JP6201229B2 - Image reconstruction apparatus, image reconstruction method, and X-ray imaging apparatus - Google Patents
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Description
本発明は、被写体の画像を再構成する画像再構成装置及び画像再構成方法並びに画像再構成装置を備えるＸ線撮影装置に関する。 The present invention relates to an image reconstruction apparatus, an image reconstruction method, and an X-ray imaging apparatus including an image reconstruction apparatus for reconstructing an image of a subject.
Ｘ線撮影装置で被写体をＣＴ撮影し、再構成ボリュームデータを生成したとき、被写体がＦＯＶ（Field of View；有効視野）内に完全に収まっている場合は、散乱線やビームハードニングの影響を無視すれば、次の式（１）が成り立つ。
一般に知られている再構成アルゴリズムは、被写体がＦＯＶ内に完全に収まっていることを前提としており、このとき再構成ボリュームデータのボクセル値は線減弱係数の単なる定数倍に近いと見なせる。 A generally known reconstruction algorithm is based on the premise that the subject is completely within the FOV. At this time, the voxel value of the reconstructed volume data can be regarded as a simple constant multiple of the linear attenuation coefficient.
医科用ＣＴ撮影の場合は、被写体がＦＯＶからはみ出すことは稀であるため、定数aは同じ値に固定されているとみなすことができる。 In the case of medical CT imaging, since the subject rarely protrudes from the FOV, the constant a can be regarded as being fixed to the same value.
しかし、歯科用ＣＴ撮影の場合は、被写体がＦＯＶからはみ出すことが多いため（例えば特許文献１参照）、数値的な誤差が生じる。その結果、歯科用ＣＴ撮影は、被写体のＦＯＶからのはみ出し方に依存して定数であるはずのaの値が著しく変動する。 However, in the case of dental CT imaging, since the subject often protrudes from the FOV (see, for example, Patent Document 1), a numerical error occurs. As a result, in dental CT imaging, the value of a, which should be a constant, varies significantly depending on how the subject protrudes from the FOV.
ここで一例として、ＦＯＶが広い全歯ＣＴ撮影モードで頭部ファントムを撮影して得られた測定画像を従来の再構成アルゴリズムで再構成した再構成ボリュームデータを図１５（ａ）に示し、ＦＯＶが狭い局所ＣＴ撮影モードで同一の頭部ファントムを撮影して得られた測定画像を従来の再構成アルゴリズムで再構成した再構成ボリュームデータを図１５（ｂ）に示す。 As an example, FIG. 15A shows reconstructed volume data obtained by reconstructing a measurement image obtained by photographing the head phantom in the full-tooth CT photographing mode with a wide FOV by a conventional reconstruction algorithm. FIG. 15B shows reconstructed volume data obtained by reconstructing the measurement image obtained by photographing the same head phantom in the narrow local CT imaging mode with the conventional reconstruction algorithm.
また、図１５の再構成ボリュームデータの各注目点に対応する各ボクセル値を図１６に示す。注目点１は前歯のエナメル質であり、注目点２は前歯の象牙質であり、注目点３は歯列内側の軟組織であり、注目点４は歯列外側の軟組織である。図１６から明らかなように、ＦＯＶの大きさが異なり被写体のＦＯＶからのはみ出し方が異なることで、同一の注目点に対応するボクセル値が変動している。 In addition, FIG. 16 shows each voxel value corresponding to each point of interest in the reconstructed volume data in FIG. Attention point 1 is the enamel of the front teeth, attention point 2 is the dentin of the front teeth, attention point 3 is the soft tissue inside the dentition, and attention point 4 is the soft tissue outside the dentition. As can be seen from FIG. 16, the voxel values corresponding to the same attention point fluctuate due to the difference in the size of the FOV and the way the subject protrudes from the FOV.
本発明は、上記の状況に鑑み、被写体がＦＯＶからはみ出し、そのはみ出し方が互いに異なる複数の撮影モード間でのボクセル値の変動を抑えることができる画像再構成装置、画像再構成方法、及びＸ線撮影装置を提供することを目的とするものである。 In view of the above situation, the present invention provides an image reconstruction device, an image reconstruction method, and an X reconstruction method that can suppress fluctuations in voxel values between a plurality of shooting modes in which a subject protrudes from an FOV and the protrusion method differs from each other. An object of the present invention is to provide a line imaging apparatus.
上記目的を達成するために本発明に係る画像再構成装置は、Ｘ線が照射された領域に対応する測定画像を対数変換して投影画像を得る対数変換処理手段と、前記投影画像の横方向端部に所定の画素値を外挿し、外挿後の前記投影画像に対して高周波強調フィルタを畳み込み積分する積分処理手段とを備え、被写体がＦＯＶからはみ出し、そのはみ出し方が互いに異なる複数の撮影モードでの前記測定画像それぞれを再構成する場合に、前記高周波強調フィルタの長さを前記複数の撮影モード間で統一している構成としている。 In order to achieve the above object, an image reconstruction device according to the present invention includes logarithmic conversion processing means for logarithmically converting a measurement image corresponding to an area irradiated with X-rays to obtain a projection image, and a horizontal direction of the projection image. A plurality of photographic images that are extrapolated from a predetermined pixel value at an end portion, and have an integration processing unit that convolves and integrates a high-frequency emphasis filter with respect to the projection image after the extrapolation. When each of the measurement images in the mode is reconstructed, the length of the high frequency enhancement filter is made uniform among the plurality of imaging modes.
また、被写体がＦＯＶからはみ出し、そのはみ出し方が互いに異なる複数の撮影モードでの前記測定画像それぞれを再構成する場合に、前記高周波強調フィルタの長さが外挿前の前記投影画像の横方向画素数のＮ倍であり、外挿後の前記投影画像の横方向画素数が外挿前の前記投影画像の横方向画素数の（Ｎ＋１）倍以上であることが望ましい。 In addition, when reconstructing each of the measurement images in a plurality of photographing modes in which the subject protrudes from the FOV and the protrusions are different from each other, the length of the high-frequency enhancement filter is the horizontal pixel of the projection image before extrapolation It is desirable that the number of pixels in the horizontal direction of the projection image after extrapolation is not less than (N + 1) times the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation.
また、上記目的を達成するために本発明に係る画像再構成方法においては、Ｘ線が照射された領域に対応する測定画像を対数変換して投影画像を得る対数変換処理ステップと、前記投影画像の横方向端部に所定の画素値を外挿し、外挿後の前記投影画像に対して高周波強調フィルタを畳み込み積分する積分処理ステップとを備え、被写体がＦＯＶからはみ出し、そのはみ出し方が互いに異なる複数の撮影モードでの前記測定画像それぞれを再構成する場合に、前記高周波強調フィルタの長さを前記複数の撮影モード間で統一している。 In order to achieve the above object, in the image reconstruction method according to the present invention, a logarithmic conversion processing step for obtaining a projection image by logarithmically converting a measurement image corresponding to a region irradiated with X-rays, and the projection image An extrapolation of a predetermined pixel value at a lateral end of the projection, and an integration processing step of convolving and integrating a high-frequency emphasis filter with respect to the projection image after extrapolation, and the subject protrudes from the FOV, and the protrusion method differs from each other When each of the measurement images in a plurality of shooting modes is reconstructed, the length of the high-frequency enhancement filter is made uniform among the plurality of shooting modes.
また、上記目的を達成するために本発明に係るＸ線撮影装置においては、被写体に対してＸ線を照射するＸ線照射部と、前記被写体を透過したＸ線を検出するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部の検出結果に基づく測定画像を再構成する上記構成の画像再構成装置とを備える構成としている。 In order to achieve the above object, in the X-ray imaging apparatus according to the present invention, an X-ray irradiation unit that irradiates a subject with X-rays, and an X-ray detection unit that detects X-rays transmitted through the subject, The image reconstruction apparatus having the above-described configuration for reconstructing a measurement image based on the detection result of the X-ray detection unit is provided.
本発明によると、高周波強調フィルタの長さを、被写体がＦＯＶからはみ出し、そのはみ出し方が互いに異なる複数の撮影モード間で統一しているので、被写体のＦＯＶからのはみ出し方に依存して上記式（１）における定数aの値が変動することを抑えることができる。これにより、被写体がＦＯＶからはみ出し、そのはみ出し方が互いに異なる複数の撮影モード間でのボクセル値の変動を抑えることができる。 According to the present invention, the length of the high-frequency emphasis filter is unified between a plurality of shooting modes in which the subject protrudes from the FOV and the protrusion method differs from each other. It can suppress that the value of the constant a in (1) fluctuates. As a result, it is possible to suppress fluctuations in the voxel value between a plurality of shooting modes in which the subject protrudes from the FOV and the protrusion method differs from each other.
本発明の実施形態について図面を参照して以下に説明する。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
まず始めに、本発明の一実施形態に係るＸ線撮影装置の本体部１（以下、「Ｘ線撮影装置の本体部１」と称す）の構成について図１を参照して説明する。図１はＸ線撮影装置１の本体部の外観を示す図であり、図１（ａ）は上面図、図１（ｂ）は正面図、図１（ｃ）は側面図である。 First, the configuration of a main body 1 (hereinafter referred to as “main body 1 of an X-ray imaging apparatus”) of an X-ray imaging apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 1A and 1B are views showing the appearance of the main body of the X-ray imaging apparatus 1. FIG. 1A is a top view, FIG. 1B is a front view, and FIG. 1C is a side view.
Ｘ線撮影装置の本体部１は、歯科用あるいは耳鼻科用等のＸ線撮影装置の本体部であって、床面に載置されるベース２と、ベース２から鉛直方向に立設された下部ポール３と、鉛直方向にスライド可能に下部ポール３に接続される上部ポール４と、上部ポール４の上端部に固定されている固定アーム５と、回転可能に固定アーム５に接続される旋回アーム６と、上部ポール４の中央部に固定されており被写体（例えば歯など）を含む人体の頭部を保持する頭部保持部７とを備えている。実施形態では、固定アーム５が上部ポール４に固定されているが、例えば、Ｘ線撮影装置の本体部１を設置する部屋の壁や天井に固定アーム５が直接あるいは部屋の壁や天井との距離を調整することができる調整機構を介して取り付けられる態様であってもよい。 A main body 1 of an X-ray imaging apparatus is a main body of an X-ray imaging apparatus for dental use or otolaryngology, and is erected in a vertical direction from a base 2 placed on a floor surface and the base 2. The lower pole 3, the upper pole 4 connected to the lower pole 3 so as to be slidable in the vertical direction, the fixed arm 5 fixed to the upper end of the upper pole 4, and the swivel connected to the fixed arm 5 so as to be rotatable An arm 6 and a head holding portion 7 that is fixed to the central portion of the upper pole 4 and holds the head of a human body including a subject (for example, a tooth) are provided. In the embodiment, the fixed arm 5 is fixed to the upper pole 4. For example, the fixed arm 5 is directly or directly on the wall or ceiling of the room where the main body 1 of the X-ray imaging apparatus is installed. The aspect attached through the adjustment mechanism which can adjust distance may be sufficient.
旋回アーム６は、被写体に対してＸ線を照射するＸ線照射部８と、被写体を透過したＸ線を検出するＸ線検出部９とを対向して配置している。本実施形態では、Ｘ線検出部９として、照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が二次元状に配置されている二次元Ｘ線検出器を用いる。 The swivel arm 6 has an X-ray irradiation unit 8 that irradiates the subject with X-rays and an X-ray detection unit 9 that detects X-rays transmitted through the subject. In the present embodiment, a two-dimensional X-ray detector in which conversion elements that generate electrical signals according to the irradiated X-rays are two-dimensionally arranged is used as the X-ray detection unit 9.
Ｘ線撮影装置の本体部１の撮影モードは特に限定されないが、例えば、パノラマ撮影モードやＣＴ撮影モードを挙げることができる。パノラマ撮影モードでは、Ｘ線照射部８及びＸ線検出部９が歯列弓の形状に沿った所定の軌跡を描くように、旋回アーム６の旋回軸を旋回軸に垂直な方向（Ｘ方向、Ｙ方向）に移動させ、旋回アーム６を旋回軸回りに旋回させながら断層撮影を行う。ＣＴ撮影モードでは、頭部の対象撮影領域（ＦＯＶ）を中心にして旋回アーム６を回転させながら、対象撮影領域（ＦＯＶ）の断層撮影を行う。 The imaging mode of the main body 1 of the X-ray imaging apparatus is not particularly limited, and examples include a panoramic imaging mode and a CT imaging mode. In the panoramic imaging mode, the swivel axis of the swivel arm 6 is perpendicular to the swivel axis (X direction, X direction, so that the X-ray irradiation unit 8 and the X-ray detection unit 9 draw a predetermined locus along the shape of the dental arch. The tomography is performed while moving the swivel arm 6 about the swivel axis. In the CT imaging mode, tomographic imaging of the target imaging area (FOV) is performed while rotating the swing arm 6 around the target imaging area (FOV) of the head.
ここで、パノラマ撮影モードについて図２を参照してより詳細に説明する。図２はパノラマ撮影モードの標準（成人用）軌道を示している。パノラマ撮影モードの標準（成人用）軌道では、Ｘ線照射部８及びＸ線検出部９が仮想歯列弓２０１の形状に沿った所定の軌跡を描いてＸ線ビームの軌跡が包絡線状の軌跡２０２になるように、Ｘ線照射部８及びＸ線検出部９が配置されている旋回アーム６を、撮影開始位置Ｐ１から図２に示す軌道に沿って撮影終了位置Ｐ２まで移動させる。撮影開始位置Ｐ１と撮影終了位置Ｐ２との間における旋回アーム６の旋回角度は約２２０度である。なお、撮影終了位置Ｐ２を除く図２に示された旋回アーム６の位置は被写体の撮影領域の左半分における各撮影位置である。Ｘ線照射部８のＸ線焦点８Ａから射出されるＸ線は、Ｘ線照射部８に設けられているＸ線絞り８Ｂによって絞られ、Ｘ線検出部９上でのＸ線ビーム幅Ｗが調整される。 Here, the panorama shooting mode will be described in more detail with reference to FIG. FIG. 2 shows a standard (adult) trajectory in the panoramic shooting mode. In the standard (adult) trajectory of the panoramic imaging mode, the X-ray irradiation unit 8 and the X-ray detection unit 9 draw a predetermined trajectory along the shape of the virtual dental arch 201 and the trajectory of the X-ray beam is an envelope. The turning arm 6 on which the X-ray irradiating unit 8 and the X-ray detecting unit 9 are arranged is moved from the imaging start position P1 to the imaging end position P2 along the trajectory shown in FIG. The turning angle of the turning arm 6 between the photographing start position P1 and the photographing end position P2 is about 220 degrees. The positions of the swing arm 6 shown in FIG. 2 excluding the shooting end position P2 are the shooting positions in the left half of the shooting area of the subject. X-rays emitted from the X-ray focal point 8A of the X-ray irradiation unit 8 are focused by an X-ray diaphragm 8B provided in the X-ray irradiation unit 8, and the X-ray beam width W on the X-ray detection unit 9 is reduced. Adjusted.
パノラマ撮影モードは、上述した標準（成人用）軌道の他に、小児用軌道、直行軌道、顎関節撮影軌道、上顎洞撮影軌道などを有していることが好ましい。小児用軌道は、仮想歯列弓２０１の形状が小さくなる点が標準軌道と異なっている。直行軌道は、各撮影位置でのＸ線ビームが患者歯列弓２０３の歯と歯の間を通過するようにしている点が標準軌道と異なっている。顎関節撮影軌道（側面）は、Ｘ線照射部８及びＸ線検出部９が仮想歯列弓２０１の両端部分（顎関節撮影可能部分）の形状に沿った所定の軌跡を描くように旋回アーム６を移動させる点が標準軌道と異なっている。顎関節撮影軌道（正面）は、Ｘ線照射部８及びＸ線検出部９が仮想線２０４の形状に沿った所定の軌跡を描くように旋回アーム６を移動させる点が標準軌道と異なっている。上顎洞撮影軌道は、Ｘ線照射部８及びＸ線検出部９が仮想線２０５の形状に沿った所定の軌跡を描くように旋回アーム６を移動させる点が標準軌道と異なっている。 In addition to the standard (adult) trajectory described above, the panoramic imaging mode preferably has a pediatric trajectory, an orthogonal trajectory, a temporomandibular joint trajectory, a maxillary sinus photographing trajectory, and the like. The trajectory for children is different from the standard trajectory in that the shape of the virtual dental arch 201 is reduced. The orthogonal trajectory is different from the standard trajectory in that the X-ray beam at each imaging position passes between the teeth of the patient dental arch 203. The temporomandibular joint imaging trajectory (side surface) is a swivel arm so that the X-ray irradiation unit 8 and the X-ray detection unit 9 draw a predetermined trajectory along the shape of both end portions of the virtual dental arch 201 (part where temporomandibular joint imaging is possible). The point 6 is moved is different from the standard trajectory. The temporomandibular joint imaging trajectory (front) differs from the standard trajectory in that the X-ray irradiation unit 8 and the X-ray detection unit 9 move the swivel arm 6 so as to draw a predetermined trajectory along the shape of the virtual line 204. . The maxillary sinus imaging trajectory is different from the standard trajectory in that the X-ray irradiation unit 8 and the X-ray detection unit 9 move the turning arm 6 so as to draw a predetermined trajectory along the shape of the virtual line 205.
続いて、ＣＴ撮影モードについて図３〜図８を参照してより詳細に説明する。なお、図３〜図８において図２と同一の部分には同一の符号を付す。 Subsequently, the CT imaging mode will be described in more detail with reference to FIGS. 3 to 8, the same parts as those in FIG. 2 are denoted by the same reference numerals.
局所ＣＴ撮影モードは、歯顎領域内の上下歯牙領域全体よりも狭い特定の領域を撮影対象とするＣＴ撮影モードである。局所ＣＴ撮影モードのＦＯＶは例えば直径５１ｍｍ高さ５５ｍｍの円柱形状の空間領域である。図３は局所ＣＴ撮影モードの軌道を示している。局所ＣＴ撮影モードでは、図３に示すように、Ｘ線検出部９の中心がＸ線照射部８と旋回アーム６の旋回軸中心２０６とを結ぶラインの延長線上にくるように旋回アーム６を旋回させながら複数の撮影位置で撮影が行われる。また、局所ＣＴ撮影モードでは、通常、図３に示すように、旋回アーム６の旋回軸中心２０６は定位置になっている。なお、図３には撮影位置として４箇所が図示されているが、これはあくまで例示であり撮影位置は図示された箇所に限定されるものではない。 The local CT imaging mode is a CT imaging mode in which a specific region narrower than the entire upper and lower tooth regions in the tooth jaw region is imaged. The FOV in the local CT imaging mode is a cylindrical space region having a diameter of 51 mm and a height of 55 mm, for example. FIG. 3 shows the trajectory in the local CT imaging mode. In the local CT imaging mode, as shown in FIG. 3, the swivel arm 6 is placed so that the center of the X-ray detection unit 9 is on the extension line of the line connecting the X-ray irradiation unit 8 and the swivel axis center 206 of the swivel arm 6. Shooting is performed at a plurality of shooting positions while turning. In the local CT imaging mode, the pivot axis center 206 of the pivot arm 6 is normally at a fixed position as shown in FIG. In FIG. 3, four shooting positions are illustrated, but this is only an example, and the shooting positions are not limited to the illustrated positions.
局所ＣＴ撮影モードは、後述する全歯ＣＴ撮影モードや全顎ＣＴ撮影モードに比べてＸ線検出部９上でのＸ線ビーム幅Ｗが狭いため、Ｘ線検出部９のサイズが小さくても実施可能である。 In the local CT imaging mode, since the X-ray beam width W on the X-ray detection unit 9 is narrower than the all-tooth CT imaging mode and the full jaw CT imaging mode described later, even if the size of the X-ray detection unit 9 is small. It can be implemented.
なお、局所ＣＴ撮影モードでは、撮影対象部位（関心領域）の中心を何処に設定するかに応じて旋回アーム６の旋回軸中心２０６の位置を変えるようにしており、通常、図３に示すように、撮影対象部位（関心領域）の中心と旋回アーム６の旋回軸中心２０６の位置とが一致するように位置調整がなされる。局所ＣＴ撮影モードにおける撮影対象部位（関心領域）の中心は任意に設定することができる。図３に示した位置設定の他にも、例えば、図４に示すように撮影対象部位（関心領域）の中心２０８を仮想歯列弓２０１上の前歯の位置に設定することもでき、図５に示すように撮影対象部位（関心領域）の中心２０８を仮想歯列弓２０１上の左顎の位置に設定することもでき、図６に示すように撮影対象部位（関心領域）の中心２０８を仮想歯列弓２０１上の右第２小臼歯の位置に設定することもでき、その他種々の位置設定が可能である。 In the local CT imaging mode, the position of the turning axis center 206 of the turning arm 6 is changed according to where the center of the region to be imaged (region of interest) is set. Usually, as shown in FIG. Further, the position adjustment is performed so that the center of the imaging target region (region of interest) and the position of the turning axis center 206 of the turning arm 6 coincide with each other. The center of the region to be imaged (region of interest) in the local CT imaging mode can be arbitrarily set. In addition to the position setting shown in FIG. 3, for example, as shown in FIG. 4, the center 208 of the region to be imaged (region of interest) can be set to the position of the front tooth on the virtual dental arch 201, as shown in FIG. As shown in FIG. 6, the center 208 of the imaging target region (region of interest) can be set to the position of the left jaw on the virtual dental arch 201. As shown in FIG. The position of the right second premolar on the virtual dental arch 201 can also be set, and various other position settings are possible.
全歯ＣＴ撮影モードは、上下歯牙領域全体を撮影対象とするＣＴ撮影モードである。全歯ＣＴ撮影モードのＦＯＶは例えば直径９７ｍｍ高さ１００ｍｍの円柱形状の空間領域である。図７は全歯ＣＴ撮影モードの軌道を示している。全歯ＣＴ撮影モードでは、図７に示すように、Ｘ線検出部９の中心がＸ線照射部８と旋回アーム６の旋回軸中心２０６とを結ぶラインの延長線上にくるように旋回アーム６を旋回させながら複数の撮影位置で撮影が行われる。また、全歯ＣＴ撮影モードでは、通常、図７に示すように、旋回アーム６の旋回軸中心２０６は定位置になっている。なお、図７には撮影位置として４箇所が図示されているが、これはあくまで例示であり撮影位置は図示された箇所に限定されるものではない。 The all-tooth CT imaging mode is a CT imaging mode in which the entire upper and lower tooth regions are to be imaged. The FOV in the full-tooth CT imaging mode is a cylindrical space region having a diameter of 97 mm and a height of 100 mm, for example. FIG. 7 shows the trajectory in the full-tooth CT imaging mode. In the all-tooth CT imaging mode, as shown in FIG. 7, the swivel arm 6 is such that the center of the X-ray detection unit 9 is on the extended line of the line connecting the X-ray irradiation unit 8 and the swivel axis center 206 of the swivel arm 6. Shooting is performed at a plurality of shooting positions while turning. In the all-tooth CT imaging mode, the pivot axis center 206 of the pivot arm 6 is normally at a fixed position as shown in FIG. In FIG. 7, four shooting positions are illustrated, but this is only an example, and the shooting positions are not limited to the illustrated positions.
全歯ＣＴ撮影モードは、上述した局所ＣＴ撮影モードに比べて撮影対象が広範囲になりＸ線検出部９上でのＸ線ビーム幅Ｗが広くなるため、その広いＸ線ビーム幅Ｗに見合ったＸ線検出部９のサイズを必要とする。 Compared with the above-described local CT imaging mode, the full-tooth CT imaging mode has a wider imaging target and the X-ray beam width W on the X-ray detection unit 9 is wider, and therefore corresponds to the wide X-ray beam width W. The size of the X-ray detection unit 9 is required.
全顎ＣＴ撮影モードは、歯顎領域の全ての範囲を撮影対象とするＣＴ撮影モードである。全顎ＣＴ撮影モードのＦＯＶは例えば直径１６１ｍｍ高さ１００ｍｍの円柱形状の空間領域である。図８は全顎ＣＴ撮影モードの軌道を示している。全顎ＣＴ撮影モードでは、図８に示すように、Ｘ線検出部９の中心がＸ線照射部８と旋回アーム６の旋回軸中心２０６とを結ぶラインの延長線上からずれるように旋回アーム６を旋回させながら複数の撮影位置で撮影が行われる。また、全顎ＣＴ撮影モードでは、通常、図８に示すように、旋回アーム６の旋回軸中心２０６は定位置になっている。なお、図８には撮影位置として４箇所が図示されているが、これはあくまで例示であり撮影位置は図示された箇所に限定されるものではない。 The all jaw CT imaging mode is a CT imaging mode in which the entire range of the tooth jaw region is an imaging target. The FOV in the full jaw CT imaging mode is a cylindrical space region having a diameter of 161 mm and a height of 100 mm, for example. FIG. 8 shows the trajectory in the full jaw CT imaging mode. In the full jaw CT imaging mode, as shown in FIG. 8, the swivel arm 6 is such that the center of the X-ray detection unit 9 is displaced from the extended line of the line connecting the X-ray irradiation unit 8 and the swivel axis center 206 of the swivel arm 6. Shooting is performed at a plurality of shooting positions while turning. In the all jaw CT imaging mode, the pivot axis center 206 of the pivot arm 6 is normally at a fixed position as shown in FIG. In FIG. 8, four shooting positions are illustrated, but this is merely an example, and the shooting positions are not limited to the illustrated positions.
全顎ＣＴ撮影モードは、Ｘ線検出部９の中心をＸ線照射部８と旋回アーム６の旋回軸中心２０６とを結ぶラインの延長線上からずらして撮影を行っているので、上述した全歯ＣＴ撮影モードよりもＦＯＶ２０７を拡大することができる。したがって、Ｘ線検出部９のサイズアップを抑えながら歯顎領域の全ての範囲を撮影対象とすることができる。 In the all jaw CT imaging mode, imaging is performed by shifting the center of the X-ray detection unit 9 from the extended line of the line connecting the X-ray irradiation unit 8 and the turning axis center 206 of the turning arm 6. The FOV 207 can be enlarged compared to the CT imaging mode. Accordingly, the entire range of the tooth and jaw region can be taken as an imaging target while suppressing the size increase of the X-ray detection unit 9.
なお、全顎ＣＴ撮影モードにおいて、Ｘ線検出部９をサイズアップして、Ｘ線検出部９上でのＸ線ビーム幅Ｗを図８に示す場合よりも拡大し、ＦＯＶを例えば直径２３０ｍｍ高さ１６４ｍｍの円柱形状の空間領域にすることで、歯顎領域の全ての範囲のみならず、頭頸部領域の全ての範囲を撮影対象とすることも可能である。 In the all-chin CT imaging mode, the X-ray detection unit 9 is sized up so that the X-ray beam width W on the X-ray detection unit 9 is larger than that shown in FIG. By using a cylindrical space area of 164 mm in length, not only the entire range of the tooth and jaw region but also the entire range of the head and neck region can be taken as an imaging target.
上述したパノラマ撮影モード及びＣＴ撮影モードでは、撮影時に患者歯列弓２０３が想定した位置（図２、図３、図７、図８に図示した位置）に存在することで、撮影者が意図していた通りの撮影を行うことができる。患者歯列弓２０３の想定した位置への位置合わせを容易に実現する方法としては、例えば、光ビームを利用する方法を挙げることができる。当該光ビームとしては、例えば、頭の正中線の位置を示す正中線光ビーム、眼窩下縁と外耳道を結ぶ線の位置を示す水平線光ビーム、犬歯の位置（断層撮影の基準位置）を示す断層基準線光ビームなどがあり、これらの光ビームの出力部をＸ線撮影装置に設け、これらの光ビームを参考にして患者が頭の位置を微調整するとよい。 In the above-described panoramic imaging mode and CT imaging mode, the patient's dental arch 203 is present at the position assumed at the time of imaging (the position illustrated in FIGS. 2, 3, 7, and 8). You can shoot as you intended. As a method for easily realizing the alignment of the patient dental arch 203 to the assumed position, for example, a method using a light beam can be cited. Examples of the light beam include a midline light beam indicating the position of the midline of the head, a horizontal light beam indicating the position of the line connecting the lower edge of the orbit and the ear canal, and a tomogram indicating the position of the canine (reference position for tomography). There are reference line light beams and the like, and an output unit of these light beams may be provided in the X-ray imaging apparatus, and the patient may finely adjust the position of the head with reference to these light beams.
また、旋回アーム６から離れた位置に設置するセファロ用ユニット（不図示）を用い、セファロ撮影モードでの撮影が行えるようにしてもよい。セファロ用ユニットは、被写体を透過 したＸ線を検出して、被写体をセファロ撮影するためのセファロ用Ｘ線検出部と、頭部を固定するための頭部固定部とを備える。セファロ撮影は、歯科矯正の診断等に用いられ、頭部規格Ｘ線撮影法（セファロ撮影法）を用いて撮影する。セファロ撮影では、例えば、頭部固定部のイヤーロッドを頭部の左右の外耳孔部に挿入して固定し、旋回アーム６に設けられたＸ線照射部８からＸ線を照射して、被写体を透過したＸ線をセファロ用Ｘ線検出部で検出する。 Further, a cephalometric unit (not shown) installed at a position away from the swivel arm 6 may be used to perform photographing in the cephalometric photographing mode. The cephalometric unit includes a cephalometric X-ray detection unit for detecting X-rays transmitted through the subject and photographing the subject, and a head fixing unit for fixing the head. Cephalometric imaging is used for orthodontic diagnosis and the like, and imaging is performed using a head-specific X-ray imaging method (cephalometric imaging method). In cephalometric imaging, for example, the ear rods of the head fixing part are inserted and fixed in the left and right outer ear hole parts of the head, and X-rays are irradiated from the X-ray irradiation part 8 provided on the turning arm 6 to obtain the subject. X-rays that have passed through are detected by a Cefaro X-ray detector.
本発明の一実施形態に係るＸ線撮影装置は、Ｘ線撮影装置の本体部１の他に、図９に示す画像処理装置１０も備えている。 An X-ray imaging apparatus according to an embodiment of the present invention includes an image processing apparatus 10 shown in FIG. 9 in addition to the main body 1 of the X-ray imaging apparatus.
画像処理装置１０は、ＲＯＭ１０２やＨＤＤ１０７に格納されているプログラムに従って画像処理装置１０全体を制御するＣＰＵ１０１と、固定的なプログラムやデータを記録するＲＯＭ１０２と、作業メモリを提供するＲＡＭ１０３と、Ｘ線撮影装置の本体部１内に格納されＸ線撮影装置の本体部１の各部を制御する制御部（不図示）との間で通信を行うための通信インターフェース部１０４と、画像データを一時的に記憶するＶＲＡＭ１０５と、ＶＲＡＭ１０５に記憶された画像データに基づいて画像を表示する表示部１０６と、前記制御部及びＣＰＵ１０１が協働してＸ線撮影動作を制御するための撮影制御プログラム、再構成画像を生成するための画像再構成処理プログラム等の各種プログラム、各種プログラムを実行する際に用いられる各種パラメータの設定値、並びに、再構成画像データ等の各種データを記憶するＨＤＤ１０７と、キーボード、ポインティングデバイス等の入力部１０８とを備えている。 The image processing apparatus 10 includes a CPU 101 that controls the entire image processing apparatus 10 according to programs stored in the ROM 102 and the HDD 107, a ROM 102 that records fixed programs and data, a RAM 103 that provides a working memory, and an X-ray imaging. A communication interface unit 104 for communicating with a control unit (not shown) that is stored in the main unit 1 of the apparatus and controls each unit of the main unit 1 of the X-ray imaging apparatus, and temporarily stores image data. VRAM 105, display unit 106 for displaying an image based on image data stored in VRAM 105, an imaging control program for controlling X-ray imaging operation in cooperation with the control unit and CPU 101, and a reconstructed image. Used to execute various programs such as image reconstruction processing programs to generate, and various programs Setting values of various parameters, as well, and a HDD107 for storing various data such as the reconstructed image data, a keyboard, an input unit 108 such as a pointing device.
画像処理装置１０と前記制御部との通信方法は、有線通信でもよく、無線通信でもよく、有線と無線を組み合わせた通信であってもよい。画像処理装置１０としては、例えば、パーソナルコンピュータを挙げることができる。なお、画像処理装置１０は、画像処理以外に、Ｘ線撮影装置の本体部１の遠隔操作、画像表示も行う。ＨＤＤ１０７に記憶されている各プログラムは、画像処理装置１０にプリインストールされていてもよく、光ディスク等の記憶媒体に格納された形態で流通されて画像処理装置１０にインストールされてもよく、ネットワークを介して流通されて画像処理装置１０にインストールされてもよい。 A communication method between the image processing apparatus 10 and the control unit may be wired communication, wireless communication, or communication combining wired and wireless. An example of the image processing apparatus 10 is a personal computer. In addition to image processing, the image processing apparatus 10 also performs remote operation and image display of the main body 1 of the X-ray imaging apparatus. Each program stored in the HDD 107 may be preinstalled in the image processing apparatus 10, distributed in a form stored in a storage medium such as an optical disk, and installed in the image processing apparatus 10. And installed in the image processing apparatus 10.
画像再構成処理プログラムを実行すると、画像処理装置１０は画像再構成処理装置として機能する。 When the image reconstruction processing program is executed, the image processing apparatus 10 functions as an image reconstruction processing apparatus.
Ｘ線検出部９から出力され、画像処理装置１０が受信する画像は、測定画像と呼ばれる。測定画像の各画素値は、Ｘ線検出部９の各検出素子に到達したＸ線量子の個数に比例した値を表しているとみなすことができる。 An image output from the X-ray detection unit 9 and received by the image processing apparatus 10 is called a measurement image. Each pixel value of the measurement image can be regarded as representing a value proportional to the number of X-ray quanta reaching each detection element of the X-ray detection unit 9.
ここで、ＦＯＶが広い全歯ＣＴ撮影モードで頭部ファントムを撮影して得られた測定画像を図１０（ａ）に示し、ＦＯＶが狭い局所ＣＴ撮影モードで同一の頭部ファントムを撮影して得られた測定画像を図１０（ｂ）に示す。また、ＦＯＶが広い全歯ＣＴ撮影モードでのＸ線が照射された領域に対応する測定画像を図１１（ａ）に示し、ＦＯＶが狭い局所ＣＴ撮影モードでのＸ線が照射された領域に対応する測定画像を図１１（ｂ）に示す。図１１（ａ）は図１０（ａ）と同一であり、図１１（ｂ）は図１０（ｂ）からＸ線が照射された領域のみを切り取った画像である。 Here, FIG. 10A shows a measurement image obtained by imaging the head phantom in the full-tooth CT imaging mode with a wide FOV. The same head phantom is imaged in the local CT imaging mode with a narrow FOV. The obtained measurement image is shown in FIG. Further, FIG. 11A shows a measurement image corresponding to an area irradiated with X-rays in the full-tooth CT imaging mode with a wide FOV, and shows an area irradiated with X-rays in the local CT imaging mode with a narrow FOV. A corresponding measurement image is shown in FIG. 11 (a) is the same as FIG. 10 (a), and FIG. 11 (b) is an image obtained by cutting only the region irradiated with X-rays from FIG. 10 (b).
画像再構成処理プログラムで使用される再構成アルゴリズムは、Ｘ線量子の個数ではなく、Ｘ線の線減弱係数の線積分を用いて断面を再構成する。このため、画像再構成処理において、Ｘ線が照射された領域に対応する測定画像は、次の式（２）によって線減弱係数の線積分の分布を示す画像（投影画像）に対数変換される。
さらに、画像再構成処理において、投影画像の横方向端部に所定の画素値が外挿され、外挿後の前記投影画像に対して高周波強調フィルタを畳み込み積分する積分処理が行われる。 Further, in the image reconstruction process, a predetermined pixel value is extrapolated to the lateral end portion of the projection image, and an integration process is performed in which a high-frequency enhancement filter is convolved and integrated with the projection image after the extrapolation.
本実施形態では、全歯ＣＴ撮影モード及び局所ＣＴ撮影モードの双方において、外挿後の投影画像の横方向画素数を、図１２に示すように全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の３倍に統一し、また高周波強調フィルタの長さを全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の２倍に統一している。なお、図１２では、投影画像の縦方向を限定しているが、実際の画像再構成処理においてはＸ線が照射された領域全てが用いられる。 In the present embodiment, in both the full-tooth CT imaging mode and the local CT imaging mode, the number of pixels in the lateral direction of the projection image after extrapolation is projected before extrapolation in the all-tooth CT imaging mode as shown in FIG. The number of pixels in the horizontal direction of the image is unified to three times, and the length of the high-frequency enhancement filter is unified to twice the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the full-tooth CT imaging mode. In FIG. 12, the vertical direction of the projected image is limited, but in the actual image reconstruction process, the entire region irradiated with X-rays is used.
これに対して、従来では、図１３に示すように、全歯ＣＴ撮影モードにおいて、外挿後の投影画像の横方向画素数を全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の定数倍（例えば３倍）にし、局所ＣＴ撮影モードにおいて、外挿後の投影画像の横方向画素数を局所ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の定数倍（例えば３倍）にし、また全歯ＣＴ撮影モードでの高周波強調フィルタの長さを全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の定数倍（例えば２倍）にし、局所ＣＴ撮影モードでの高周波強調フィルタの長さを局所ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の定数倍（例えば２倍）にしている。なお、図１３では、投影画像の縦方向を限定しているが、実際の画像再構成処理においてはＸ線が照射された領域全てが用いられる。 On the other hand, conventionally, as shown in FIG. 13, in the all-tooth CT imaging mode, the number of pixels in the horizontal direction of the projection image after extrapolation is set to the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the all-tooth CT imaging mode. In the local CT imaging mode, the number of pixels in the horizontal direction of the projection image after extrapolation is a constant multiple of the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the local CT imaging mode. (For example, 3 times), and the length of the high-frequency enhancement filter in the full-tooth CT imaging mode is set to a constant multiple (for example, twice) of the number of horizontal pixels of the projection image before extrapolation in the all-tooth CT imaging mode, The length of the high-frequency enhancement filter in the local CT imaging mode is set to a constant multiple (for example, 2 times) the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the local CT imaging mode. In FIG. 13, the vertical direction of the projected image is limited, but in the actual image reconstruction process, the entire region irradiated with X-rays is used.
畳み込み積分は、本来は負の無限大から正の無限大までを積分区間とする。しかし、実際はどこかで積分を打ち切らなければならない。 The convolution integral originally takes the integration interval from negative infinity to positive infinity. But in fact, you have to abort the integration somewhere.
ここで、図１３に示す従来例のように、全歯ＣＴ撮影モードと局所ＣＴ撮影モードとで、外挿後の投影画像の横方向画素数及び高周波強調フィルタの長さが異なれば、積分を打ち切るタイミングがずれ、その結果、上記式（１）における定数aの値が大きく変動することになる。 Here, as in the conventional example shown in FIG. 13, if the number of horizontal pixels of the projection image after extrapolation and the length of the high-frequency emphasis filter are different between the full-tooth CT imaging mode and the local CT imaging mode, the integration is performed. The timing of termination is shifted, and as a result, the value of the constant a in the above equation (1) greatly fluctuates.
一方、図１２に示す本実施形態のように、全歯ＣＴ撮影モード及び局所ＣＴ撮影モードの双方において、外挿後の投影画像の横方向画素数を全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の３倍に統一し、また高周波強調フィルタの長さを全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の２倍に統一すれば、積分を打ち切るタイミングを揃えることができ、その結果、上記式（１）における定数aの値が変動することを抑えることができる。これにより、図１４に示すように、図１２に示す本実施形態（図１４中の本発明）は図１３に示す従来例（図１４中の従来）に比べて全歯ＣＴ撮影モード及び局所ＣＴ撮影モード間でのボクセル値の変動を抑えることができる。なお、図１４中の各注目点は図１５で示した各注目点と同様である。 On the other hand, as in this embodiment shown in FIG. 12, in both the full-tooth CT imaging mode and the local CT imaging mode, the number of pixels in the horizontal direction of the projection image after extrapolation is the same as that before extrapolation in the all-tooth CT imaging mode. If the length of the high-frequency emphasis filter is unified to 3 times the number of pixels in the horizontal direction of the projected image, and the length of the high-frequency enhancement filter is unified to twice the number of pixels in the horizontal direction of the projected image before extrapolation in the full-tooth CT imaging mode, the integration is It is possible to arrange the timings to be cut off, and as a result, it is possible to suppress fluctuation of the value of the constant a in the above formula (1). As a result, as shown in FIG. 14, the present embodiment shown in FIG. 12 (the present invention in FIG. 14) is compared with the conventional example shown in FIG. Variations in the voxel value between shooting modes can be suppressed. Each attention point in FIG. 14 is the same as each attention point shown in FIG.
ボクセル値はＣＴ値に変換され、ＣＴ値の具体的な値から歯の齲蝕の有無などが歯科医によって診断されることが多い。しかしながら、ＣＴ値を逆変換してボクセル値に戻してボクセル値の具体的な値に基づいてＸ線撮影装置１が歯の齲蝕の有無などを自動診断することも可能である。この自動診断を実施する場合、本実施形態のように全歯ＣＴ撮影モード及び局所ＣＴ撮影モード間でのボクセル値の変動を抑えることで自動診断の精度を向上させることができる。 The voxel value is converted into a CT value, and the presence or absence of dental caries is often diagnosed by a dentist from the specific value of the CT value. However, the CT value can be inversely converted to the voxel value, and the X-ray imaging apparatus 1 can automatically diagnose the presence or absence of dental caries based on the specific value of the voxel value. When this automatic diagnosis is performed, the accuracy of the automatic diagnosis can be improved by suppressing fluctuations in the voxel values between the full-tooth CT imaging mode and the local CT imaging mode as in this embodiment.
上述した実施形態では、外挿後の投影画像の横方向画素数を全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の３倍に統一し、高周波強調フィルタの長さを全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の２倍に統一したが、高周波強調フィルタの長さは、全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の２倍に限定されることは無く、他の定数倍であってもよい。外挿後の投影画像の横方向画素数は、高周波強調フィルタの長さが全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数のＮ倍である場合に、全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の（Ｎ＋１）倍以上にするとよい。高周波強調フィルタの長さを全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の定数倍に統一すると、高周波強調フィルタの長さが長くなるので、アーチファクトの発生を低減することができる。 In the embodiment described above, the number of pixels in the horizontal direction of the projection image after extrapolation is unified to three times the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the full-tooth CT imaging mode, and the length of the high-frequency enhancement filter is increased. Although the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the full-tooth CT imaging mode is unified twice, the length of the high frequency enhancement filter is the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the all-tooth CT imaging mode. The number of pixels is not limited to twice, and may be other constant times. The number of pixels in the horizontal direction of the projection image after extrapolation is all-teeth CT imaging when the length of the high-frequency enhancement filter is N times the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the all-tooth CT imaging mode. The number of pixels in the horizontal direction of the projected image before extrapolation in the mode may be set to (N + 1) times or more. By unifying the length of the high-frequency enhancement filter to a constant multiple of the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the full-tooth CT imaging mode, the length of the high-frequency enhancement filter becomes longer, thereby reducing artifacts. Can do.
また上述した実施形態とは異なり、全歯ＣＴ撮影モード及び局所ＣＴ撮影モードの双方において、高周波強調フィルタの長さを局所ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の定数倍に統一してもよい。外挿後の投影画像の横方向画素数は、高周波強調フィルタの長さが局所ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数のＮ倍である場合に、局所ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の（Ｎ＋１）倍以上にするとよい。この場合、外挿後の投影画像の横方向画素数が全歯ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数を下回らないように上記の定数倍を設定する。高周波強調フィルタの長さを局所ＣＴ撮影モードでの外挿前の投影画像の横方向画素数の定数倍に統一すると、高周波強調フィルタの長さが短くなるので、畳み込み積分を実行する際に画像処理装置１０にかかる負担を低減することができる。 Unlike the above-described embodiment, the length of the high frequency emphasis filter is a constant multiple of the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the local CT imaging mode in both the full-tooth CT imaging mode and the local CT imaging mode. May be unified. The number of pixels in the horizontal direction of the projection image after extrapolation is the same as that in the local CT imaging mode when the length of the high frequency enhancement filter is N times the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the local CT imaging mode. The number of pixels in the horizontal direction of the projected image before extrapolation of (N + 1) times or more is good. In this case, the above constant multiple is set so that the number of pixels in the horizontal direction of the projection image after extrapolation does not fall below the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the full-tooth CT imaging mode. If the length of the high-frequency enhancement filter is unified to a constant multiple of the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation in the local CT imaging mode, the length of the high-frequency enhancement filter will be shortened. The burden on the processing apparatus 10 can be reduced.
また上述した実施形態及び上述した変形例とは異なり、全歯ＣＴ撮影モード及び局所ＣＴ撮影モードの双方において、高周波強調フィルタの長さを外挿前の投影画像の横方向画素数の定数倍以外の値に統一してもよい。この場合、トレードオフの関係にあるアーチファクトの発生と畳み込み積分を実行する際に画像処理装置１０にかかる負担とを所望の関係に調整することができる。 In addition, unlike the above-described embodiment and the above-described modification, the length of the high-frequency enhancement filter is not a constant multiple of the number of horizontal pixels of the projection image before extrapolation in both the full-tooth CT imaging mode and the local CT imaging mode. You may unify to the value of. In this case, it is possible to adjust the generation of artifacts in a trade-off relationship and the burden on the image processing apparatus 10 when executing convolution integration to a desired relationship.
また上述した実施形態では、外挿後の投影画像の横方向画素数及び高周波強調フィルタの長さの統一について、全歯ＣＴ撮影モード及び局所ＣＴ撮影モードのみについて述べたが、被写体がＦＯＶからはみ出す他の撮影モード（例えば全顎ＣＴ撮影モードなど）が搭載されている場合には、被写体がＦＯＶからはみ出す他の撮影モードについても外挿後の投影画像の横方向画素数及び高周波強調フィルタの長さを統一する。 In the above-described embodiment, the horizontal pixel count of the projection image after extrapolation and the unification of the length of the high-frequency emphasis filter are described only in the all-tooth CT imaging mode and the local CT imaging mode. However, the subject protrudes from the FOV. When other imaging modes (for example, all jaw CT imaging mode) are mounted, the number of pixels in the horizontal direction of the projected image after extrapolation and the length of the high frequency enhancement filter are also applied to other imaging modes in which the subject protrudes from the FOV. Unify
また上述した実施形態では、右側外挿部の全ての画素値を外挿前の投影画像の右側端部の画素値と同一に設定し、左側外挿部の画素値を外挿前の投影画像の左側端部の画素値から左方向に進むにつれて平方根関数的に減少し零に至るように設定しているが、当該設定に限定されることは無く、例えば右側外挿部の全ての画素値を外挿前の投影画像の右側端部の画素値と同一に設定し、左側外挿部の全ての画素値を外挿前の投影画像の左側端部の画素値と同一に設定してもよい。 In the above-described embodiment, all the pixel values of the right extrapolation unit are set to be the same as the pixel values of the right end portion of the projection image before the extrapolation, and the pixel values of the left extrapolation unit are the projection image before the extrapolation. Is set to decrease to a square root function and to reach zero as it proceeds leftward from the pixel value at the left end of the pixel, but is not limited to this setting, for example, all the pixel values of the right extrapolation unit Is set to be the same as the pixel value at the right end of the projection image before extrapolation, and all the pixel values at the left extrapolation are set to be the same as the pixel value at the left end of the projection image before extrapolation Good.
１ 本発明の一実施形態に係るアーム型Ｘ線撮影装置の本体部
２ ベース
３ 下部ポール
４ 上部ポール
５ 固定アーム
６ 旋回アーム
７ 頭部保持部
８ Ｘ線照射部
８Ａ Ｘ線焦点
８Ｂ Ｘ線絞り
９ Ｘ線検出部
１０ 画像処理装置
１０１ ＣＰＵ
１０２ ＲＯＭ
１０３ ＲＡＭ
１０４ 通信インターフェース部
１０５ ＶＲＡＭ
１０６ 表示部
１０７ ＨＤＤ
１０８ 入力部
２０１ 仮想歯列弓
２０２ 包絡仮想歯列弓
２０３ 患者歯列弓
２０４、２０５ 仮想線
２０６ 旋回アームの旋回軸中心
２０７ ＦＯＶ
Ｐ１ 撮影開始位置
Ｐ２ 撮影終了位置
Ｗ Ｘ線検出部上でのＸ線ビーム幅
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Body part of arm type X-ray imaging apparatus according to one embodiment of the present invention 2 Base 3 Lower pole 4 Upper pole 5 Fixed arm 6 Turning arm 7 Head holding part 8 X-ray irradiation part 8A X-ray focus 8B X-ray aperture 9 X-ray detection unit 10 Image processing device 101 CPU
102 ROM
103 RAM
104 Communication interface 105 VRAM
106 Display 107 HDD
DESCRIPTION OF SYMBOLS 108 Input part 201 Virtual dental arch 202 Envelope virtual dental arch 203 Patient dental arch 204, 205 Virtual line 206 Rotating-axis center of a turning arm 207 FOV
P1 Imaging start position P2 Imaging end position W X-ray beam width on the X-ray detector
Claims (3)
前記投影画像の横方向端部に所定の画素値を外挿し、外挿後の前記投影画像に対して高周波強調フィルタを畳み込み積分する積分処理手段とを備え、
被写体がＦＯＶ（Field of View）からはみ出し、そのはみ出し方が互いに異なる複数の撮影モードでの前記測定画像それぞれを再構成する場合に、前記高周波強調フィルタの長さを前記複数の撮影モード間で統一しており、
被写体がＦＯＶからはみ出し、そのはみ出し方が互いに異なる複数の撮影モードでの前記測定画像それぞれを再構成する場合に、前記高周波強調フィルタの長さが外挿前の前記投影画像の横方向画素数のＮ倍であり、外挿後の前記投影画像の横方向画素数が外挿前の前記投影画像の横方向画素数の（Ｎ＋１）倍以上であることを特徴とする画像再構成装置。 Logarithmic conversion processing means for logarithmically converting a measurement image corresponding to an area irradiated with X-rays to obtain a projection image;
Extrapolating a predetermined pixel value at a lateral end of the projection image, and an integration processing means for convolving and integrating a high-frequency enhancement filter with respect to the projection image after the extrapolation,
When the subject protrudes from the field of view (FOV) and the measurement images are reconstructed in a plurality of shooting modes with different protrusion methods, the length of the high frequency enhancement filter is unified between the plurality of shooting modes. and it is,
When the subject protrudes from the FOV and each of the measurement images in a plurality of shooting modes having different protrusion methods is reconstructed, the length of the high-frequency enhancement filter is equal to the number of horizontal pixels of the projection image before extrapolation. An image reconstruction apparatus , wherein the number of horizontal pixels of the projection image after extrapolation is N times or more than (N + 1) times the number of horizontal pixels of the projection image before extrapolation .
前記投影画像の横方向端部に所定の画素値を外挿し、外挿後の前記投影画像に対して高周波強調フィルタを畳み込み積分する積分処理ステップとを備え、Extrapolating a predetermined pixel value at a lateral end of the projection image, and an integration processing step of convolving and integrating a high-frequency enhancement filter with respect to the projection image after the extrapolation, and
被写体がＦＯＶからはみ出し、そのはみ出し方が互いに異なる複数の撮影モードでの前記測定画像それぞれを再構成する場合に、前記高周波強調フィルタの長さを前記複数の撮影モード間で統一しており、When reconstructing each of the measurement images in a plurality of shooting modes in which the subject protrudes from the FOV and the protruding method is different from each other, the length of the high frequency enhancement filter is unified between the plurality of shooting modes,
被写体がＦＯＶからはみ出し、そのはみ出し方が互いに異なる複数の撮影モードでの前記測定画像それぞれを再構成する場合に、前記高周波強調フィルタの長さが外挿前の前記投影画像の横方向画素数のＮ倍であり、外挿後の前記投影画像の横方向画素数が外挿前の前記投影画像の横方向画素数の（Ｎ＋１）倍以上であることを特徴とする画像再構成方法。When the subject protrudes from the FOV and each of the measurement images in a plurality of shooting modes having different protrusion methods is reconstructed, the length of the high-frequency enhancement filter is equal to the number of horizontal pixels of the projection image before extrapolation. An image reconstruction method, wherein the number of pixels in the horizontal direction of the projection image after extrapolation is N times or more than (N + 1) times the number of pixels in the horizontal direction of the projection image before extrapolation.
前記被写体を透過したＸ線を検出するＸ線検出部と、An X-ray detector that detects X-rays transmitted through the subject;
前記Ｘ線検出部の検出結果に基づく測定画像を再構成する請求項１に記載の画像再構成装置とを備えることを特徴とするＸ線撮影装置。An X-ray imaging apparatus comprising: the image reconstruction apparatus according to claim 1, wherein the measurement image is reconstructed based on a detection result of the X-ray detection unit.
Priority Applications (1)
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