3a rotate around a rotation center O with a rotation locus 21 having the same radius. The radii may be different. In this example, the X-ray source 2 rotates counterclockwise, but the rotation direction is arbitrary. Reference numeral 23 denotes a large-capacity memory by the frame processed image storage means 9.

図４（ａ）に示したメモリ空間上の大容量メモリ２３は、説明のために円環状に示したものであり、１回転３６０°する間の微少移動距離に対応した１画素分移動毎のメモリ（１０サンプルのメモリ）２４を多数有している。図４（ｂ）は、Ｘ線撮像手段３ａが画素Ｇを水平方向に例えば１０個有している場合に対応した、１画素分移動毎のメモリ２４を模式的に示す図である。この場合に、１画素分移動毎のメモリ２４は、画素に対応したメモリ２５を１０個有している。画素に対応したメモリ２５は、それぞれ、横１０×縦１０の１００個の領域に分割されている様子を図示しているが、これは、実質的には、１画素分移動するまでの距離（画素幅）を仮想的に１０個に分割したこと（横方向）を示すものである。ここで、縦方向の１０分割は、１画素分移動するまでに取得した１０枚のフレーム画像（１０サンプル）を示している。つまり、画素に対応したメモリ２５は、１画素分移動するまでの時間を１０等分したサンプリング時点に対応した１００（１０×１０）個の記憶領域を有している。これらのメモリ領域は、フレーム画像処理手段８によって処理画像を生成するための積算処理に利用されるものである。メモリ領域に積算される信号強度の具体例については後記する。   The large-capacity memory 23 in the memory space shown in FIG. 4A is shown in an annular shape for the sake of explanation, and each pixel movement corresponding to a minute movement distance during one rotation of 360 ° is shown. A large number of memories (10 samples of memory) 24 are provided. FIG. 4B is a diagram schematically showing the memory 24 for each pixel movement corresponding to the case where the X-ray imaging unit 3a has, for example, ten pixels G in the horizontal direction. In this case, the memory 24 for each pixel movement has ten memories 25 corresponding to the pixels. The memory 25 corresponding to the pixel is illustrated as being divided into 100 regions each having a width of 10 × 10, but this is substantially the distance to move by one pixel ( This indicates that the (pixel width) is virtually divided into 10 (lateral direction). Here, 10 vertical divisions indicate 10 frame images (10 samples) acquired before moving by one pixel. In other words, the memory 25 corresponding to the pixel has 100 (10 × 10) storage areas corresponding to the sampling time point where the time required to move by one pixel is equally divided into ten. These memory areas are used for integration processing for generating a processed image by the frame image processing means 8. A specific example of the signal intensity integrated in the memory area will be described later.

図１に戻ってＸ線ＣＴ撮影装置１の構成の説明を続ける。
ＣＴ用画像処理手段１０は、例えばＣＰＵから構成され、画素を仮想的に分割したサブピクセル３３（図５参照）が配列された画像再構成エリア３１に対して、フレーム画像処理手段８で生成した処理画像を投影データ（プロフィール画像）として逆投影することでＣＴ用画像を生成する。 Returning to FIG. 1, the description of the configuration of the X-ray CT imaging apparatus 1 will be continued.
The CT image processing means 10 is composed of, for example, a CPU, and is generated by the frame image processing means 8 for the image reconstruction area 31 in which subpixels 33 (see FIG. 5) in which pixels are virtually divided are arranged. A CT image is generated by back-projecting the processed image as projection data (profile image).

例えば、１回転のうちに生成した「１０００」の処理画像を用いる場合には、ＣＴ用画像処理手段１０は、「１０００」のプロフィール画像を用いてＣＴ用画像を生成する。なお、１回転で生成するプロフィール画像の枚数は、これに限らず、例えば、５１２０枚や１０２４０枚とすることもできる。その他の例としては、被写体Ｋを中心にして半径３００ｍｍの地点において、Ｘ線撮像手段３ａとして、１画素サイズが１００μｍのＦＰＤを移動させる場合には、半径３００ｍｍの円周（１８８４ｍｍ）において、１画素を１０分割した長さ（例えば１０μｍ）ずつ、ＦＰＤを移動させてフレーム画像を取得すると、プロフィール画像の枚数、すなわち、１画素分移動毎のメモリ２４の個数は、「１８８４００」となる。   For example, when the processed image “1000” generated in one rotation is used, the CT image processing means 10 generates a CT image using the profile image “1000”. Note that the number of profile images generated by one rotation is not limited to this, and may be 5120 or 10240, for example. As another example, when an FPD having a pixel size of 100 μm is moved as the X-ray imaging unit 3a at a point having a radius of 300 mm with the subject K as the center, the circumference of the circumference (1884 mm) with a radius of 300 mm is 1 When a frame image is acquired by moving the FPD by a length obtained by dividing a pixel into 10 (for example, 10 μm), the number of profile images, that is, the number of memories 24 for each pixel movement is “188400”.

ＣＴ用画像処理手段１０は、公知のＦＢＰを用いて、被写体の１断面を画像再構成エリアにおいて格子状に分割したときの各部位の吸収率を未知数とし、その合計が実際の吸収量と等しくなるように連立方程式を立てて、これを解く。ＦＢＰに用いるフィルタとしては、例えば、Ramp，Shepp-Logan，Chesler等のフィルタを用いることができる。また、前処理フィルタとして、ButterWorth，Hanning，Hamming，Gauss等のフィルタを用いることができる。さらに、ぼけ補正フィルタとして、例えばWinnerフィルタを用いることができる。   The CT image processing means 10 uses the known FBP, sets the absorption rate of each part when dividing one cross section of the subject in a grid shape in the image reconstruction area as an unknown, and the sum is equal to the actual absorption amount. Set up simultaneous equations and solve this. As a filter used for FBP, filters such as Ramp, Shepp-Logan, and Chesler can be used, for example. In addition, filters such as ButterWorth, Hanning, Hamming, and Gauss can be used as preprocessing filters. Furthermore, for example, a Winner filter can be used as the blur correction filter.

［画像再構成エリア］
ここで、画像再構成エリアについて図５を参照して説明する。図５は、本発明の第１実施形態に係るにＸ線ＣＴ撮影方法において回転軸方向から視た画像再構成エリアの模式図である。図５（ａ）の例では、画像再構成エリア３１を縦１０×横１０の１００個のピクセル（画素）３２で構成した。画像再構成エリア３１の中心は回転中心Ｏに一致しており、この回転中心Ｏの周りにＸ線撮像手段３ａ等が回転する。なお、図５（ａ）の例では、Ｘ線撮像手段３ａを１画素×１０画素（１画素サイズは１００μｍ×１００μｍ）とした。１つ１つのピクセルは、図５（ａ）に符号αで代表して示すように、さらに分割されている。符号αで代表して示す部分の拡大図を図５（ｂ）に示す。この例では、ピクセル３２は、さらに、縦１０×横１０の１００個のサブピクセル３３で構成されている。 [Image reconstruction area]
Here, the image reconstruction area will be described with reference to FIG. FIG. 5 is a schematic diagram of an image reconstruction area viewed from the direction of the rotation axis in the X-ray CT imaging method according to the first embodiment of the present invention. In the example of FIG. 5A, the image reconstruction area 31 is composed of 100 pixels 32 (10 × 10). The center of the image reconstruction area 31 coincides with the rotation center O, and the X-ray imaging means 3a and the like rotate around the rotation center O. In the example of FIG. 5A, the X-ray imaging unit 3a is 1 pixel × 10 pixels (one pixel size is 100 μm × 100 μm). Each pixel is further divided as shown by a symbol α in FIG. FIG. 5B shows an enlarged view of a portion represented by the symbol α. In this example, the pixel 32 is further composed of 100 subpixels 33 of 10 × 10.

ここで、ピクセル３２の一辺の分割数は、画素がその画素幅だけ移動する時間に生成するフレーム画像の個数（画素の仮想的な分割数）と同じであるものとする。この分割数は、「１０」に限定されず、任意である。解像度の改善効果、装置の処理負荷や処理時間等を考慮すると、ピクセル３２の一辺の分割数は、例えば、３〜２０であることが好ましく、特に５〜１０であることがさらに好ましい。   Here, it is assumed that the number of divisions on one side of the pixel 32 is the same as the number of frame images (virtual division number of pixels) generated during the time when the pixel moves by the pixel width. The number of divisions is not limited to “10” and is arbitrary. Considering the resolution improvement effect, the processing load of the apparatus, the processing time, and the like, the number of divisions on one side of the pixel 32 is preferably, for example, 3 to 20, and more preferably 5 to 10.

図１に戻ってＸ線ＣＴ撮影装置１の構成の説明を続ける。
ＣＴ処理画像記憶手段１１は、ＣＴ用画像処理手段１０によるＣＴ用画像の生成処理のために使用される記憶手段であり、一般的な画像メモリ等から構成される。
ＣＴ用画像表示記憶手段１２は、ＣＴ用画像処理手段１０で生成されたＣＴ用画像（表示対象とする画像）を記憶するものであり、一般的な画像メモリ等から構成される。このＣＴ用画像は、例えば、輝度値で表される。
出力手段１３は、例えば、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ：Liquid Crystal Display）、ＰＤＰ（Plasma Display Panel）、ＥＬ（Electronic Luminescence）等から構成される。 Returning to FIG. 1, the description of the configuration of the X-ray CT imaging apparatus 1 will be continued.
The CT processed image storage means 11 is a storage means used for generating a CT image by the CT image processing means 10 and is composed of a general image memory or the like.
The CT image display storage unit 12 stores a CT image (an image to be displayed) generated by the CT image processing unit 10 and includes a general image memory or the like. This CT image is represented by a luminance value, for example.
The output unit 13 includes, for example, a CRT (Cathode Ray Tube), a liquid crystal display (LCD), a PDP (Plasma Display Panel), an EL (Electronic Luminescence), and the like.

なお、フレーム画像処理手段８およびＣＴ用画像処理手段１０は、ＣＰＵがＲＯＭ等に格納された所定のプログラムをＲＡＭに展開して実行することによりその機能が実現されるものである。このプログラムは、通信回線を介して提供することも可能であるし、ＣＤ−ＲＯＭ等の記録媒体に書き込んで提供することも可能である。   Note that the functions of the frame image processing means 8 and the CT image processing means 10 are realized by the CPU developing and executing a predetermined program stored in the ROM or the like on the RAM. This program can be provided via a communication line, or can be provided by being written in a recording medium such as a CD-ROM.

［Ｘ線ＣＴ撮影装置の動作］
第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置の動作について図６を参照（適宜図１参照）して説明する。図６は、本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置の動作を示すフローチャートである。まず、第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１は、旋回駆動手段５によって、被写体Ｋの周りにＸ線撮像手段３を回転させることにより、Ｘ線撮像手段３をＸ線入射方向に直交する方向へ移動させ、Ｘ線撮像手段３によって、Ｘ線撮像手段３の画素がその画素幅だけ移動する間において予め設定された複数のサンプリング時点それぞれに被写体Ｋを撮影する（ステップＳ１）。このとき、被写体Ｋの所定点を通過したＸ線がＸ線撮像手段３で受光される。Ａ／Ｄ変換手段６は、Ｘ線撮像手段３の各画素から出力される信号をＡ／Ｄ変換し、大容量フレーム画像記憶手段７に格納する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、フレーム画像処理手段８によって、大容量フレーム画像記憶手段７から、画素幅だけ移動する間に取得された各フレーム画像を読み出し、第１画素の出力信号および第２画素の出力信号を、フレーム処理画像記憶手段９の第１画素用のメモリ領域に積算して処理画像を生成する（ステップＳ２）。なお、フレーム画像処理手段８は、Ｘ線撮像手段３の画素幅だけ移動する時間に対応して処理画像を生成する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、ＣＴ用画像処理手段１０によって、フレーム処理画像記憶手段９から、生成した処理画像を、サブピクセル３３に対応した画像再構成エリア３１に対してプロフィール画像として逆投影することでＣＴ用画像を生成し（ステップＳ３）、生成されたＣＴ用画像をＣＴ用画像表示記憶手段１２に格納する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、ＣＴ用画像表示記憶手段１２から、生成されたＣＴ用画像を読み出して出力手段１３に出力する（ステップＳ４）。 [Operation of X-ray CT imaging apparatus]
The operation of the X-ray CT imaging apparatus of the first embodiment will be described with reference to FIG. 6 (refer to FIG. 1 as appropriate). FIG. 6 is a flowchart showing the operation of the X-ray CT imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention. First, in the X-ray CT imaging apparatus 1 of the first embodiment, the X-ray imaging unit 3 is orthogonal to the X-ray incident direction by rotating the X-ray imaging unit 3 around the subject K by the turning drive unit 5. The subject K is photographed at each of a plurality of preset sampling points while the pixels of the X-ray imaging unit 3 move by the pixel width by the X-ray imaging unit 3 (step S1). At this time, X-rays passing through a predetermined point of the subject K are received by the X-ray imaging unit 3. The A / D conversion means 6 A / D converts signals output from the respective pixels of the X-ray imaging means 3 and stores them in the large-capacity frame image storage means 7. The X-ray CT imaging apparatus 1 reads out each frame image acquired while moving by the pixel width from the large-capacity frame image storage unit 7 by the frame image processing unit 8, and outputs the first pixel output signal and The output signal of the two pixels is added to the memory area for the first pixel in the frame processed image storage means 9 to generate a processed image (step S2). The frame image processing unit 8 generates a processed image corresponding to the time required to move by the pixel width of the X-ray imaging unit 3. Then, the X-ray CT imaging apparatus 1 reverses the generated processed image from the frame processed image storage unit 9 as a profile image to the image reconstruction area 31 corresponding to the sub-pixel 33 by the CT image processing unit 10. By projecting, a CT image is generated (step S3), and the generated CT image is stored in the CT image display storage means 12. The X-ray CT imaging apparatus 1 reads out the generated CT image from the CT image display storage unit 12 and outputs it to the output unit 13 (step S4).

ここで、図７を参照してフレーム処理画像記憶手段９の画素毎のメモリ領域について説明する。図７は、フレーム処理画像記憶手段の説明図であって、（ａ）は、被写体の所定点にコンボリューション（convolution）される記録系のＬＳＦを求める方法の一例を模式的に示しており、（ｂ）は画素ごとのメモリ領域を示している。図７（ａ）に示すＸ線撮像手段３ａは、縦１画素（ピクセル）×横１２画素（ピクセル）の１ラインのＣＣＤイメージセンサであるものとする。この１ラインのＣＣＤイメージセンサは、画素（ピクセル）Ｇ1，…，Ｇ12を有し、各画素幅をｄとする。 Here, the memory area for each pixel of the frame processed image storage means 9 will be described with reference to FIG. FIG. 7 is an explanatory diagram of the frame-processed image storage means. FIG. 7A schematically shows an example of a method for obtaining the LSF of the recording system that is convolved with a predetermined point of the subject. (B) shows a memory area for each pixel. Assume that the X-ray imaging unit 3a shown in FIG. 7A is a one-line CCD image sensor of 1 vertical pixel (pixel) × 12 horizontal pixels (pixel). This one-line CCD image sensor has pixels (pixels) G 1 ,..., G 12 , and each pixel width is d.

ある時点では、図７（ａ）において上側に示すように、画素Ｇ1が被写体のエッジＥの左側に配置され、画素Ｇ2がエッジＥの右側に配置されている。図７において、Ｘ線撮像手段３ａは、左側に移動するものとする。
フレーム処理画像記憶手段９は、各画素を画素幅ｄより細かく分割した領域に対応した複数個のメモリ領域を画素ごとに有している。これをアドレス群と呼ぶ。例えば、画素Ｇ1に対応してアドレス群Ａ1、画素Ｇ2に対応してアドレス群Ａ2等が設けられている。この例では、図７（ａ）において上側に示すように、各画素はＸ線撮像手段３ａの移動方向（図７において水平方向）に仮想的に１０個に分割されている。そして、画素を仮想的に分割した分割領域に対応して、当該画素用のメモリ領域（アドレス群）は、１０個の記憶領域（アドレス）に分割されている。図７において、画素が被写体のエッジＥの右側にあるときにエッジＥに最も近い分割領域に対応したアドレスの識別情報（領域ＩＤ）をＲ1として、以下、順にＲ2，…，Ｒ10とする。この場合、フレーム処理画像記憶手段９は、図７（ｂ）に示すように、領域ＩＤＲ1，…，Ｒ10に対応した１０個のメモリ領域を１２個の画素ごとに有している。なお、図７（ｂ）において、アドレス群Ａ1〜アドレス群Ａ3に記載された数字は、信号強度の一例を示している。 At a certain point in time, as shown on the upper side in FIG. 7A, the pixel G 1 is arranged on the left side of the edge E of the subject, and the pixel G 2 is arranged on the right side of the edge E. In FIG. 7, it is assumed that the X-ray imaging unit 3a moves to the left side.
The frame processing image storage means 9 has a plurality of memory areas corresponding to areas obtained by dividing each pixel finer than the pixel width d for each pixel. This is called an address group. For example, the address group A 1 corresponding to the pixels G 1, address group A 2 or the like corresponding to the pixel G 2 is provided. In this example, as shown on the upper side in FIG. 7A, each pixel is virtually divided into ten in the moving direction of the X-ray imaging means 3a (horizontal direction in FIG. 7). Then, corresponding to the divided area where the pixel is virtually divided, the memory area (address group) for the pixel is divided into 10 storage areas (addresses). 7, the identification information of the address in which the pixels corresponding to the nearest divided regions to the edge E while to the right of the object edge E (area ID) as R 1, or less, in order R 2, ..., and R 10 To do. In this case, as shown in FIG. 7B, the frame processed image storage means 9 has 10 memory areas corresponding to the areas IDR 1 ,..., R 10 for every 12 pixels. In FIG. 7B, the numbers described in the address group A 1 to the address group A 3 indicate an example of signal strength.

フレーム画像処理手段８は、第１画素が画素幅ｄだけ移動するまでの経過時間にしたがって、第１画素から出力される信号の値（例えば、輝度値）を、第１画素の移動中の位置に応じて第１画素用の各メモリ領域に積算すると共に、第２画素から出力される信号の値を、第２画素の移動中の位置に応じて第１画素用の各メモリ領域に積算する。ここで、フレーム画像処理手段８は、第１画素および第２画素から出力される信号の値を第１画素用の各メモリ領域に積算した後で、加算平均するようにしてもよい。例えば、第１画素および第２画素が出力する信号を合計１０回加算した場合にその加算値（積算値）を１０で割った値を記憶するようにしてもよい。このフレーム画像処理手段８の処理によって、フレーム画像別に各画素用の各メモリ領域に積算された信号の値に基づいて、前記した処理画像が形成されることとなる。このフレーム画像処理手段８は、処理結果である歯列の所定の断層面についての処理画像をフレーム処理画像記憶手段９に出力する。   The frame image processing means 8 determines the value (for example, luminance value) of the signal output from the first pixel according to the elapsed time until the first pixel moves by the pixel width d, and the position during movement of the first pixel. And the value of the signal output from the second pixel is added to each memory area for the first pixel according to the moving position of the second pixel. . Here, the frame image processing means 8 may add and average the values of the signals output from the first pixel and the second pixel in each memory area for the first pixel. For example, when signals output from the first pixel and the second pixel are added 10 times in total, a value obtained by dividing the added value (integrated value) by 10 may be stored. By the processing of the frame image processing means 8, the above-described processed image is formed based on the value of the signal accumulated in each memory area for each pixel for each frame image. The frame image processing means 8 outputs a processed image for a predetermined tomographic plane of the dentition as a processing result to the frame processed image storage means 9.

［フレーム画像処理手段の動作の具体例］
図８は、各画素で時刻別に受光する信号強度を説明するため説明図である。この図８は、各画素が図８において左側に移動する様子を、画素幅ｄだけ移動する時間内について時系列に図８の縦方向に１０段階で示している。ここでは、エッジＥの左側にある画素Ｇ1を第１画素として、隣接画素Ｇ2を第２画素とする。図８において分割された領域に記載された数字は、信号強度の一例を示している。エッジＥより左側において、画素Ｇ1が受光する信号の強度を「０」とする。したがって、画素Ｇ1が出力する信号は「０」である。また、エッジＥより右側において、各画素Ｇ2，Ｇ3が受光する信号の強度を「１００」とする。 [Specific example of operation of frame image processing means]
FIG. 8 is an explanatory diagram for explaining the signal intensity received at each pixel by time. FIG. 8 shows the movement of each pixel to the left in FIG. 8 in 10 stages in the vertical direction of FIG. Here, the pixel G 1 on the left side of the edge E is a first pixel, and the adjacent pixel G 2 is a second pixel. The numbers described in the divided areas in FIG. 8 indicate an example of signal strength. On the left side of the edge E, the intensity of the signal received by the pixel G 1 is set to “0”. Therefore, the signal output from the pixel G 1 is “0”. Further, on the right side of the edge E, the intensity of the signal received by each of the pixels G 2 and G 3 is set to “100”.

フレーム画像処理手段８は、例えば、画素Ｇ2が受光する信号の強度が「９０」の場合、すなわち、画素Ｇ2の画素幅ｄの１０％の長さに相当する領域がエッジＥより左側に移動した場合、フレーム処理画像記憶手段９のアドレス群Ａ1の１０個のメモリ領域のうち領域ＩＤ「Ｒ10」のアドレスに、信号の強度として「９（＝９０／１０）」だけ加算する。また、フレーム画像処理手段８は、例えば、画素Ｇ2が受光する信号の強度が「８０」の場合、すなわち、画素Ｇ2の画素幅ｄの２０％の長さに相当する領域がエッジＥより左側に移動した場合、フレーム処理画像記憶手段９のアドレス群Ａ1の１０個のメモリ領域のうち領域ＩＤ「Ｒ10」，「Ｒ9」のアドレスに、信号の強度として「８（＝８０／１０）」だけ加算する。以下、同様である。 For example, when the intensity of the signal received by the pixel G 2 is “90”, the frame image processing means 8 has a region corresponding to 10% of the pixel width d of the pixel G 2 on the left side of the edge E. When moved, “9 (= 90/10)” is added as the signal strength to the address of the area ID “R 10 ” in the 10 memory areas of the address group A 1 of the frame processing image storage means 9. Further, the frame image processing means 8 has, for example, an area corresponding to 20% of the pixel width d of the pixel G 2 from the edge E when the intensity of the signal received by the pixel G 2 is “80”. When moving to the left side, the signal strength is set to “8” (= 80/80) at the addresses of the area IDs “R 10 ” and “R 9 ” in the 10 memory areas of the address group A 1 of the frame processing image storage means 9. 10) "is added. The same applies hereinafter.

また、フレーム画像処理手段８は、画素Ｇ2を第１画素として、隣接画素Ｇ3を第２画素として、同様な処理を行う。具体的には、フレーム画像処理手段８は、画素Ｇ2の画素幅ｄの例えば２０％の長さに相当する領域がエッジＥより左側に移動した場合には、アドレス群Ａ2の１０個のメモリ領域のうち、領域ＩＤ「Ｒ1」ないし「Ｒ8」のアドレスに、信号の強度として「８」だけそれぞれ加算する。また、図８に示した区間例では、画素Ｇ3が受光する信号の強度は変化せずに「１００」のままである。したがって、フレーム画像処理手段８は、例えば、画素Ｇ3の画素幅ｄの２０％の長さに相当する領域が左側に移動した場合には、アドレス群Ａ2の１０個のメモリ領域のうち、領域ＩＤ「Ｒ10」，「Ｒ9」のアドレスに、信号の強度として「１０」だけそれぞれ加算する。 Further, the frame image processing means 8 performs the same processing with the pixel G 2 as the first pixel and the adjacent pixel G 3 as the second pixel. Specifically, the frame image processing unit 8 determines that the 10 groups of the address group A 2 when the region corresponding to, for example, 20% of the pixel width d of the pixel G 2 has moved to the left side from the edge E. Of the memory area, “8” is added as the signal strength to the addresses of the area IDs “R 1 ” to “R 8 ”. In the section example shown in FIG. 8, the intensity of the signal received by the pixel G 3 remains unchanged at “100”. Therefore, for example, when the area corresponding to 20% of the pixel width d of the pixel G 3 has moved to the left side, the frame image processing means 8, among the 10 memory areas of the address group A 2 , Only “10” is added as the signal strength to the addresses of the region IDs “R 10 ” and “R 9 ”.

フレーム画像処理手段８は、図８に示した信号強度の変化のうち、画素Ｇ1の出力信号と、画素Ｇ2のうちエッジＥより左側に移動した領域に案分される画素Ｇ2の出力信号について、フレーム処理画像記憶手段９のアドレス群Ａ1の各メモリ領域に積算する。また、フレーム画像処理手段８は、図８に示した信号強度の変化のうち、画素Ｇ2のうちエッジＥより右側に配置されている領域に案分される画素Ｇ2の出力信号と、画素Ｇ3のうちエッジＥより右側に画素幅ｄまでの範囲に配置されている領域に案分される画素Ｇ3の出力信号とについて、フレーム処理画像記憶手段９のアドレス群Ａ2の各メモリ領域に積算する。さらに、フレーム画像処理手段８は、図８に示した信号強度の変化のうち、画素Ｇ3のうちエッジＥより右側に画素幅ｄから２ｄまでの範囲に配置されている領域に案分される画素Ｇ3の出力信号と、画素Ｇ3に隣接した図示しない画素Ｇ4のうちエッジＥより右側に画素幅ｄから２ｄまでの範囲に配置されている領域に案分される画素Ｇ4の出力信号とについて、フレーム処理画像記憶手段９のアドレス群Ａ3の各メモリ領域に積算する。以下、同様である。このとき、アドレス群Ａ１、アドレス群Ａ2およびアドレス群Ａ3に格納される信号強度の推移を図９に示す。なお、図９では、図８に示した時系列の１０段階をｔ＝１〜１０とした。 The frame image processing means 8 outputs the output signal of the pixel G 1 out of the change in signal intensity shown in FIG. 8 and the output of the pixel G 2 that is prorated to the region of the pixel G 2 that has moved to the left side from the edge E. The signal is integrated in each memory area of the address group A 1 of the frame processed image storage means 9. Further, the frame image processing means 8 outputs the output signal of the pixel G 2 divided into the region arranged on the right side of the edge E of the pixel G 2 among the changes in signal intensity shown in FIG. for the output signal of the pixel G 3 is prorated in a region that is located in the range of up to pixel width d on the right side of the edge E of G 3, each memory area of the address group a 2 of the frame processing the image storage means 9 Is accumulated. Further, the frame image processing means 8 is proportionately divided into areas arranged in the range from the pixel width d to 2d on the right side of the edge E in the pixel G 3 among the changes in signal intensity shown in FIG. the output signal of the pixel G 3, the output pixel G 4 is prorated in a region that is located in a range from a pixel width d on the right side of the edge E of the pixel G 4 (not shown) adjacent to the pixel G 3 to 2d The signal is integrated in each memory area of the address group A 3 of the frame processed image storage means 9. The same applies hereinafter. FIG. 9 shows changes in signal strength stored in the address group A 1 , the address group A 2, and the address group A 3 at this time. In FIG. 9, 10 stages of the time series shown in FIG.

図９に示したアドレス群Ａ1の１０個のメモリ領域の時刻ｔ＝１０の場合のそれぞれの信号強度と、アドレス群Ａ2の１０個のメモリ領域の時刻ｔ＝１０の場合のそれぞれの信号強度とをグラフにすると、図１０のグラフが得られる。具体的には、エッジＥからの距離「−９」〜「０」の信号強度は、アドレス群Ａ1の領域ＩＤ「Ｒ1」〜「Ｒ10」のアドレスの信号強度をそれぞれ示す。また、エッジＥからの距離「１」〜「１０」の信号強度は、アドレス群Ａ2の領域ＩＤ「Ｒ1」〜「Ｒ10」のアドレスの信号強度をそれぞれ示す。なお、エッジＥからの距離「１１」の信号強度は、アドレス群Ａ3の領域ＩＤ「Ｒ1」のアドレスの信号強度を示す。図１０のグラフは、図９に示した信号強度の例についてのＥＳＦ（Edge Spread Function）を示す。例えば、エッジからの距離が「１〜１０」までの信号強度は、「５５，６４，７２，７９，８５，９０，９４，９７，９９，１００」である。 The signal strengths at the time t = 10 of the ten memory areas of the address group A 1 shown in FIG. 9 and the signals at the time t = 10 of the ten memory areas of the address group A 2 shown in FIG. When the intensity is graphed, the graph of FIG. 10 is obtained. Specifically, the signal strengths of the distances “−9” to “0” from the edge E indicate the signal strengths of the addresses of the area IDs “R 1 ” to “R 10 ” of the address group A 1 , respectively. The signal strengths at the distances “1” to “10” from the edge E indicate the signal strengths of the addresses of the area IDs “R 1 ” to “R 10 ” of the address group A 2 , respectively. The signal strength at the distance “11” from the edge E indicates the signal strength of the address of the area ID “R 1 ” of the address group A 3 . The graph of FIG. 10 shows the ESF (Edge Spread Function) for the example of the signal strength shown in FIG. For example, the signal intensity from “1 to 10” from the edge is “55, 64, 72, 79, 85, 90, 94, 97, 99, 100”.

［ＬＳＦ］
図１０に示した“エッジからの距離「０」”を中心に左右対称の信号強度について差を求めると図１１に示すグラフが得られる。この図１１は、図１０に示したＥＳＦを微分することで得ることができるＬＳＦを示すグラフである。図１１のグラフの横軸は、エッジＥからの距離の差Δを示す。ここで、Δ＝１０は、画素幅ｄに相当する。Δ＝−１０は、エッジＥからの距離「−１０」の信号強度と、エッジＥからの距離「−９」の信号強度との差を示す。また、Δ＝−９は、エッジＥからの距離「−９」の信号強度と、エッジＥからの距離「−８」の信号強度との差を示す。以下、同様である。なお、エッジＥからの距離「−１０」の信号強度は「０」とした。この図１１に示すように、エッジからの距離「０」を中心に左右対称の信号強度についての差から得られるＸ線強度信号は三角波形となる。第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１によれば、エッジＥから得られるＸ線強度信号の形状が三角波となる。これは、エッジから右側の信号強度についての差から得られるＸ線強度信号の形状が鋸歯状波形となることを意味する。なお、この鋸歯状波形の底辺の長さは画素幅ｄとなる。 [LSF]
11 is obtained when a difference is obtained with respect to the symmetrical signal intensity around the "distance" 0 "" from the edge shown in Fig. 10. This Fig. 11 differentiates the ESF shown in Fig. 10. 11 is a graph showing the LSF that can be obtained, and the horizontal axis of the graph of Fig. 11 shows the distance difference Δ from the edge E. Here, Δ = 10 corresponds to the pixel width d. −10 indicates a difference between the signal intensity at the distance “−10” from the edge E and the signal intensity at the distance “−9” from the edge E. Δ = −9 indicates the difference between the signal intensity at the distance “−9” from the edge E and the signal intensity at the distance “−8” from the edge E. The same applies hereinafter. The signal intensity at the distance “−10” from the edge E was set to “0”. As shown in FIG. 11, the X-ray intensity signal obtained from the difference in the signal intensity symmetrical with respect to the distance “0” from the edge has a triangular waveform. According to the X-ray CT imaging apparatus 1 of the first embodiment, the shape of the X-ray intensity signal obtained from the edge E is a triangular wave. This means that the shape of the X-ray intensity signal obtained from the difference in signal intensity on the right side from the edge is a sawtooth waveform. Note that the length of the base of the sawtooth waveform is the pixel width d.

［生成される画像の解像度］
ここで、本実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１により生成される画像の解像度について、図１２ないし図１５を参照して説明する。図１２は、図１１に示したＬＳＦの説明図であって、（ａ）は三角波、（ｂ）は（ａ）をフーリエ変換した関数をそれぞれ示しており、図１３は、図１１に示したＬＳＦの説明図であって、（ａ）は矩形波、（ｂ）は（ａ）をフーリエ変換した関数をそれぞれ示している。また、図１４は、空間周波数の説明図であって、（ａ）は静止時、（ｂ）および（ｃ）は信号処理時をそれぞれ示している。図１５は、図１１に示したＬＳＦから求められたＭＴＦを示すグラフである。 [Resolution of generated image]
Here, the resolution of an image generated by the X-ray CT imaging apparatus 1 of the present embodiment will be described with reference to FIGS. 12 is an explanatory diagram of the LSF shown in FIG. 11, where (a) shows a triangular wave, (b) shows a function obtained by Fourier transform of (a), and FIG. 13 shows the function shown in FIG. It is explanatory drawing of LSF, (a) is a rectangular wave, (b) has each shown the function which carried out the Fourier transform of (a). FIG. 14 is an explanatory diagram of the spatial frequency, where (a) shows a stationary state, and (b) and (c) show a signal processing time. FIG. 15 is a graph showing the MTF obtained from the LSF shown in FIG.

まず、図１２を参照して第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１によって生成されるＬＳＦに相当する三角波について説明する。エッジＥにおいて、図１２（ａ）に示した三角波Ａ（ｘ）をＬＳＦとすると、ＭＴＦ（Modulation Transfer Function）は、実空間領域（ｘ空間）では、式（１）で示される演算により求められる。式（１）の「＊」は、畳み込み積分の演算記号を示す。なお、式（１）中の三角波Ａ（ｘ）は式（２）で示される。また、エッジＥを示す関数ｆ（ｘ）は式（３）で示される。   First, a triangular wave corresponding to the LSF generated by the X-ray CT imaging apparatus 1 of the first embodiment will be described with reference to FIG. At the edge E, if the triangular wave A (x) shown in FIG. 12A is LSF, the MTF (Modulation Transfer Function) is obtained by the calculation represented by the expression (1) in the real space region (x space). . “*” In the equation (1) indicates an operation symbol of convolution integration. In addition, the triangular wave A (x) in Formula (1) is shown by Formula (2). Further, the function f (x) indicating the edge E is expressed by Expression (3).

Figure 0005231959
Figure 0005231959

前記した式（１）の演算を周波数領域で行うため、図１２（ａ）に示した三角波Ａ（ｘ）をフーリエ変換すると式（４）が得られる。式（４）のωは、空間周波数（ω空間）を示す。この式（４）の右辺で示される複素積分を実行してその実数部分を求めると、式（５）が得られる。式（５）で示される波形を図１２（ｂ）に示す。これにより、前記した式（１）の演算を周波数領域で行うと、式（６）が得られることとなる。   In order to perform the calculation of the above-described formula (1) in the frequency domain, the formula (4) is obtained by performing Fourier transform on the triangular wave A (x) shown in FIG. In the equation (4), ω represents a spatial frequency (ω space). If the complex part shown by the right side of this Formula (4) is performed and the real part is calculated | required, Formula (5) will be obtained. The waveform shown by Formula (5) is shown in FIG.12 (b). Thereby, when the calculation of the above-described equation (1) is performed in the frequency domain, the equation (6) is obtained.

Figure 0005231959
Figure 0005231959

次に、第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１で生成されるＬＳＦとの比較例について図１３を参照して説明する。エッジＥにおいて、図１３（ａ）に示した矩形波Ｃ（ｘ）を入力とするＭＴＦは、実空間領域では、式（７）で示される演算により求められる。なお、式（７）中の矩形波Ｃ（ｘ）は式（８）で示される。また、エッジＥを示す関数ｆ（ｘ）は前記した式（３）で示される。   Next, a comparative example with the LSF generated by the X-ray CT imaging apparatus 1 of the first embodiment will be described with reference to FIG. At the edge E, the MTF having the rectangular wave C (x) shown in FIG. 13A as an input is obtained in the real space region by the calculation represented by the equation (7). In addition, the rectangular wave C (x) in Formula (7) is shown by Formula (8). The function f (x) indicating the edge E is expressed by the above-described equation (3).

Figure 0005231959
Figure 0005231959

前記した式（７）の演算を周波数領域で行うため、図１３（ａ）に示した矩形波Ｃ（ｘ）をフーリエ変換すると式（９）が得られる。この式（９）の右辺で示される複素積分を実行してその実数部分を求めると、式（１０）が得られる。式（１０）で示される波形を図１３（ｂ）に示す。これにより、前記した式（７）の演算（ｘ空間の演算）を周波数領域（ω空間の演算）で行うと、式（１１）が得られることとなる。   In order to perform the calculation of the above equation (7) in the frequency domain, the square wave C (x) shown in FIG. 13A is Fourier transformed to obtain the equation (9). If the complex part shown by the right side of this Formula (9) is performed and the real part is calculated | required, Formula (10) will be obtained. The waveform shown by Formula (10) is shown in FIG.13 (b). As a result, when the calculation (calculation in x space) of the above-described formula (7) is performed in the frequency domain (calculation in the ω space), formula (11) is obtained.

Figure 0005231959
Figure 0005231959

ここで、空間周波数ωについて、図１４を参照して説明する。Ｘ線ＣＴ撮影装置１のＸ線撮像手段３ａ（図７参照）が仮に静止している場合には、被写体の所定点にコンボリューションされる記録系のＬＳＦは、図１４（ａ）に示すように、矩形波となる。図１４（ａ）に示す領域２０１において、矩形の幅は、画素幅ｄ（図７参照）と同じである。表示される画像の連続する２つの画素を用いて等しい幅を持つ明暗の線対（ラインペア：Line Pair）を形成するとき、領域２０１と、この領域２０１と等しい幅を有する領域２０２とを合わせた部分は、矩形波の１周期（２ｄ）に相当する。この場合、空間周波数ωは、式（１２）で示される。例えば、画素幅ｄが０．１［ｍｍ］＝１００［μｍ］であれば、空間周波数ωは、５［cycles／ｍｍ］となる。   Here, the spatial frequency ω will be described with reference to FIG. When the X-ray imaging unit 3a (see FIG. 7) of the X-ray CT imaging apparatus 1 is stationary, the LSF of the recording system that is convoluted to a predetermined point of the subject is as shown in FIG. 14 (a). In addition, it becomes a rectangular wave. In the area 201 shown in FIG. 14A, the width of the rectangle is the same as the pixel width d (see FIG. 7). When forming a light and dark line pair having the same width (line pair) using two consecutive pixels of the displayed image, the region 201 and the region 202 having the same width as the region 201 are combined. The portion corresponds to one period (2d) of the rectangular wave. In this case, the spatial frequency ω is expressed by Expression (12). For example, if the pixel width d is 0.1 [mm] = 100 [μm], the spatial frequency ω is 5 [cycles / mm].

Figure 0005231959
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また、図９に例示した信号強度の推移を利用してグラフを作成するときに、アドレス群Ａ1およびアドレス群Ａ2のすべてのメモリ領域の信号強度を用いる代わりに、時刻ｔ＝１０の場合について、アドレス群Ａ1 のうち領域ＩＤ「Ｒ10」のアドレスの信号強度と、アドレス群Ａ2のすべてのメモリ領域の信号強度とに基づいて、エッジＥより右側に画素幅ｄまでの範囲の信号強度を用いてグラフを作成することもできる。この場合には、図１０に示したＥＳＦを示すグラフにおいてエッジＥからの距離「０」〜「１１」に対応した信号強度を用いた場合には、図１１に示したＬＳＦを示すグラフにおいてエッジＥからの距離の差「０」の位置から右側の範囲のみの鋸歯状波形のグラフを作成することができる。このときに作成されるグラフを図１４（ｂ）に示す。図１４（ｂ）に示す波形は、表示される画像の１つの画素（単一画素）に相当する。なお、破線部分も含めると、図１４（ｂ）に示す波形は、図１１に示したＬＳＦに対応する。 Further, when the graph is created using the transition of the signal strength illustrated in FIG. 9, instead of using the signal strength of all the memory areas of the address group A 1 and the address group A 2 , the time t = 10 In the address group A 1 , based on the signal intensity of the address of the area ID “R 10 ” in the address group A 1 and the signal intensity of all the memory areas of the address group A 2 , A graph can also be created using the signal strength. In this case, when the signal intensity corresponding to the distances “0” to “11” from the edge E is used in the graph showing the ESF shown in FIG. 10, the edge in the graph showing the LSF shown in FIG. A sawtooth waveform graph of only the right range from the position of the distance difference “0” from E can be created. The graph created at this time is shown in FIG. The waveform shown in FIG. 14B corresponds to one pixel (single pixel) of the displayed image. Including the broken line portion, the waveform shown in FIG. 14B corresponds to the LSF shown in FIG.

図１４（ｂ）に実線で示す波形をつなげて構成した波形は、表示される画像において連続する画素に相当する。このときに作成されるグラフを図１４（ｃ）に示す。図１４（ｃ）に示す領域２１１，２１２，２１３は、表示される画像において連続する３つの画素に相当する。領域２１１，２１２，２１３は、鋸歯状波の１周期（ｄ）に相当する。この場合、空間周波数ωは、式（１３）で示される。例えば、鋸歯状波の幅ｄが０．１［ｍｍ］＝１００［μｍ］であれば、空間周波数ωは、１０［cycles／ｍｍ］となる。   A waveform formed by connecting waveforms shown by solid lines in FIG. 14B corresponds to continuous pixels in the displayed image. The graph created at this time is shown in FIG. Regions 211, 212, and 213 shown in FIG. 14C correspond to three consecutive pixels in the displayed image. Regions 211, 212, and 213 correspond to one period (d) of the sawtooth wave. In this case, the spatial frequency ω is expressed by Expression (13). For example, when the width d of the sawtooth wave is 0.1 [mm] = 100 [μm], the spatial frequency ω is 10 [cycles / mm].

Figure 0005231959
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次に、第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１により生成される画像のＭＴＦについて、図１５を参照して説明する。前記した式（６）において、ω＝０の原点における振幅を１に正規化すると、ＭＴＦが得られる。図１５に実線で示すように、ＭＴＦの値が「０」になるときのωの値は「１／ｄ」である。一方、前記した式（１１）において、ω＝０の原点における振幅を１に正規化して得られたＭＴＦは、図１５に破線で示すように、ＭＴＦの値が「０」になるときのωの値が「１／（２ｄ）」である。つまり、第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１により生成される画像は、このような信号処理を全く行わない場合と比較すると、図１５に示すように、スペクトル領域でみるとカットオフ周波数の値が高くなる。すなわち、フレーム画像処理手段８により生成される画像は、高解像度の画像となる。なお、図１４（ｂ）に示した鋸歯状波をフーリエ変換した後の波形において、ω軸（横軸）との交点の位置は、図１２（ｂ）と同じ位置となる。したがって、この場合にも、矩形波の場合と比べて、スペクトル領域でみるとカットオフ周波数の値が高くなるので、画像の解像度を向上させることができる。   Next, the MTF of an image generated by the X-ray CT imaging apparatus 1 of the first embodiment will be described with reference to FIG. In the above equation (6), when the amplitude at the origin of ω = 0 is normalized to 1, an MTF is obtained. As indicated by a solid line in FIG. 15, the value of ω when the MTF value is “0” is “1 / d”. On the other hand, in the above equation (11), the MTF obtained by normalizing the amplitude at the origin of ω = 0 to 1 is ω when the MTF value is “0” as shown by the broken line in FIG. Is 1 / (2d). That is, the image generated by the X-ray CT imaging apparatus 1 according to the first embodiment has a cut-off frequency when viewed in the spectral region, as shown in FIG. The value becomes higher. That is, the image generated by the frame image processing means 8 is a high resolution image. In the waveform after the Fourier transform of the sawtooth wave shown in FIG. 14B, the position of the intersection with the ω axis (horizontal axis) is the same position as in FIG. Therefore, also in this case, the value of the cut-off frequency is higher in the spectral region than in the case of the rectangular wave, so that the resolution of the image can be improved.

以上、簡便に説明するために、１次元のＣＣＤイメージセンサであるＸ線撮像手段３ａおよびそれに対応したメモリ領域を仮定してＥＳＦおよびＬＳＦを説明したが、画素が２次元配列されたＸ線撮像手段３においても解像度が同様に向上することはもちろんである。   As described above, for the sake of simple explanation, the ESF and LSF have been described on the assumption that the X-ray imaging means 3a, which is a one-dimensional CCD image sensor, and a memory area corresponding to the X-ray imaging means 3a. Of course, the resolution of the means 3 is improved as well.

ここで、画素が２次元配列されたＸ線撮像手段３において１つの画素を縦横にそれぞれ１０等分した領域に対応したアドレス群の具体例について、図１６および図１７を参照（適宜図３および図９参照）して説明する。図１６は、図３に示したＸ線撮像手段に対応してメモリ領域に積算される信号強度を説明するため説明図であり、図１７は、図１６に示す積算された信号強度と画素の配列との対応関係を示す図である。   Here, for specific examples of address groups corresponding to areas obtained by dividing one pixel vertically and horizontally in the X-ray imaging means 3 in which the pixels are two-dimensionally arranged, see FIGS. 16 and 17 (see FIGS. (See FIG. 9). FIG. 16 is an explanatory diagram for explaining the signal intensity accumulated in the memory area corresponding to the X-ray imaging means shown in FIG. 3, and FIG. 17 is a diagram illustrating the accumulated signal intensity and the pixel intensity shown in FIG. It is a figure which shows the correspondence with an arrangement | sequence.

図１６に示す記憶構造は、１０行×１０列が交差する１００個のブロックを備えている。行Ｍ1〜Ｍ10は、それぞれが３段のデータを有し、１つの画素を縦に１０等分した領域に対応した各アドレスを示している。また、図１６に示す列Ｎ1〜Ｎ10は、１つの画素を横に１０等分した領域に対応した各アドレスを示している。図１６に示した左端最下部のブロック（行Ｍ10，列Ｎ1）を、図３に示した４５度傾斜したＸ線撮像手段３の移動方向先頭の画素の左端であるものとして視るように、図１６に示す記憶構造全体を時計回りに４５度回転させると、図１６に示した記憶構造を、図３に示したＸ線撮像手段３の移動方向先頭の１つの画素と対応させることができる。以下、各ブロックの３段のデータのそれぞれの意味を順次説明する。 The memory structure shown in FIG. 16 includes 100 blocks that intersect 10 rows × 10 columns. Rows M 1 to M 10 each have three stages of data, and each address corresponding to an area obtained by dividing one pixel vertically into 10 equal parts. Further, columns N 1 to N 10 shown in FIG. 16 indicate addresses corresponding to an area obtained by dividing one pixel into 10 equal parts. The bottom leftmost block (row M 10 , column N 1 ) shown in FIG. 16 is viewed as being the left end of the first pixel in the moving direction of the X-ray imaging means 3 inclined 45 degrees shown in FIG. When the entire storage structure shown in FIG. 16 is rotated 45 degrees clockwise, the storage structure shown in FIG. 16 is made to correspond to the first pixel in the moving direction of the X-ray imaging means 3 shown in FIG. Can do. Hereinafter, the meaning of each of the three stages of data in each block will be described sequentially.

＜各ブロックの１段目＞
例えば、図１６の最下行Ｍ10の１段目の各数値は、図３に示したＸ線撮像手段３の移動方向先頭の画素の左端から下端へ向かう辺に対応した１０個の仮想的なサブピクセルの各データに対応している。この図１６に示す行Ｍ10の１段目の数値は、図９に示したアドレス群Ａ2の時刻ｔ＝１０までに積算された領域ＩＤ「Ｒ1」〜「Ｒ10」のアドレスの信号強度をそれぞれ示している。これは、１次元のＣＣＤラインセンサを仮想的に（横に）１０等分した場合の結果と同様である。その他の行Ｍ1〜Ｍ9の１段目の数値は、行Ｍ10の１段目の数値と同じである。 <First stage of each block>
For example, the numerical values of the first stage in the bottom row M 10 in FIG. 16, 10 of the virtual corresponding to the side directed from the leftmost pixel in the moving direction the head of the X-ray imaging means 3 shown in FIG. 3 to the lower end It corresponds to each subpixel data. The numerical values in the first row of the row M 10 shown in FIG. 16 are the signals of the addresses in the area IDs “R 1 ” to “R 10 ” accumulated until time t = 10 in the address group A 2 shown in FIG. The strength is shown respectively. This is the same as the result when the one-dimensional CCD line sensor is virtually divided into 10 parts (laterally). The numerical values of the first stage of the other rows M 1 to M 9 are the same as the numerical values of the first stage of the row M 10 .

＜各ブロックの２段目＞
例えば、図１６の最左列Ｎ1の各ブロックの２段目に、行Ｍ10の方から（下から）行Ｍ1へ向かって（上へ向かって）並べられた数値は、図３に示したＸ線撮像手段３の移動方向先頭の画素の左端から上端へ向かう辺に対応した１０個の仮想的なサブピクセルの各データに対応している。この図１６に示す列Ｎ1の各ブロックの２段目に下から並べられた数値は、図９に示したアドレス群Ａ2の時刻ｔ＝１０までに積算された領域ＩＤ「Ｒ1」〜「Ｒ10」のアドレスの信号強度をそれぞれ示している。これは、１次元のＣＣＤラインセンサを仮想的に（縦に）１０等分した場合の結果と同様である。その他の列Ｎ2〜Ｎ10の２段目の数値は、列Ｎ1の２段目の数値と同じである。 <Second stage of each block>
For example, the numbers arranged in the second row of each block in the leftmost column N 1 in FIG. 16 from the row M 10 (from the bottom) toward the row M 1 (up) are shown in FIG. It corresponds to each data of 10 virtual sub-pixels corresponding to the side from the left end to the upper end of the first pixel in the moving direction of the X-ray imaging means 3 shown. The numerical values arranged from the bottom in the second row of each block of the column N 1 shown in FIG. 16 are the area IDs “R 1 ” to “# 1 ” accumulated until time t = 10 in the address group A 2 shown in FIG. The signal strength of the address “R 10 ” is shown. This is the same as the result when the one-dimensional CCD line sensor is virtually (vertically) divided into 10 equal parts. The other values in the second row of the columns N 2 to N 10 are the same as the values in the second row of the column N 1 .

＜各ブロックの３段目＞
各ブロックにおいて、３段目の数値は、１段目の数値と２段目の数値との合計値である。つまり、これら３段目の数値が、２次元配列されたＸ線撮像手段３について１つの画素を１００等分した領域に対応した各アドレスに時刻ｔ＝１０までに積算された信号強度を示している。図１７では、図１６に示すブロック（Ｍ1，Ｎ1）〜（Ｍ10，Ｎ10）の３段目の数値を、図３に示したＸ線撮像手段３の画素配列方向の傾斜角に合わせて、時計回りに４５度傾斜させている。なお、図１７において各ブロックに示す数値は、フレーム処理画像記憶手段９において、１つの画素に対応した各メモリ領域に積算される信号値である。
図１７において最も左に位置したブロックは、図３に示す画素Ｇを仮想的に分割した最も左に位置した領域に対応しており、移動方向の先頭なので信号値が最も低い。一方、図１７において最も右に位置したブロックは、図３に示す画素Ｇを仮想的に分割した最も右に位置した領域に対応しており、移動方向の最後尾なので信号値が最も高い。図１７において行Ｌ1〜Ｌ17は、図３に示すＸ線撮像手段３の移動方向に対応して連続するメモリ領域に積算された信号強度を示す。例えば、行Ｌ9では、左から右へ並べられた数値が、「１１０，１２８，１４４，１５８，１７０，１８０，１８８，１９４，１９８，２００」なので、隣接した数値の差分は、「１８，１６，１４，１２，１０，８，６，４，２」となっている。
また、行Ｌ9の信号値「１１０，１２８，１４４，１５８，１７０，１８０，１８８，１９４，１９８，２００」は、図１０に示したエッジからの距離が「１〜１０」までの信号強度をそれぞれ２倍したものと同じである。したがって、画素が２次元配列されたＸ線撮像手段３においても図１０と同様なＥＳＦを求めることが可能である。Ｘ線ＣＴ撮影装置１では、Ｘ線撮像手段３の受光面上に配列された画素の配列方向がＸ線撮像手段３の移動方向に対して４５度傾斜しているので、横方向（水平方向）および縦方向（垂直方向）の２方向に対して均等に解像度が向上する。 <3rd stage of each block>
In each block, the numerical value in the third stage is the total value of the numerical value in the first stage and the numerical value in the second stage. In other words, the numerical values in the third stage indicate the signal intensity integrated up to time t = 10 at each address corresponding to the area obtained by dividing one pixel into 100 for the two-dimensionally arranged X-ray imaging means 3. Yes. In FIG. 17, the numerical values in the third stage of the blocks (M 1 , N 1 ) to (M 10 , N 10 ) shown in FIG. 16 are set to the inclination angles in the pixel array direction of the X-ray imaging means 3 shown in FIG. Together, it is inclined 45 degrees clockwise. Note that the numerical values shown in each block in FIG. 17 are signal values integrated in each memory area corresponding to one pixel in the frame processed image storage unit 9.
The leftmost block in FIG. 17 corresponds to the leftmost region obtained by virtually dividing the pixel G shown in FIG. 3 and has the lowest signal value because it is the head in the movement direction. On the other hand, the rightmost block in FIG. 17 corresponds to the rightmost region obtained by virtually dividing the pixel G shown in FIG. 3 and has the highest signal value because it is the last in the moving direction. In FIG. 17, rows L 1 to L 17 indicate signal intensities accumulated in successive memory areas corresponding to the moving direction of the X-ray imaging unit 3 shown in FIG. For example, in row L 9 , the numerical values arranged from the left to the right are “110, 128, 144, 158, 170, 180, 188, 194, 198, 200”, so the difference between adjacent numerical values is “18, 16, 14, 12, 10, 8, 6, 4, 2 ".
Further, the signal values “110, 128, 144, 158, 170, 180, 188, 194, 198, 200” in the row L 9 have signal strengths up to “1-10” from the edge shown in FIG. Is the same as double each. Therefore, it is possible to obtain the same ESF as in FIG. 10 also in the X-ray imaging means 3 in which the pixels are two-dimensionally arranged. In the X-ray CT imaging apparatus 1, since the arrangement direction of the pixels arranged on the light receiving surface of the X-ray imaging unit 3 is inclined 45 degrees with respect to the moving direction of the X-ray imaging unit 3, the horizontal direction (horizontal direction) ) And the vertical direction (vertical direction), the resolution is improved evenly.

第１実施形態によれば、Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、Ｘ線撮像手段３の画素がその画素幅だけ移動する時間内において、第１画素（所定画素）および第２画素（隣接画素）の出力信号を位置に応じて案分してメモリ領域に積算することで処理画像を生成するので、処理画像の解像度が向上する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、この解像度の向上した処理画像を、サブピクセル３３を有する画像再構成エリア３１に対して投影データとしてＦＢＰする。したがって、Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、Ｘ線撮像手段３を高解像度のものに変更することなく、信号処理により、横方向（一方の軸方向）および縦方向（他方の軸方向）の２方向に対して、アキシャル画像の解像度を向上させることができる。そのため、低コストで高解像度のＣＴ用画像を生成することができる。さらに、第１実施形態では、解像度の向上したプロフィール画像を通常のＦＢＰにより処理するので、画像再構成の処理に要する時間を低減できる。   According to the first embodiment, the X-ray CT imaging apparatus 1 includes the first pixel (predetermined pixel) and the second pixel (adjacent pixel) within the time during which the pixel of the X-ray imaging unit 3 moves by the pixel width. Since the processed image is generated by dividing the output signal according to the position and integrating the output signal in the memory area, the resolution of the processed image is improved. Then, the X-ray CT imaging apparatus 1 FBPs the processed image with improved resolution as projection data with respect to the image reconstruction area 31 having the sub-pixels 33. Therefore, the X-ray CT imaging apparatus 1 does not change the X-ray imaging means 3 to a high-resolution one, and performs signal processing in two directions, the horizontal direction (one axial direction) and the vertical direction (the other axial direction). On the other hand, the resolution of the axial image can be improved. Therefore, it is possible to generate a high-resolution CT image at low cost. Furthermore, in the first embodiment, since the profile image with improved resolution is processed by normal FBP, the time required for image reconstruction processing can be reduced.

（第２実施形態）
図１８は、本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置を模式的に示す構成図である。図１８に示すＸ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、図１に示したフレーム画像処理手段８およびフレーム処理画像記憶手段９を備えておらず、ＣＴ用画像処理手段１０Ｂの機能が異なるものである。したがって、第１実施形態と同様な構成には、同じ符号を付して説明を適宜省略する。 (Second Embodiment)
FIG. 18 is a configuration diagram schematically showing an X-ray CT imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention. The X-ray CT imaging apparatus 1B shown in FIG. 18 does not include the frame image processing means 8 and the frame processed image storage means 9 shown in FIG. 1, and the functions of the CT image processing means 10B are different. Therefore, the same components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals and description thereof will be omitted as appropriate.

ＣＴ用画像処理手段１０Ｂは、画素を仮想的に分割したサブピクセル３３が配列された画像再構成エリア３１（図５参照）に対してフレーム画像を投影データとして逆投影することでＣＴ用画像を生成するものである。ＣＴ用画像処理手段１０Ｂは、被写体Ｋの周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向へのＸ線撮像手段３の移動に伴ってＸ線撮像手段３の画素がその画素幅だけ移動する間において予め設定された複数のサンプリング時点にそれぞれ取得された各フレーム画像を投影データ（プロフィール画像）として、画像再構成エリア３１に対して逆投影する処理を、画素幅だけ移動する時間毎に行うことでＣＴ用画像を生成する。なお、ＣＴ用画像処理手段１０Ｂは、公知のＦＢＰを用いて、被写体の１断面を画像再構成エリア３１において格子状に分割したときの各部位の吸収率を未知数とし、その合計が実際の吸収量と等しくなるように連立方程式を立てて、これを解く。   The CT image processing means 10B back-projects a frame image as projection data onto an image reconstruction area 31 (see FIG. 5) in which sub-pixels 33 in which pixels are virtually divided are arranged, thereby converting the CT image. Is to be generated. The CT image processing unit 10B moves while the pixels of the X-ray imaging unit 3 move by the pixel width in accordance with the movement of the X-ray imaging unit 3 in the direction orthogonal to the X-ray incident direction due to rotation around the subject K. Performing a process of back-projecting each frame image acquired at a plurality of preset sampling points as projection data (profile image) onto the image reconstruction area 31 for each time the pixel width moves To generate an image for CT. The CT image processing means 10B uses a known FBP and sets the absorption rate of each part when one cross section of the subject is divided into a lattice shape in the image reconstruction area 31 as an unknown, and the total is the actual absorption. Set up simultaneous equations to be equal to the quantity and solve it.

以下では、画素Ｇが２次元配列されたＸ線撮像手段３を用いた信号処理の説明を簡単にするために、便宜上、Ｘ線撮像手段３を１次元のＣＣＤイメージセンサに置き換え、これをＸ線撮像手段３ａと表記して説明に用いることとする。図１９は、本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影方法の説明図であって、（ａ）は、回転軸方向から視た撮影領域と、大容量フレーム画像記憶手段によるメモリ空間上の大容量メモリとの対応関係、（ｂ）はサンプリング時点のメモリ領域の詳細をそれぞれ示している。図１９は、図４にならって作図したものであるが、図１９においては、符号２３Ｂは、大容量フレーム画像記憶手段７による大容量メモリを示している。また、符号２４Ｂは、「１画素分移動毎のメモリ（１０サンプルのメモリ）」ではなく、１画素分移動する時間よりも短い「サンプリング時点」のメモリを表している。そのため、図１９（ｂ）は、図４（ｂ）と比較すると、画素に対応したメモリ２５は、分割されていない。   In the following, in order to simplify the description of the signal processing using the X-ray imaging means 3 in which the pixels G are two-dimensionally arranged, for convenience, the X-ray imaging means 3 is replaced with a one-dimensional CCD image sensor, The line imaging means 3a is used for explanation. FIG. 19 is an explanatory diagram of an X-ray CT imaging method according to the second embodiment of the present invention. FIG. 19A is an imaging area viewed from the direction of the rotation axis and a memory space by a large-capacity frame image storage means. (B) shows details of the memory area at the time of sampling. FIG. 19 is the same as FIG. 4, but in FIG. 19, reference numeral 23 </ b> B indicates a large capacity memory by the large capacity frame image storage means 7. Reference numeral 24 </ b> B represents a “sampling point” memory that is shorter than the time required to move by one pixel, rather than “memory for each pixel movement (memory of 10 samples)”. Therefore, in FIG. 19B, the memory 25 corresponding to the pixels is not divided as compared with FIG. 4B.

ここでは、ＣＴ用画像処理手段１０Ｂは、具体的に、画素がその画素幅だけ移動する時間を例えば１０個に分割したそれぞれのタイミングにフレーム画像を取得することとする。この場合、画素がその画素幅だけ移動する時間に、１０枚のフレーム画像を取得することができる。また、例えば、１回転のうちに生成した「１０００」のフレーム画像を用いる場合には、ＣＴ用画像処理手段１０Ｂは、「１０００」のプロフィール画像を用いてＣＴ用画像を生成する。なお、１回転で生成するプロフィール画像の枚数は、これに限らず、例えば、５１２０枚や１０２４０枚とすることもできる。   Here, the CT image processing means 10B specifically acquires a frame image at each timing obtained by dividing the time for which a pixel moves by the pixel width into ten, for example. In this case, ten frame images can be acquired during the time when the pixel moves by the pixel width. Further, for example, when the frame image “1000” generated in one rotation is used, the CT image processing unit 10B generates a CT image using the profile image “1000”. Note that the number of profile images generated by one rotation is not limited to this, and may be 5120 or 10240, for example.

［Ｘ線ＣＴ撮影装置の動作］
図１８に示したＸ線ＣＴ撮影装置の動作について図２０を参照（適宜図１８参照）して説明する。図２０は、本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置の動作を示すフローチャートである。まず、Ｘ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、旋回駆動手段５によって、被写体Ｋの周りにＸ線撮像手段３ａを回転させることにより、Ｘ線撮像手段３ａをＸ線入射方向に直交する方向へ移動させ、Ｘ線撮像手段３ａによって、Ｘ線撮像手段３ａの画素がその画素幅だけ移動する間において予め設定された複数のサンプリング時点それぞれに被写体Ｋを撮影する（ステップＳ１１）。このとき、被写体Ｋの所定点を通過したＸ線がＸ線撮像手段３ａで受光される。Ａ／Ｄ変換手段６は、Ｘ線撮像手段３ａの各画素から出力される信号をＡ／Ｄ変換し、大容量フレーム画像記憶手段７に格納する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、ＣＴ用画像処理手段１０Ｂによって、大容量フレーム画像記憶手段７から、フレーム画像を読み出すことで、サンプリング時点のフレーム画像を取得する（ステップＳ１２）。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、ＣＴ用画像処理手段１０Ｂによって、各フレーム画像を、サブピクセル３３に対応した画像再構成エリア３１に対してプロフィール画像として逆投影（ＦＢＰ）する処理を行うことでＣＴ用画像を生成する（ステップＳ１３）。ＣＴ用画像処理手段１０Ｂは、生成したＣＴ用画像をＣＴ用画像表示記憶手段１２に格納する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、ＣＴ用画像表示記憶手段１２から、生成されたＣＴ用画像を読み出して出力手段１３に出力する（ステップＳ１４）。 [Operation of X-ray CT imaging apparatus]
The operation of the X-ray CT imaging apparatus shown in FIG. 18 will be described with reference to FIG. 20 (see FIG. 18 as appropriate). FIG. 20 is a flowchart showing the operation of the X-ray CT imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention. First, the X-ray CT imaging apparatus 1B moves the X-ray imaging unit 3a in a direction orthogonal to the X-ray incident direction by rotating the X-ray imaging unit 3a around the subject K by the turning drive unit 5. The subject K is imaged by the X-ray imaging unit 3a at each of a plurality of preset sampling points while the pixel of the X-ray imaging unit 3a moves by the pixel width (step S11). At this time, X-rays that have passed through a predetermined point of the subject K are received by the X-ray imaging means 3a. The A / D conversion means 6 performs A / D conversion on signals output from the respective pixels of the X-ray imaging means 3 a and stores them in the large-capacity frame image storage means 7. Then, the X-ray CT imaging apparatus 1B acquires a frame image at the time of sampling by reading out the frame image from the large-capacity frame image storage unit 7 by the CT image processing unit 10B (step S12). Then, the X-ray CT imaging apparatus 1B performs a process of back-projecting (FBP) each frame image as a profile image on the image reconstruction area 31 corresponding to the sub-pixel 33 by the CT image processing unit 10B. The CT image is generated (step S13). The CT image processing means 10B stores the generated CT image in the CT image display storage means 12. Then, the X-ray CT imaging apparatus 1B reads the generated CT image from the CT image display storage unit 12 and outputs it to the output unit 13 (step S14).

第２実施形態によれば、Ｘ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、Ｘ線撮像手段３ａの画素がその画素幅だけ移動する時間内の各サンプリング時点に取得したフレーム画像を、サブピクセル３３を有する画像再構成エリア３１に対して投影データ（プロフィール画像）としてＦＢＰする。したがって、Ｘ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、Ｘ線撮像手段３を高解像度のものに変更することなく、信号処理により、アキシャル画像の解像度を向上させることができる。そのため、低コストで高解像度のＣＴ用画像を生成することができる。   According to the second embodiment, the X-ray CT imaging apparatus 1 </ b> B uses the frame image acquired at each sampling point within the time during which the pixel of the X-ray imaging unit 3 a moves by the pixel width as an image reconstruction having the sub-pixel 33. The composition area 31 is FBP as projection data (profile image). Therefore, the X-ray CT imaging apparatus 1B can improve the resolution of the axial image by signal processing without changing the X-ray imaging unit 3 to a high-resolution one. Therefore, it is possible to generate a high-resolution CT image at low cost.

以上、本発明の各実施形態について説明したが、本発明はこれらに限定されるものではなく、その趣旨を変えない範囲で実施することができる。例えば、第１実施形態では、図７に示すようにＸ線撮像手段３ａの画素を仮想的に等分割したが、図１１に示した三角波の波形、または図１４（ｂ）に示した鋸歯状波と同様な波形を生成できるのであれば、必ずしも等分割する必要はない。この場合には、Ｘ線撮像手段３ａを移動させる速度を一定とする必要がないので、Ｘ線撮像手段３ａを複雑な動きで移動させることで、多様な画像を得ることができる。   As mentioned above, although each embodiment of this invention was described, this invention is not limited to these, It can implement in the range which does not change the meaning. For example, in the first embodiment, the pixels of the X-ray imaging unit 3a are virtually equally divided as shown in FIG. 7, but the triangular wave waveform shown in FIG. 11 or the sawtooth shape shown in FIG. If a waveform similar to a wave can be generated, it is not always necessary to perform equal division. In this case, since it is not necessary to make the speed at which the X-ray imaging unit 3a moves constant, various images can be obtained by moving the X-ray imaging unit 3a with a complicated movement.

また、第１実施形態では、Ｘ線撮像手段３の受光面上に配列された画素の配列方向を、Ｘ線撮像手段３の移動方向に対して４５度傾斜させるものとして説明したが、傾斜角度はこれに限定されるものではない。ただし、傾斜角度が４５度である場合には、フレーム画像処理手段８によって、横方向（一方の軸方向）および縦方向（他方の軸方向）の２方向に対して同様に積算処理を行えばよいので、他の傾斜角度で配設した場合と比べて容易に計算でき、処理負荷を低減できる。   In the first embodiment, the arrangement direction of the pixels arranged on the light receiving surface of the X-ray imaging unit 3 is described as being inclined by 45 degrees with respect to the moving direction of the X-ray imaging unit 3. Is not limited to this. However, if the inclination angle is 45 degrees, the frame image processing means 8 can similarly perform integration processing in two directions of the horizontal direction (one axial direction) and the vertical direction (the other axial direction). Since it is good, it can calculate easily compared with the case where it arrange | positions with another inclination angle, and can reduce a processing load.

また、第１実施形態では、Ｘ線撮像手段３の画素の配列方向およびスリット１６が、Ｘ線撮像手段３の移動方向からそれぞれ傾斜させて配設されているベストモードとして説明したが、本発明は、これに限らず、スリット１６が無くてもよく、Ｘ線撮像手段３の画素の配列方向が、Ｘ線撮像手段３の移動方向から傾斜させて配設されていれば、信号処理により処理画像（プロフィール画像）の縦横二次元の解像度を向上させることができる。なお、Ｘ線撮像手段３の画素の配列方向が、Ｘ線撮像手段３の移動方向から傾斜していなくても、処理画像（プロフィール画像）の横方向（移動方向）の解像度を向上することは可能である。   In the first embodiment, the pixel arrangement direction of the X-ray imaging unit 3 and the slit 16 have been described as the best mode in which they are arranged to be inclined from the moving direction of the X-ray imaging unit 3, respectively. However, the present invention is not limited to this, and the slit 16 may not be provided. If the arrangement direction of the pixels of the X-ray imaging unit 3 is inclined with respect to the moving direction of the X-ray imaging unit 3, the signal processing is performed. The two-dimensional vertical and horizontal resolution of the image (profile image) can be improved. In addition, even if the pixel arrangement direction of the X-ray imaging unit 3 is not inclined from the movement direction of the X-ray imaging unit 3, it is possible to improve the resolution in the horizontal direction (movement direction) of the processed image (profile image). Is possible.

また、各実施形態では、歯科用のＸ線ＣＴ撮影装置１（１Ｂ）で説明したが、本発明は、歯科用のＸ線ＣＴ撮影に限定されるものではなく、一般医療用に用いることができる。例えば、内科用として、胸部Ｘ線ＣＴ撮影装置に適用してもよい。また、本発明において、被写体は人体に限定されるものではなく、例えば、鉱物等の自然に存在するものや各種産業の製品でもよい。この場合には、各種分析や被破壊検査等を行うことができる。   In each embodiment, the dental X-ray CT imaging apparatus 1 (1B) has been described. However, the present invention is not limited to dental X-ray CT imaging and can be used for general medical use. it can. For example, the present invention may be applied to a chest X-ray CT imaging apparatus for internal medicine. In the present invention, the subject is not limited to the human body, and may be, for example, a naturally occurring object such as a mineral or a product of various industries. In this case, various types of analysis and inspection for damage can be performed.

本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置を模式的に示す構成図である。1 is a configuration diagram schematically illustrating an X-ray CT imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention. Ｘ線撮像手段の移動方向から傾斜したＸ線撮像手段およびスリットの説明図である。It is explanatory drawing of the X-ray imaging means and the slit which inclined from the moving direction of the X-ray imaging means. 図１に示したＸ線撮像手段の一例を模式的に示す説明図である。It is explanatory drawing which shows typically an example of the X-ray imaging means shown in FIG. 本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影方法の説明図であって、（ａ）は、回転軸方向から視た撮影領域と、フレーム処理画像記憶手段によるメモリ空間上の大容量メモリとの対応関係、（ｂ）は１画素分移動毎のメモリ領域の詳細をそれぞれ示している。It is explanatory drawing of the X-ray CT imaging method which concerns on 1st Embodiment of this invention, Comprising: (a) is the imaging area seen from the rotating shaft direction, The large capacity memory on the memory space by a frame process image storage means, (B) shows details of the memory area for each movement of one pixel. 本発明の第１実施形態に係るにＸ線ＣＴ撮影方法において回転軸方向から視た画像再構成エリアの模式図である。It is a schematic diagram of an image reconstruction area viewed from the direction of the rotation axis in the X-ray CT imaging method according to the first embodiment of the present invention. 本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置の動作を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows operation | movement of the X-ray CT imaging apparatus which concerns on 1st Embodiment of this invention. 本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置のフレーム処理画像記憶手段の説明図であって、（ａ）は、Ｘ線撮像手段とメモリ領域との対応関係、（ｂ）は画素ごとのメモリ領域をそれぞれ示している。It is explanatory drawing of the frame process image memory | storage means of the X-ray CT imaging apparatus which concerns on 1st Embodiment of this invention, Comprising: (a) is a correspondence of an X-ray imaging means and a memory area, (b) is for every pixel. Each memory area is shown. 各画素で時刻別に受光する信号強度を説明するため説明図である。It is explanatory drawing in order to demonstrate the signal strength received for every time in each pixel. 図８に示した信号強度をメモリ領域に積算していく様子を時系列で示す図である。It is a figure which shows a mode that the signal strength shown in FIG. 8 is integrated | accumulated to a memory area in time series. 図９に示す信号強度についてのＥＳＦを示すグラフである。It is a graph which shows ESF about the signal strength shown in FIG. 図１０に示したＥＳＦから求められたＬＳＦを示すグラフである。It is a graph which shows LSF calculated | required from ESF shown in FIG. 図１１に示したＬＳＦの説明図であって、（ａ）は三角波、（ｂ）は（ａ）をフーリエ変換した関数をそれぞれ示している。FIG. 12 is an explanatory diagram of the LSF shown in FIG. 11, where (a) shows a triangular wave, and (b) shows a function obtained by Fourier transform of (a). 図１１に示したＬＳＦの説明図であって、（ａ）は矩形波、（ｂ）は（ａ）をフーリエ変換した関数をそれぞれ示している。FIG. 12 is an explanatory diagram of the LSF shown in FIG. 11, where (a) shows a rectangular wave, and (b) shows a function obtained by Fourier transform of (a). 空間周波数の説明図であって、（ａ）は静止時、（ｂ）および（ｃ）は信号処理時をそれぞれ示している。It is explanatory drawing of a spatial frequency, Comprising: (a) at the time of a stillness, (b) and (c) have each shown at the time of signal processing. 図１１に示したＬＳＦから求められたＭＴＦを示すグラフである。It is a graph which shows MTF calculated | required from LSF shown in FIG. 図３に示したＸ線撮像手段に対応してメモリ領域に積算される信号強度を説明するための説明図である。It is explanatory drawing for demonstrating the signal strength integrated | accumulated in a memory area corresponding to the X-ray imaging means shown in FIG. 図１６に示す積算された信号強度と画素の配列との対応関係を示す図である。FIG. 17 is a diagram illustrating a correspondence relationship between the integrated signal intensity and the pixel arrangement illustrated in FIG. 16. 本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置を模式的に示す構成図である。It is a block diagram which shows typically the X-ray CT imaging apparatus which concerns on 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影方法の説明図であって、（ａ）は、回転軸方向から視た撮影領域と、大容量フレーム画像記憶手段によるメモリ空間上の大容量メモリとの対応関係、（ｂ）はサンプリング時点のメモリをそれぞれ示している。It is explanatory drawing of the X-ray CT imaging method which concerns on 2nd Embodiment of this invention, Comprising: (a) is large-capacity memory on the memory space by the imaging | photography area | region seen from the rotating shaft direction, and a large-capacity frame image storage means (B) shows the memory at the time of sampling. 本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置の動作を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows operation | movement of the X-ray CT imaging apparatus which concerns on 2nd Embodiment of this invention.

符号の説明Explanation of symbols

１，１Ｂ Ｘ線ＣＴ撮影装置
２ Ｘ線源
３（３ａ） Ｘ線撮像手段
４ アーム
５ 旋回駆動手段
７ 大容量フレーム画像記憶手段（フレーム画像記憶手段）
８ フレーム画像処理手段
９ フレーム処理画像記憶手段
１０，１０Ｂ ＣＴ用画像処理手段
１１ ＣＴ処理画像記憶手段
１２ ＣＴ用画像表示記憶手段
１３ 出力手段 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1,1B X-ray CT imaging apparatus 2 X-ray source 3 (3a) X-ray imaging means 4 Arm 5 Turning drive means 7 Large capacity frame image storage means (frame image storage means)
8 Frame image processing means 9 Frame processed image storage means 10, 10B CT image processing means 11 CT processed image storage means 12 CT image display storage means 13 Output means

Claims (2)

被写体にＸ線を照射するＸ線源と、
前記被写体の所定点を通過したＸ線を受光する複数の画素が受光面上でそれぞれ直交する一方の軸および他方の軸に沿って予め定められた画素幅を有してマトリクス状に２次元配列されたＸ線撮像手段と、
前記Ｘ線源および前記Ｘ線撮像手段を前記被写体の周りに回転させる旋回駆動手段と、
前記Ｘ線撮像手段から出力される信号をフレーム画像として記憶するフレーム画像記憶手段と、
前記Ｘ線撮像手段から出力される信号を処理することで前記被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数の処理画像を生成するフレーム画像処理手段と、
前記画素を前記画素幅より細かく分割した領域に対応した複数個のメモリ領域を前記画素ごとに有して前記生成された複数の処理画像を記憶するフレーム処理画像記憶手段と、
前記画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して前記複数の処理画像を投影データとしてそれぞれ逆投影することでＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段と、を備え、
前記Ｘ線撮像手段は、前記受光面上で前記一方の軸および前記他方の軸に沿った複数の画素の配列方向を、前記Ｘ線撮像手段の移動方向からそれぞれ傾斜させて配設されており、
前記フレーム画像処理手段は、前記被写体の周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向への前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の所定画素が前記一方の軸に沿って前記画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、前記所定画素から出力される信号の値を前記所定画素の移動中の前記各サンプリング時点に対応して前記所定画素用の各メモリ領域に積算すると共に、前記被写体の所定点を通過するＸ線を前記一方の軸に沿って前記所定画素の次に受光する前記所定画素に前記一方の軸に沿って隣接した隣接画素の前記一方の軸に沿った移動中の当該サンプリング時点に対応して前記隣接画素から出力される信号の値を前記所定画素用の各メモリ領域に積算し、かつ、前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の所定画素が前記他方の軸に沿って前記画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、前記所定画素から出力される信号の値を前記所定画素の移動中の前記各サンプリング時点に対応して前記所定画素用の各メモリ領域に積算すると共に、前記被写体の所定点を通過するＸ線を前記他方の軸に沿って前記所定画素の次に受光する前記所定画素に前記他方の軸に沿って隣接した隣接画素の前記他方の軸に沿った移動中の当該サンプリング時点に対応して前記隣接画素から出力される信号の値を前記所定画素用の各メモリ領域に積算することで、前記画素幅だけ移動するまでに取得した複数のフレーム画像を用いて１つの前記処理画像を生成することを特徴とするＸ線ＣＴ撮影装置。 An X-ray source that irradiates the subject with X-rays;
A plurality of pixels that receive X-rays that have passed through a predetermined point of the subject are two-dimensionally arranged in a matrix with predetermined pixel widths along one axis and the other axis that are orthogonal to each other on the light receiving surface X-ray imaging means,
Turning driving means for rotating the X-ray source and the X-ray imaging means around the subject;
Frame image storage means for storing a signal output from the X-ray imaging means as a frame image;
Frame image processing means for processing a signal output from the X-ray imaging means to generate a plurality of processed images respectively corresponding to rotational positions around the subject;
Frame processing image storage means for storing a plurality of generated processed images having a plurality of memory areas corresponding to areas obtained by dividing the pixels finer than the pixel width for each pixel;
CT image processing means for generating a CT image by back-projecting the plurality of processed images as projection data to an image reconstruction area in which sub-pixels obtained by virtually dividing the pixels are arranged, Prepared,
The X-ray imaging unit is disposed on the light-receiving surface by inclining the arrangement direction of the plurality of pixels along the one axis and the other axis from the moving direction of the X-ray imaging unit. ,
The frame image processing means moves the predetermined pixel of the X-ray imaging means along the one axis as the X-ray imaging means moves in a direction orthogonal to the X-ray incident direction by rotation around the subject. in each of a plurality of sampled time points predetermined in time to move only the pixel width, the predetermined pixel values of the signals output from the predetermined pixels corresponding to each sampling time point during the movement of the predetermined pixel Adjacent to the predetermined pixel that receives the X-ray passing through the predetermined point of the subject along the one axis and next to the predetermined pixel along the one axis. It integrates the values of the signals output from the adjacent pixels in response to the sampling point in the movement along said one axis of the pixels in each memory area for the given pixel, and shooting the X-ray The predetermined pixel of the X-ray imaging means is output from the predetermined pixel at each of a plurality of predetermined sampling points within a time during which the predetermined pixel of the X-ray imaging means moves along the other axis by the pixel width as the means moves. The value of the signal is integrated in each memory area for the predetermined pixel corresponding to each sampling time point during movement of the predetermined pixel, and X-rays passing through the predetermined point of the subject are along the other axis. The signal output from the adjacent pixel corresponding to the sampling time point during the movement along the other axis of the adjacent pixel adjacent to the predetermined pixel that receives light next to the predetermined pixel. by integrating the values in the memory area for the given pixel, to and generating one of the processing image using the plurality of frame images acquired until moved by the pixel width X-ray CT imaging device. Ｘ線源と、Ｘ線撮像手段と、前記Ｘ線源および前記Ｘ線撮像手段を被写体の周りに回転させる旋回駆動手段と、フレーム画像記憶手段と、前記Ｘ線撮像手段から出力される信号を処理することで前記被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数の処理画像を生成するフレーム画像処理手段と、フレーム処理画像記憶手段と、ＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段とを備えるＸ線ＣＴ撮影装置における信号処理方法であって、
前記Ｘ線撮像手段は、複数の画素が受光面上でそれぞれ直交する一方の軸および他方の軸に沿って予め定められた画素幅を有してマトリクス状に２次元配列されて前記複数の画素の配列方向を、前記Ｘ線撮像手段の移動方向からそれぞれ傾斜させて配設されており、
前記フレーム画像処理手段によって、
前記被写体の周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向への前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の所定画素が前記一方の軸に沿って前記画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、前記所定画素から出力される信号の値を前記所定画素の移動中の前記各サンプリング時点に対応して前記所定画素用の各メモリ領域に積算すると共に、前記被写体の所定点を通過するＸ線を前記一方の軸に沿って前記所定画素の次に受光する前記所定画素に前記一方の軸に沿って隣接した隣接画素の前記一方の軸に沿った移動中の当該サンプリング時点に対応して前記隣接画素から出力される信号の値を前記所定画素用の各メモリ領域に積算し、かつ、前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の所定画素が前記他方の軸に沿って前記画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、前記所定画素から出力される信号の値を前記所定画素の移動中の前記各サンプリング時点に対応して前記所定画素用の各メモリ領域に積算すると共に、前記被写体の所定点を通過するＸ線を前記他方の軸に沿って前記所定画素の次に受光する前記所定画素に前記他方の軸に沿って隣接した隣接画素の前記他方の軸に沿った移動中の当該サンプリング時点に対応して前記隣接画素から出力される信号の値を前記所定画素用の各メモリ領域に積算することで、前記画素幅だけ移動するまでに取得した複数のフレーム画像を用いて１つの前記処理画像を生成するステップと、
前記ＣＴ用画像処理手段によって、
前記画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して、前記生成した複数の処理画像を前記投影データとしてそれぞれ逆投影することで前記ＣＴ用画像を生成するステップとを含んで実行することを特徴とする信号処理方法。 An X-ray source, an X-ray imaging means, a turning drive means for rotating the X-ray source and the X-ray imaging means around a subject, a frame image storage means, and signals output from the X-ray imaging means X comprising: a frame image processing means for generating a plurality of processed images corresponding to rotational positions around the subject by processing; a frame processed image storage means; and a CT image processing means for generating a CT image. A signal processing method in a line CT imaging apparatus, comprising:
The X-ray imaging means includes a plurality of pixels that are two-dimensionally arranged in a matrix with a predetermined pixel width along one axis and the other axis that are orthogonal to each other on the light receiving surface. Are arranged to be inclined with respect to the moving direction of the X-ray imaging means,
By the frame image processing means,
Time required for the predetermined pixel of the X-ray imaging unit to move along the one axis by the pixel width as the X-ray imaging unit moves in a direction orthogonal to the X-ray incident direction due to rotation around the subject. In each of a plurality of predetermined sampling time points, the value of the signal output from the predetermined pixel is integrated in each memory area for the predetermined pixel corresponding to each sampling time point during movement of the predetermined pixel And the X-ray passing through the predetermined point of the subject along the one axis to the one axis of adjacent pixels adjacent to the predetermined pixel that receives light next to the predetermined pixel along the one axis. the value of the signal outputted from said adjacent pixels in response to the sampling point during movement along integrated in each memory area for the given pixel, and the X-ray in accordance with the movement of the X-ray imaging means The value of the signal output from the predetermined pixel is moved to the predetermined pixel at each of a plurality of predetermined sampling points within the time during which the predetermined pixel of the image means moves along the other axis by the pixel width. The X-rays passing through a predetermined point of the subject are received next to the predetermined pixel along the other axis, while accumulating in each memory area for the predetermined pixel corresponding to each sampling time in Each memory for a predetermined pixel outputs a value of a signal output from the adjacent pixel corresponding to the sampling point during movement along the other axis of the adjacent pixel adjacent to the predetermined pixel along the other axis. Generating one processed image using a plurality of frame images acquired by moving up the region by accumulating in the region ; and
By the CT image processing means,
Generating the CT image by back-projecting the plurality of generated processed images as the projection data to an image reconstruction area in which sub-pixels obtained by virtually dividing the pixels are arranged. A signal processing method characterized by comprising and executing.
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