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JP6085824B2 - X-ray imaging apparatus and image processing method - Google Patents

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JP6085824B2 JP2013166889A JP2013166889A JP6085824B2 JP 6085824 B2 JP6085824 B2 JP 6085824B2 JP 2013166889 A JP2013166889 A JP 2013166889A JP 2013166889 A JP2013166889 A JP 2013166889A JP 6085824 B2 JP6085824 B2 JP 6085824B2
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Description

本発明は、1回の断層撮影で任意裁断高さの断層像を再構成するトモシンセシス(tomosynthesis)を行い、FBP(Filtered Back Projection)法を用いてトモシンセシス断層画像を再構成するX線撮影装置及びFBP法を用いてトモシンセシス断層画像を再構成する画像処理方法に関する。   The present invention relates to an X-ray imaging apparatus that performs tomosynthesis for reconstructing a tomographic image having an arbitrary cutting height by one tomography, and reconstructs a tomosynthesis tomographic image using an FBP (Filtered Back Projection) method. The present invention relates to an image processing method for reconstructing a tomosynthesis tomographic image using the FBP method.

従来、歯科用のパノラマX線撮影装置においては、複数の断層面が検出器の検出面に平行であると仮定し、パノラマ画像を作成していた。このため、基準断層面に被検者の歯列が位置している場合は、前歯の中心については歪みのない画像を作成することができたが、基準断層面から被検者の歯列が外れた場合は必ず画像に歪みが生じていた。また、被検者の歯列が基準断層面に沿って位置していないと、画像に横方向のぼけも生じていた。   Conventionally, in a dental panoramic X-ray imaging apparatus, a panoramic image is created on the assumption that a plurality of tomographic planes are parallel to a detection plane of a detector. For this reason, when the subject's dentition is located on the reference tomographic plane, an image without distortion could be created for the center of the front tooth, but the subject's dentition from the reference tomographic plane was The image was always distorted when it came off. In addition, if the subject's dentition was not positioned along the reference tomographic plane, the image was also blurred horizontally.

そこで、近年、基準断層面から被検者の歯列が外れた場合でもぼけの少ない画像を得ることができる歯科用のパノラマX線撮影装置として、1回の断層撮影で任意裁断高さの断層像を再構成するトモシンセシスを行う歯科用のパノラマX線撮影装置が提案されている。   Therefore, in recent years, as a dental panoramic X-ray imaging apparatus capable of obtaining an image with little blur even when the subject's dentition is deviated from the reference tomographic plane, a tomography having an arbitrary cutting height can be obtained by one tomography. A dental panoramic X-ray imaging apparatus that performs tomosynthesis to reconstruct an image has been proposed.

トモシンセシス断層画像を再構成する際に用いる手法の一つにFBP法がある。FBP法は、高いコントラスト画像を作成することができ、根尖、根管、歯根膜などの診断が容易であるという利点を有している。   One of the methods used when reconstructing a tomosynthesis tomographic image is the FBP method. The FBP method has an advantage that a high contrast image can be created and diagnosis of the apex, root canal, periodontal ligament and the like is easy.

特開2013−85667号公報(第12図)JP2013-85667A (FIG. 12)

しかしながら、FBP法は、他の代表的なトモシンセシス断層画像再構成手法であるシフト加算法に比べて、再構成計算量が多いという問題を有している。   However, the FBP method has a problem that the amount of reconstruction calculation is larger than the shift addition method which is another typical tomosynthesis tomographic image reconstruction method.

なお、特許文献1には、FBP法を用いてトモシンセシス断層画像を再構成する手順が開示されているが、FBP法の再構成計算量を減らすことによって再構成計算時間の短縮や再構成処理の軽減を図ることができる具体的な手法に関する開示はない。   Note that Patent Document 1 discloses a procedure for reconstructing a tomosynthesis tomographic image using the FBP method. However, by reducing the amount of reconstruction calculation of the FBP method, the reconstruction calculation time can be shortened and reconstruction processing can be performed. There is no disclosure regarding a specific technique that can be mitigated.

本発明は、上記の状況に鑑み、FBP法を用いて少ない再構成計算量でトモシンセシス断層画像を再構成することができるX線撮影装置及び画像処理方法を提供することを目的とするものである。   In view of the above situation, an object of the present invention is to provide an X-ray imaging apparatus and an image processing method that can reconstruct a tomosynthesis tomographic image with a small amount of reconstruction calculation using the FBP method. .

上記目的を達成するために本発明に係るX線撮影装置は、被検者にX線を照射するX線照射部と、入射するX線に応じたデジタル量の電気信号を一定のフレームレートで出力するX線検出部と、前記X線照射部と前記X線検出部の対を、前記被検者を挟んで互いに対向させた状態で前記被検者の周りを移動させる旋回手段と、前記旋回手段が前記X線照射部及び前記X線検出部を前記被検者の周りを移動させることに伴って前記X線検出部が出力する信号をフレームデータとして順次記憶する記憶手段と、FBP法を用いて前記フレームデータからトモシンセシス断層画像を再構成する画像処理手段と、を備え、前記画像処理手段は、FBP法を用いた再構成計算において、再構成領域を構成する直方体のボクセルの構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面の一方、又は、前記対向構成面に平行な前記ボクセルの断面への逆投影を行う構成としている。なお、前記画像処理手段が、FBP法を用いた再構成計算において、前記一対の対向構成面に含まれる辺以外の前記ボクセルの各辺の中点を頂点とする長方形への逆投影を行う構成とすることが望ましい。   In order to achieve the above object, an X-ray imaging apparatus according to the present invention provides an X-ray irradiation unit that irradiates a subject with X-rays, and a digital signal corresponding to the incident X-rays at a constant frame rate. An X-ray detection unit for outputting, a turning means for moving the X-ray irradiation unit and the X-ray detection unit pair around the subject in a state of facing each other across the subject, Storage means for sequentially storing signals output by the X-ray detection unit as frame data as the turning unit moves the X-ray irradiation unit and the X-ray detection unit around the subject; and FBP method Image processing means for reconstructing a tomosynthesis tomographic image from the frame data using the image data, the image processing means in the reconstruction calculation using the FBP method, the composition surface of the rectangular parallelepiped voxel constituting the reconstruction area X-ray incidence method One of the pair of opposing constituent surface which region overlapping as seen from the present, or has a configuration for performing back projection of the cross-section of said parallel voxel in the opposite configuration surface. Note that the image processing means performs back projection onto a rectangle having a vertex at the midpoint of each side of the voxel other than the sides included in the pair of opposing constituent surfaces in the reconstruction calculation using the FBP method. Is desirable.

上記目的を達成するために本発明に係る画像処理方法は、FBP(Filtered Back Projection)法を用いて、X線撮影によって得られた複数の撮影画像からトモシンセシス断層画像を再構成する画像処理方法であって、FBP法を用いた再構成計算において、再構成領域を構成する直方体のボクセルの構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面の一方、又は、前記対向構成面に平行な前記ボクセルの断面への逆投影を行う逆投影ステップを備える構成としている。   In order to achieve the above object, an image processing method according to the present invention is an image processing method for reconstructing a tomosynthesis tomographic image from a plurality of captured images obtained by X-ray imaging using an FBP (Filtered Back Projection) method. In the reconstruction calculation using the FBP method, one of a pair of opposing constituent surfaces in which there is an overlapping region when viewed from the X-ray incident direction among the constituent surfaces of the rectangular parallelepiped voxels constituting the reconstruction region, or A back projection step of performing back projection onto a cross section of the voxel parallel to the opposing configuration surface is provided.

本発明によると、FBP法を用いた再構成計算において、再構成領域を構成する直方体のボクセルへの逆投影を行う代わりに、再構成領域を構成する直方体のボクセルの構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面の一方、又は、当該対向構成面に平行な当該ボクセルの断面への逆投影を行うので、逆投影の計算時間を大幅に短縮することができる。したがって、FBP法を用いて少ない再構成計算量でトモシンセシス断層画像を再構成することができる。   According to the present invention, in the reconstruction calculation using the FBP method, instead of performing back projection onto the voxels of the rectangular parallelepiped that forms the reconstruction area, X-ray incidence is performed among the constituent surfaces of the rectangular parallelepiped voxels that constitute the reconstruction area. Back projection is performed on one of a pair of opposing constituent surfaces where there is an overlapping region when viewed from the direction, or on the cross section of the voxel parallel to the opposing constituent surfaces, so that the calculation time of back projection is greatly reduced. Can do. Therefore, a tomosynthesis tomographic image can be reconstructed with a small amount of reconstruction calculation using the FBP method.

本発明の一実施形態に係る歯科用X線撮影装置の基本構成を説明するブロック図である。It is a block diagram explaining the basic composition of the dental X-ray imaging apparatus concerning one embodiment of the present invention. パノラマ撮影の軌道図を示す図である。It is a figure which shows the orbit figure of panoramic imaging. 立位タイプのX線撮影装置本体の外観例を示す図である。It is a figure which shows the example of an external appearance of a standing type X-ray imaging apparatus main body. 本発明の一実施形態に係る歯科用X線撮影装置の画像処理手段を説明するための機能ブロック図である。It is a functional block diagram for demonstrating the image processing means of the dental X-ray imaging apparatus which concerns on one Embodiment of this invention. 5層の断層面を示す図である。It is a figure which shows the tomographic plane of five layers. 本発明の一実施形態に係る画像処理動作を示すフローチャートである。5 is a flowchart illustrating an image processing operation according to an embodiment of the present invention. 系の座標変換を示す図である。It is a figure which shows the coordinate transformation of a system. X線検出器の検出面の一部であるピクセル群と四つのボクセルとの位置関係の一例を示す斜視図である。It is a perspective view which shows an example of the positional relationship of the pixel group which is a part of detection surface of an X-ray detector, and four voxels. 図8Aで示した位置関係を示す上面図である。It is a top view which shows the positional relationship shown in FIG. 8A. X線検出器の検出面の一部であるピクセル群と一つのボクセルとの位置関係の一例を示す斜視図である。It is a perspective view which shows an example of the positional relationship of the pixel group which is a part of detection surface of an X-ray detector, and one voxel. 図9Aで示した位置関係を示す上面図である。It is a top view which shows the positional relationship shown in FIG. 9A. X線入射方向に対するボクセルの厚みを示す図である。It is a figure which shows the thickness of the voxel with respect to a X-ray incident direction. ボクセルを近似する斜四角柱の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the diagonal square pole which approximates a voxel. ボクセル内に形成される長方形を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the rectangle formed in a voxel. ボクセルを近似する斜四角柱の他の例を示す図である。It is a figure which shows the other example of the diagonal square pole which approximates a voxel. ボクセルを近似する斜四角柱の他の例を示す図である。It is a figure which shows the other example of the diagonal square pole which approximates a voxel. ボクセルを近似する斜四角柱の他の例を示す図である。It is a figure which shows the other example of the diagonal square pole which approximates a voxel. ボクセルを近似する斜四角柱の他の例を示す図である。It is a figure which shows the other example of the diagonal square pole which approximates a voxel. ボクセルを透過するX線がX線検出器の検出面に対してZ軸方向に斜めに入射する場合の一例を示す図である。It is a figure which shows an example in case the X-ray which permeate | transmits a voxel inclines in the Z-axis direction with respect to the detection surface of an X-ray detector. 歯列位置補正の概要を示す図である。It is a figure which shows the outline | summary of dentition position correction | amendment. 複数の断層面上の高さ方向が所定の位置であるボクセルを便宜上断層面毎に真っ直ぐ一列に並べた図である。It is the figure which arranged in a straight line for every tomographic plane the voxel whose height direction on a some tomographic plane is a predetermined position for convenience. 歯列位置補正の一例を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows an example of dentition position correction | amendment.

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.

図1は、本発明の一実施形態に係る歯科用X線撮影装置の基本構成を説明するブロック図である。本実施形態に係る歯科用X線撮影装置は、歯科用パノラマX線撮影や頭頸部X線CT撮影を行うことができる。本実施形態に係る歯科用X線撮影装置は、X線撮影装置本体1と、X線画像表示装置2を備え、通信ケーブル等によってデータを送受信する構成になっている。   FIG. 1 is a block diagram illustrating a basic configuration of a dental X-ray imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. The dental X-ray imaging apparatus according to this embodiment can perform dental panoramic X-ray imaging and head and neck X-ray CT imaging. The dental X-ray imaging apparatus according to this embodiment includes an X-ray imaging apparatus main body 1 and an X-ray image display apparatus 2 and is configured to transmit and receive data via a communication cable or the like.

X線撮影装置本体1は、被検者(患者)にX線を照射するX線照射部110と、被検者Oを透過したX線を検出するX線検出部120と、X線照射部110及びX線検出部120を対向して有する旋回アーム3とを備える。   The X-ray imaging apparatus body 1 includes an X-ray irradiation unit 110 that irradiates a subject (patient) with X-rays, an X-ray detection unit 120 that detects X-rays transmitted through the subject O, and an X-ray irradiation unit. 110 and the swivel arm 3 which has the X-ray detection part 120 facing each other.

パノラマ撮影においては、X線照射部110及びX線検出部120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3を水平移動及び水平旋回させながら断層撮影を行う。   In panoramic imaging, tomographic imaging is performed while the swivel arm 3 is horizontally moved and swiveled so that the X-ray irradiation unit 110 and the X-ray detection unit 120 draw a predetermined locus along the shape of the dental arch.

X線撮影装置本体1は、被検者Oの顎顔面を保持する被検者保持手段(頭部固定部)4と、旋回アーム3を駆動する駆動ユニット部160と、撮影装置本体制御部170とをさらに備えている。撮影装置本体制御部170には操作パネル71aが付加されている。   The X-ray imaging apparatus main body 1 includes a subject holding means (head fixing part) 4 that holds the maxillofacial surface of the subject O, a drive unit 160 that drives the turning arm 3, and an imaging apparatus main body control unit 170. And further. An operation panel 71 a is added to the photographing apparatus main body control unit 170.

X線照射部110は、X線を照射するX線管等からなるX線発生器112と、X線ビームの広がりを規制するスリット等からなるコリメータ111とを備えている。コリメータ111は、例えば、形状を異ならせた複数のスリットを形成したマスクで構成されており、スリットのいずれかを選択し、選択したスリットによってX線発生器112から照射されたX線ビームの広がりを制限する仕組みになっている。例えば、パノラマ撮影では、パノラマ用スリットが選択され、その選択されたパノラマ用スリットの形状に対応したX線細隙ビームが、X線検出部120のX線検出器121に向かって照射される。   The X-ray irradiation unit 110 includes an X-ray generator 112 including an X-ray tube or the like that irradiates X-rays, and a collimator 111 including a slit or the like that controls the spread of the X-ray beam. The collimator 111 is composed of, for example, a mask in which a plurality of slits having different shapes are formed. The collimator 111 selects one of the slits and spreads the X-ray beam irradiated from the X-ray generator 112 by the selected slit. It has become a mechanism to limit. For example, in panoramic imaging, a panoramic slit is selected, and an X-ray slit beam corresponding to the selected shape of the panoramic slit is irradiated toward the X-ray detector 121 of the X-ray detector 120.

X線検出部120は、2次元的に広がったCCDセンサやX線間接変換方式(FPD:フラットパネルディテクタ)センサ等からなるX線検出器121を設けたカセット122を備えている。カセット122はX線検出部120に対して着脱可能であるが、X線検出器121は、カセット122を介さずにX線検出部120に固定的に設けてもよい。なお、本実施形態に係る歯科用X線撮影装置はトモシンセシス法を採用しているため、X線検出器121は、その横(幅)方向にも複数のX線検出素子を有する。X線検出器121は、例えば、300fpsのフレームレート(1フレームは、例えば、64×1500画素)で入射X線を、当該X線の量に応じたデジタル電気量の画像データとして収集することができる。以下、この収集データを「フレームデータ」という。   The X-ray detection unit 120 includes a cassette 122 provided with an X-ray detector 121 including a CCD sensor spread in two dimensions, an X-ray indirect conversion method (FPD: flat panel detector) sensor, and the like. Although the cassette 122 is detachable from the X-ray detection unit 120, the X-ray detector 121 may be fixedly provided on the X-ray detection unit 120 without using the cassette 122. Since the dental X-ray imaging apparatus according to the present embodiment employs the tomosynthesis method, the X-ray detector 121 has a plurality of X-ray detection elements also in the lateral (width) direction. For example, the X-ray detector 121 can collect incident X-rays as image data having a digital electrical quantity corresponding to the amount of X-rays at a frame rate of 300 fps (one frame is, for example, 64 × 1500 pixels). it can. Hereinafter, this collected data is referred to as “frame data”.

駆動ユニット部160は、パノラマ撮影時に旋回軸3cを歯列弓に沿って移動させたりする旋回軸位置設定手段161と、旋回アーム3を回転させる旋回軸回転手段162とを備えている。旋回軸位置設定手段161は、旋回軸3cをXY方向(水平方向)に移動させるXYテーブルと、X軸モータ及びY軸モータとを備えている。旋回軸回転手段162は、旋回軸位置設定手段161のXYテーブルに設けられた旋回用モータを備えている。旋回用モータには、中空式で減速機を使用せずに負荷をモータに直結して駆動するダイレクトドライブ方式で高精度の位置決め機能を有するモータを用いている。旋回軸3cは、撮影開始時に被検者Oの正中線に一致するように設定される。   The drive unit 160 includes a turning axis position setting unit 161 that moves the turning shaft 3 c along the dental arch during panoramic photography, and a turning shaft rotating unit 162 that rotates the turning arm 3. The turning axis position setting means 161 includes an XY table for moving the turning axis 3c in the XY direction (horizontal direction), an X axis motor, and a Y axis motor. The turning shaft rotating means 162 includes a turning motor provided on the XY table of the turning axis position setting means 161. The turning motor is a hollow motor that has a highly accurate positioning function by a direct drive system in which a load is directly connected to the motor without using a reduction gear. The pivot axis 3c is set to coincide with the midline of the subject O at the start of imaging.

X線撮影装置本体1は、旋回アーム3を水平方向に直進移動させるための旋回アーム位置設定手段31をさらに備えている。旋回アーム位置設定手段31は、旋回可能な旋回テーブルと、旋回テーブルの上を直動可能なスライドテーブルとを備えている。   The X-ray imaging apparatus main body 1 further includes turning arm position setting means 31 for moving the turning arm 3 straight in the horizontal direction. The turning arm position setting means 31 includes a turning table that can turn and a slide table that can move directly on the turning table.

パノラマ撮影時やCT撮影時等には、X線照射部110及びX線検出部120の対は、被検者Oの口腔部を挟んで互いに対峙するように位置し、その対毎、一体に口腔部の周りを回転するように駆動される。ただし、この回転は単純な円を画く回転ではない。つまり、X線発生器112及びX線検出器121の対は、その対の回転中心RCが図2に示す如くY軸に沿って移動するように回転駆動される。Y軸は略馬蹄形の標準歯列SSの対称軸である。図2では、旋回アーム3の軌跡を、紙面右半分において所定のフレーム数おき(例えば30フレームおき)に1本図示しており、紙面左半分において図示を省略している。また、1本の軌跡のみX線照射部110及びX線検出部120を図示し、他の軌跡では図示を省略している。   At the time of panoramic imaging or CT imaging, the pair of the X-ray irradiation unit 110 and the X-ray detection unit 120 are positioned so as to face each other across the oral cavity of the subject O, and each pair is integrated. Driven to rotate around the oral cavity. However, this rotation is not a rotation that draws a simple circle. That is, the pair of the X-ray generator 112 and the X-ray detector 121 is rotationally driven so that the rotational center RC of the pair moves along the Y axis as shown in FIG. The Y axis is an axis of symmetry of a substantially horseshoe-shaped standard dentition SS. In FIG. 2, one trajectory of the swivel arm 3 is shown every predetermined number of frames (for example, every 30 frames) in the right half of the page, and is not shown in the left half of the page. In addition, the X-ray irradiation unit 110 and the X-ray detection unit 120 are illustrated only for one trajectory, and illustration is omitted for the other trajectories.

撮影装置本体制御部170は、駆動ユニット部160を制御する制御プログラムを含んだ各種制御プログラムを実行する制御装置(例えばCPU)171と、X線照射部110を制御するX線発生部制御手段172と、X線検出部120を制御するX線検出部制御手段173とを備えている。操作パネル71aは、小型液晶パネルや複数の操作釦で構成されている。操作釦のほか、キーボード、マウス、タッチパネル等の入力手段を用いることもできる。また、操作パネル71aが液晶モニタ等のディスプレイからなる表示手段を備えるようにしてもよい。   The imaging apparatus main body control unit 170 includes a control device (for example, a CPU) 171 that executes various control programs including a control program that controls the drive unit unit 160, and an X-ray generation unit control unit 172 that controls the X-ray irradiation unit 110. And X-ray detection unit control means 173 for controlling the X-ray detection unit 120. The operation panel 71a is composed of a small liquid crystal panel and a plurality of operation buttons. In addition to the operation buttons, input means such as a keyboard, a mouse, and a touch panel can also be used. In addition, the operation panel 71a may include display means including a display such as a liquid crystal monitor.

例えば、操作パネル71aに設けた表示手段に、X線撮影装置本体1の操作に必要な文字や画像等の情報を表示するように構成してもよい。また、X線パノラマ画像やX線CT画像を表示するX線画像表示装置2と接続して、X線画像表示装置2の表示手段26に表示される表示内容が操作パネル71aに設けた表示手段にも表示されるようにしてもよく、表示手段26に表示される文字や画像の上でマウス等によるポインタ操作などを通してX線撮影装置本体1に各種の指令ができるようにしてもよい。   For example, information such as characters and images necessary for operating the X-ray imaging apparatus main body 1 may be displayed on the display means provided on the operation panel 71a. Further, the display means connected to the X-ray image display device 2 for displaying the X-ray panoramic image or the X-ray CT image, and the display content displayed on the display means 26 of the X-ray image display device 2 is provided on the operation panel 71a. In addition, various commands may be issued to the X-ray imaging apparatus main body 1 through a pointer operation with a mouse or the like on characters or images displayed on the display means 26.

X線撮影装置本体1は、操作パネル71a、あるいはX線画像表示装置2からの指令に従って、歯列弓のパノラマ撮影などを実行する。また、各種指令や座標データ等をX線画像表示装置2から受け取る一方、撮影した画像データをX線画像表示装置2に送る。また、被撮影領域(撮影対象領域)rrの底辺は、X線照射部110から照射されるコーンビームの下縁の線が基準となる。   The X-ray imaging apparatus main body 1 performs panoramic imaging of a dental arch in accordance with a command from the operation panel 71a or the X-ray image display apparatus 2. In addition, various commands, coordinate data, and the like are received from the X-ray image display device 2, while photographed image data is sent to the X-ray image display device 2. Further, the base of the imaging region (imaging target region) rr is based on the lower edge line of the cone beam emitted from the X-ray irradiation unit 110.

X線撮影装置本体1と接続されるX線画像表示装置2は、表示装置本体20を備えている。表示装置本体20には、例えば、液晶モニタ等のディスプレイ装置からなる表示手段26や、キーボード、マウス等で構成された操作手段25が付加されている。表示手段26にX線画像が表示される。また、表示手段26に表示された文字や画像の上でのマウスでのポインタ操作等を通じて各種指令を与えることができる。表示手段26はタッチパネルで構成することもできるので、この場合、表示手段26は操作手段25を兼ねる。   The X-ray image display device 2 connected to the X-ray imaging device main body 1 includes a display device main body 20. The display device main body 20 is provided with display means 26 composed of a display device such as a liquid crystal monitor, and operation means 25 composed of a keyboard, a mouse, and the like. An X-ray image is displayed on the display means 26. Various commands can be given through a pointer operation with a mouse on characters or images displayed on the display means 26. Since the display means 26 can be constituted by a touch panel, the display means 26 also serves as the operation means 25 in this case.

画像表示装置本体20は、各種プログラムを実行する制御装置(例えばCPU)21と、ハードディスク等で構成され各種撮影データや画像等を記憶する記憶部22と、画像再構成を行う画像生成手段23とを備えている。制御装置21、記憶部22、及び画像生成手段23は画像処理手段を構成している。記憶部22には、後述する歯列座標等も記憶される。制御装置21は、記憶部22に格納されたプログラムにより、各種動作を制御し、プログラムに従って画像生成手段23の機能を果たすように動作する。つまり、制御装置21は画像生成手段23を兼ねる。   The image display device main body 20 includes a control device (for example, CPU) 21 that executes various programs, a storage unit 22 that is configured by a hard disk or the like and stores various types of shooting data, images, and the like, and an image generation unit 23 that performs image reconstruction. It has. The control device 21, the storage unit 22, and the image generation unit 23 constitute an image processing unit. The storage unit 22 also stores dentition coordinates and the like which will be described later. The control device 21 controls various operations according to a program stored in the storage unit 22 and operates so as to fulfill the function of the image generation means 23 according to the program. That is, the control device 21 also serves as the image generation unit 23.

記憶部22は、フレームデータやトモシンセシス断層画像などを記憶することができる。   The storage unit 22 can store frame data, tomosynthesis tomographic images, and the like.

図3は立位タイプのX線撮影装置本体1の外観例を示す図である。なお、ここでは立位タイプについて説明するが、当然の事ながら座位タイプのX線撮影装置本体を備える歯科用X線撮影装置にも本発明を適用することができる。図3(a)は上面図、図3(b)は正面図、図3(c)は側面図である。   FIG. 3 is a diagram showing an example of the appearance of the standing type X-ray imaging apparatus main body 1. Although the standing type will be described here, the present invention can be applied to a dental X-ray imaging apparatus including a sitting type X-ray imaging apparatus main body. 3A is a top view, FIG. 3B is a front view, and FIG. 3C is a side view.

X線撮影装置本体1は、床面に載置されるベース5と、ベース5から鉛直方向に立設された下部ポール6と、鉛直方向にスライド可能に下部ポール6に接続される上部ポール7と、上部ポール7の上端部に固定されている固定アーム8と、回転可能に固定アーム8に接続される旋回アーム3と、上部ポール7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9とを備えている。旋回アーム3はX線照射部110及びX線検出部120を有しており、頭部保持部9は被検者保持手段(頭部固定部)4を有している。実施形態では、固定アーム8が上部ポール7に固定されているが、例えば、X線撮影装置本体1を設置する部屋の壁や天井に固定アーム8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。   The X-ray imaging apparatus main body 1 includes a base 5 placed on the floor, a lower pole 6 erected in the vertical direction from the base 5, and an upper pole 7 connected to the lower pole 6 so as to be slidable in the vertical direction. A fixed arm 8 fixed to the upper end of the upper pole 7, a revolving arm 3 rotatably connected to the fixed arm 8, and a subject (for example, a tooth) fixed to the center of the upper pole 7 And a head holding portion 9 that holds the head of the human body including the head. The swivel arm 3 has an X-ray irradiation unit 110 and an X-ray detection unit 120, and the head holding unit 9 has a subject holding means (head fixing unit) 4. In the embodiment, the fixed arm 8 is fixed to the upper pole 7. However, for example, the fixed arm 8 is directly or directly on the wall or ceiling of the room where the X-ray imaging apparatus main body 1 is installed. The aspect attached with the adjustment mechanism which can be adjusted may be sufficient.

図4に、本実施形態に係るX線撮影装置の制御及び処理のためのブロック図を示す。同図に示す如く、X線撮影装置本体1からのデータは通信ラインを介してX線画像表示装置2に与えられる。   FIG. 4 shows a block diagram for control and processing of the X-ray imaging apparatus according to the present embodiment. As shown in the figure, data from the X-ray imaging apparatus main body 1 is given to the X-ray image display apparatus 2 via a communication line.

X線画像表示装置2は、例えば、大量の画像データを扱うため、大容量の画像データを格納可能な、例えば、パーソナルコンピュータやワークステーションで構成される。つまり、X線画像表示装置本体20は、その主要な構成要素して、制御装置21と、記憶部22と、画像生成手段23と、インターフェース24及び27とを備えており、それらが内部バス28を介して相互に通信可能に接続されている。制御装置21は、CPU21aと、OS等の制御プログラムが格納されたROM21bとを備えている。記憶部22は、バッファメモリ22aと、画像メモリ22bと、フレームメモリ22cとを備えている。制御装置21には、インターフェース24を介して操作手段25及び表示手段26が接続されている。   The X-ray image display device 2 is configured by, for example, a personal computer or a workstation capable of storing a large amount of image data in order to handle a large amount of image data. That is, the X-ray image display apparatus main body 20 includes a control device 21, a storage unit 22, an image generation unit 23, and interfaces 24 and 27 as main components, and these are the internal bus 28. Are connected so as to be able to communicate with each other. The control device 21 includes a CPU 21a and a ROM 21b in which a control program such as an OS is stored. The storage unit 22 includes a buffer memory 22a, an image memory 22b, and a frame memory 22c. An operation unit 25 and a display unit 26 are connected to the control device 21 via an interface 24.

インターフェース27は、X線撮影装置本体1に接続されており、制御装置21とX線照射部110、X線検出部120との間で交わされる制御情報や収集データの通信を媒介する。また、これにより、制御装置21はX線撮影装置本体1で撮影したパノラマ画像を例えばDICOM(Digital Imaging and Communications in Medicine)規格により外部のサーバに送出できるようになっている。   The interface 27 is connected to the X-ray imaging apparatus main body 1 and mediates communication of control information and collected data exchanged between the control device 21 and the X-ray irradiation unit 110 and the X-ray detection unit 120. Accordingly, the control device 21 can transmit a panoramic image taken by the X-ray imaging apparatus main body 1 to an external server according to, for example, DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) standard.

バッファメモリ22aは、インターフェース27を介して受信した、X線検出部120からのデジタル電気量のフレームデータを一時的に記憶する。   The buffer memory 22 a temporarily stores the digital electrical quantity frame data received from the X-ray detection unit 120 via the interface 27.

また、画像生成手段23は、制御装置21の制御下に置かれ、パノラマ画像の作成を行うための処理を操作者との間でインターラクティブに実行する機能を有する。この機能を実現するためのプログラムは、ROM21bに予め格納されている。なお、このプログラムは予めROM21bに格納しておいてもよいが、場合によっては、外部システムから通信回線や持ち運び可能なメモリを介して、ROM21bや図示しない他の不揮発性記録媒体にインストールするようにしてもよい。   The image generation unit 23 is placed under the control of the control device 21 and has a function of interactively executing a process for creating a panoramic image with an operator. A program for realizing this function is stored in advance in the ROM 21b. This program may be stored in the ROM 21b in advance. However, in some cases, the program may be installed in the ROM 21b or another non-illustrated non-volatile recording medium via a communication line or a portable memory. May be.

画像生成手段23により処理される又は処理途中のフレームデータ及び画像データは画像メモリ22bに読出し書込み可能に格納される。画像メモリ22bには、例えばハードディスクなどの大容量の記録媒体(不揮発性且つ読出し書込み可能)が使用される。また、フレームメモリ22cは、再構成されたパノラマ画像データなどを表示するために使用される。フレームメモリ22cに記憶される画像データは、インターフェース24を介して表示手段26に与えられ、表示手段26の画面に表示される。   Frame data and image data processed by the image generating means 23 or being processed are stored in the image memory 22b so as to be readable and writable. For the image memory 22b, a large-capacity recording medium (nonvolatile and readable / writable) such as a hard disk is used. The frame memory 22c is used for displaying reconstructed panoramic image data and the like. The image data stored in the frame memory 22 c is given to the display means 26 via the interface 24 and displayed on the screen of the display means 26.

制御装置21のCPU21aは、ROM21bに予め格納されている制御及び処理の全体を担うプログラムに従って、装置の構成要素の全体の動作を制御する。かかるプログラムは、操作者からそれぞれに制御項目についてインターラクティブに操作情報を受け付けるように設定されている。このため、CPU21aは、後述するように、フレームデータの収集(スキャン)などを実行可能に構成されている。   The CPU 21a of the control device 21 controls the overall operation of the components of the device in accordance with a program responsible for overall control and processing stored in the ROM 21b. Such a program is set so as to interactively receive operation information for each control item from the operator. Therefore, the CPU 21a is configured to be able to execute collection (scanning) of frame data and the like, as will be described later.

被検者Oが立位の姿勢で頭部保持部9に顎を置くことにより、被検者Oの頭部(顎部)の位置が旋回アーム3の回転空間のほぼ中央部で固定される。この状態で、旋回アーム3が被検者Oの頭部の周りをXY面に沿って回転する。   When the subject O places his / her chin on the head holding portion 9 in a standing posture, the position of the head (jaw portion) of the subject O is fixed at substantially the center of the rotation space of the swivel arm 3. . In this state, the turning arm 3 rotates around the head of the subject O along the XY plane.

旋回アーム3が回転している間に、X線照射部110からX線が曝射される。このX線は、撮影位置に位置する被検者Oの顎部(歯列部分)を透過してX線検出部120に入射する。X線検出部120は、前述したように、非常に高速のフレームレート(例えば、300fps)で入射X線を検出し、対応するデジタル電気量の2次元のデジタルデータ(例えば64×1500画素)をフレーム単位で順次出力する。このフレームデータは、前述したように、通信ラインを介して、X線画像表示装置2のインターフェース27を介してバッファメモリ22aに一時的に保管される。この一時保管されたフレームデータは、その後、画像メモリ22bに転送されて保管される。   While the revolving arm 3 is rotating, X-rays are emitted from the X-ray irradiation unit 110. The X-rays pass through the jaw (dentation portion) of the subject O located at the imaging position and enter the X-ray detection unit 120. As described above, the X-ray detection unit 120 detects incident X-rays at a very high frame rate (for example, 300 fps), and outputs corresponding two-dimensional digital data (for example, 64 × 1500 pixels) of digital electricity. Output sequentially in frame units. As described above, the frame data is temporarily stored in the buffer memory 22a via the communication line and the interface 27 of the X-ray image display apparatus 2. The temporarily stored frame data is then transferred and stored in the image memory 22b.

本実施形態では、パノラマ画像を得るためにトモシンセシス法を用いている。トモシンセシス法では、X線照射部110から被検者Oに対して複数の異なる角度でX線を曝射し、被検者Oを透過したX線をX線検出部120により検出し、複数の撮影画像(フレームデータ)が撮影され、画像メモリ22bに保管される。画像生成手段23は、画像メモリ22bに保管された複数の撮影画像(フレームデータ)から任意の断層面に基づいてトモシンセシス断層画像を再構成する。トモシンセシス断層画像はパノラマ画像として記憶部22に記憶されたり、表示手段26に表示されたりする。本実施形態では、図5に示す通り再構成領域R1の厚み方向のほぼ中央に標準歯列SSが位置するように再構成領域R1を設定するとともに、再構成領域R1において、Y軸の正方向(内側方向)から負方向(外側方向)に向かって0.5mmピッチで60層の断層を設定している。   In this embodiment, the tomosynthesis method is used to obtain a panoramic image. In the tomosynthesis method, X-rays are irradiated from the X-ray irradiation unit 110 to the subject O at a plurality of different angles, and X-rays transmitted through the subject O are detected by the X-ray detection unit 120, A photographed image (frame data) is photographed and stored in the image memory 22b. The image generation unit 23 reconstructs a tomosynthesis tomographic image based on an arbitrary tomographic plane from a plurality of captured images (frame data) stored in the image memory 22b. The tomosynthesis tomographic image is stored in the storage unit 22 as a panoramic image or displayed on the display means 26. In the present embodiment, as shown in FIG. 5, the reconstruction area R1 is set so that the standard dentition SS is positioned approximately at the center in the thickness direction of the reconstruction area R1, and the positive direction of the Y axis in the reconstruction area R1 60 layers of faults are set at a pitch of 0.5 mm from the (inside direction) toward the negative direction (outside direction).

そして、本実施形態では、FBP法を用いてフレームデータから60層の断層に対応する60層のトモシンセシス断層画像を再構成している。   In this embodiment, a 60-layer tomosynthesis tomographic image corresponding to the 60-layer tomographic image is reconstructed from the frame data using the FBP method.

60層のトモシンセシス断層画像は、60層のパノラマ画像として画像メモリ22bに保管される。画像メモリ22bに保存されたパノラマ画像は、表示手段26に様々な態様で表示される。なお、表示態様は例えば操作手段25から与えられるユーザの指示に基づいて設定される。   The 60-layer tomosynthesis tomographic image is stored in the image memory 22b as a 60-layer panoramic image. The panoramic image stored in the image memory 22b is displayed on the display means 26 in various ways. The display mode is set based on a user instruction given from the operation means 25, for example.

次に、FBP法を用いてトモシンセシス断層画像を再構成する処理の一例を図6のフローチャートに従い説明する。   Next, an example of processing for reconstructing a tomosynthesis tomographic image using the FBP method will be described with reference to the flowchart of FIG.

操作パネル71a、あるいはX線画像表示装置2からの指令に従って、トモシンセシス断層画像を生成する場合、画像生成手段23は、まず、ディフェクト登録データを読み込み、ディフェクトテーブルを作成する(ステップS1)。そして、制御装置171は、フレームの軌道データを読み込む(ステップS2)。   When generating a tomosynthesis tomographic image in accordance with a command from the operation panel 71a or the X-ray image display device 2, the image generating means 23 first reads defect registration data and creates a defect table (step S1). Then, the control device 171 reads the trajectory data of the frame (Step S2).

次に、画像生成手段23は、白黒反転用ルックアップテーブルを作成する(ステップS3)。続いて、画像生成手段23は、濃度補正用画像を読み込み、濃度補正データを作成する(ステップS4)。   Next, the image generation means 23 creates a black and white inversion lookup table (step S3). Subsequently, the image generation means 23 reads the density correction image and creates density correction data (step S4).

そして、X線撮影装置本体1は、データ収集のためのスキャンを実行する(ステップS5)。これにより、旋回アーム3及びX線照射部110が予め設定されている制御シーケンスに沿って駆動する。すなわち、X線照射部110及びX線検出部120の対が被検者Oの顎部の周囲を回転し、その回転動作の間に、X線照射部110はX線を曝射する。X線検出部110から曝射されたX線は被検者Oを透過してX線検出部120により検出される。したがって、前述したように、X線検出器121から例えば300fpsのレートでX線透過量を反映したデジタル電気量のフレームデータ(投影データ)が出力される。このフレームデータは画像メモリ22bに保管される。   Then, the X-ray imaging apparatus main body 1 executes a scan for data collection (step S5). Thereby, the turning arm 3 and the X-ray irradiation unit 110 are driven in accordance with a preset control sequence. That is, a pair of the X-ray irradiation unit 110 and the X-ray detection unit 120 rotates around the jaw of the subject O, and the X-ray irradiation unit 110 emits X-rays during the rotation operation. X-rays exposed from the X-ray detection unit 110 pass through the subject O and are detected by the X-ray detection unit 120. Therefore, as described above, the digital electric quantity frame data (projection data) reflecting the X-ray transmission amount is output from the X-ray detector 121 at a rate of, for example, 300 fps. This frame data is stored in the image memory 22b.

画像生成手段23は、投影データを読み込み、投影データに対して、ディフェクト補正、濃度補正、及び白黒反転補正を行う(ステップS6)。   The image generation unit 23 reads the projection data and performs defect correction, density correction, and black / white reversal correction on the projection data (step S6).

ステップS6で読み込んだ各投影データにおいては、X線検出部110から曝射されたX線が透過するボクセルについてのみ計算をすればよい。各投影データにおいては、X線が透過するボクセルの範囲が狭いので、X線が透過するボクセルについてのみ計算を行うようにすることで、計算時聞を短縮することができる。   For each projection data read in step S6, it is only necessary to calculate voxels through which the X-rays exposed from the X-ray detection unit 110 pass. In each projection data, since the range of voxels through which X-rays pass is narrow, the calculation time can be shortened by performing calculation only for voxels through which X-rays pass.

したがって、画像生成手段23は、フレームデータごとに、各断層面において計算するボクセルの範囲をあらかじめ指定する歯列方向計算範囲テーブルを作成する(ステップS7)。   Therefore, the image generation means 23 creates a dentition direction calculation range table for designating in advance the range of voxels to be calculated in each tomographic plane for each frame data (step S7).

再構成計算後の各トモシンセシス断層画像は、前歯部分の横方向のボクセル数が異なるため横方向の長さが一致せず、且つ、X線源から各断層面の最高点を見た仰角が異なるため縦方向の長さが一致せず、そのままでは複数層のトモシンセシス断層画像同士を比較して断層深さによる歯の様子を比較する場合等に不便である。したがって、画像生成手段23は、再構成計算後の各トモシンセシス断層画像の横方向および縦方向の長さを一致させるための歯列位置補正を行うために必要なテーブルとして、各軌道(各フレーム)においてX線検出器121の中心に入射するX線が透過するボクセルを指定するテーブルと高さの比を決めるためのテーブルを作成する(ステップS8)。   Each tomosynthesis tomographic image after the reconstruction calculation has different horizontal lengths because the number of voxels in the lateral direction of the front tooth part is different, and the elevation angle when the highest point of each tomographic plane is viewed from the X-ray source is different. Therefore, the lengths in the vertical direction do not match, and it is inconvenient if the tomosynthesis tomographic images of a plurality of layers are compared as they are to compare the state of teeth according to the tomographic depth. Therefore, the image generation means 23 uses each trajectory (each frame) as a table necessary for correcting the dentition position for making the horizontal and vertical lengths of the tomosynthesis tomographic images after the reconstruction calculation coincide with each other. In step S8, a table for specifying the ratio of the height and the table for specifying the voxel through which the X-ray incident on the center of the X-ray detector 121 passes is created.

次に、画像生成手段23は、再構成領域を占める各ボクセル頂点の実際の位置座標を算出する(ステップS9)。   Next, the image generation means 23 calculates the actual position coordinates of each voxel vertex that occupies the reconstruction area (step S9).

続いて、画像生成手段23は、軌道データ(アーム角度と懸垂軸位置)と、ステップS5のスキャンによるデータ収集処理で得られた投影データとを読み込み(ステップS10)、投影データとフィルタ関数を畳み込み積分する(ステップS11)。   Subsequently, the image generation means 23 reads the trajectory data (arm angle and suspension axis position) and the projection data obtained by the data collection processing by the scan in step S5 (step S10), and convolves the projection data with the filter function. Integrate (step S11).

その後、画像生成手段23は、計算を簡単化するため、畳み込み積分の算出結果毎に、図7に示す通り、X線発生器112の中心(X線源)が原点、X線検出器121の中心位置がY軸上の正方向になるように、X線発生器112、再構成領域R1、及びX線検出器121からなる系の回転移動と並行移動によって、系の座標変換を行う(ステップS12)。   Thereafter, in order to simplify the calculation, the image generation unit 23 sets the center of the X-ray generator 112 (X-ray source) as the origin and the X-ray detector 121 as shown in FIG. System coordinate conversion is performed by rotational movement and parallel movement of the system including the X-ray generator 112, the reconstruction region R1, and the X-ray detector 121 so that the center position is in the positive direction on the Y-axis (Step S1). S12).

次に、ステップS13において画像生成手段23が実行するFBP法を用いた再構成計算について図8A〜図16を参照して説明する。   Next, reconstruction calculation using the FBP method executed by the image generation unit 23 in step S13 will be described with reference to FIGS. 8A to 16.

まず、X線検出器121の検出面の或るピクセルに着目し、X線発生器112からのX線がその着目ピクセルに入射する場合を考える。   First, let us focus on a certain pixel on the detection surface of the X-ray detector 121, and consider the case where the X-ray from the X-ray generator 112 is incident on the target pixel.

着目ピクセルに入射するX線は被写体を透過する際に減弱し、X線検出器121に取り込まれるX線が減少する。つまり、複数のボクセルによって構成される図7に示す再構成領域R1を設定すると、着目ピクセルには、ボクセルを透過したX線が入射し、そのX線が透過したボクセルの分だけX線が減弱して着目ピクセルの輝度値に反映されることになる。   X-rays incident on the pixel of interest are attenuated when passing through the subject, and X-rays captured by the X-ray detector 121 are reduced. That is, when the reconstruction area R1 shown in FIG. 7 configured by a plurality of voxels is set, X-rays transmitted through the voxel are incident on the target pixel, and the X-rays are attenuated by the amount of the voxel transmitted through the X-rays. This is reflected in the luminance value of the pixel of interest.

着目ピクセルに入射するX線が断層面内の複数のボクセルの一部分を透過する場合は、各ボクセルのX線が透過した部分の体積比に応じてX線が減弱し、その減弱度合いが着目ピクセルの輝度値に反映される。   When the X-rays incident on the target pixel pass through a part of the plurality of voxels in the tomographic plane, the X-rays are attenuated according to the volume ratio of the part where the X-rays of each voxel are transmitted, and the degree of attenuation is the target pixel. It is reflected in the brightness value.

つまり、着目ピクセルに入射するX線が透過した各ボクセルは、各ボクセルのX線が透過した部分の体積比の割合で着目ピクセルの輝度値に寄与している。逆に考えれば、着目ピクセルの輝度値を、着目ピクセルに入射するX線が透過した各ボクセルのX線が透過した部分の体積比で分割すると、各分割値は、各ボクセルのX線が透過した部分のX線減弱に対応する。   That is, each voxel through which X-rays incident on the pixel of interest are transmitted contributes to the luminance value of the pixel of interest at a ratio of the volume ratio of the portion of each voxel through which X-rays are transmitted. Conversely, if the luminance value of the target pixel is divided by the volume ratio of the portion of the voxel through which the X-ray incident on the target pixel is transmitted, the divided value is transmitted by the X-ray of each voxel. Corresponds to the X-ray attenuation of the part.

図8Aは、X線検出器121の検出面の一部であるピクセル群PXGとボクセルVX1〜VX4との位置関係の一例を示す斜視図である。図8Bは、図8Aで示した位置関係を示す上面図である。ピクセル群PXGはピクセルPX1〜PX16によって構成されている。図8A及び図8Bに示す位置関係において、着目ピクセルをピクセルPX11とすると、ボクセルVX1〜VX4が着目ピクセルに入射するX線が透過したボクセルとなる。   FIG. 8A is a perspective view showing an example of a positional relationship between a pixel group PXG that is a part of the detection surface of the X-ray detector 121 and the voxels VX1 to VX4. FIG. 8B is a top view showing the positional relationship shown in FIG. 8A. The pixel group PXG is composed of pixels PX1 to PX16. 8A and 8B, if the pixel of interest is the pixel PX11, the voxels VX1 to VX4 are voxels through which X-rays incident on the pixel of interest are transmitted.

一方、着目ピクセルに反映されるX線減弱すなわち着目ピクセルの輝度値は、着目ピクセルの輝度値と、着目ピクセルに入射するX線が透過した全ボクセルのX線が透過した部分の総体積に対する当該全ボクセル中の或る一つボクセルのX線が透過した部分の体積の割合との乗算値を、当該全ボクセル中の個々のボクセルに関して和をとったものになっている。したがって、或るボクセルに着目した場合、その着目ボクセルを透過するX線は複数のピクセルに入射するため、着目ボクセルにおけるX線減弱の影響が、各ピクセルに対応する体積比に応じて各ピクセルに与えられることになる。つまり、各ピクセルに対して、影響を受けたX線減弱の内、着目ボクセルがそのピクセルに与える影響の比(体積比)と、輝度値との乗算値をとり、その乗算値をピクセルについて積分することで、着目ボクセル全体のX線減弱を求めることができる。すなわち、着目ボクセルへの逆投影が得られることになる。   On the other hand, the X-ray attenuation reflected on the pixel of interest, that is, the luminance value of the pixel of interest is the luminance value of the pixel of interest and the total volume of the portion through which the X-rays of all the voxels transmitted through the X-ray incident on the pixel of interest are transmitted. The multiplication value of the volume ratio of the portion through which X-rays of one voxel in all voxels are transmitted is the sum of the individual voxels in the whole voxel. Therefore, when attention is paid to a certain voxel, X-rays transmitted through the target voxel are incident on a plurality of pixels. Therefore, the influence of X-ray attenuation in the target voxel is applied to each pixel according to the volume ratio corresponding to each pixel. Will be given. In other words, for each pixel, among the affected X-ray attenuation, the ratio of the influence of the target voxel on the pixel (volume ratio) is multiplied by the luminance value, and the multiplied value is integrated for the pixel. By doing so, the X-ray attenuation of the entire target voxel can be obtained. That is, back projection onto the target voxel is obtained.

図9Aは、X線検出器121の検出面の一部であるピクセル群PXGとボクセルVX1との位置関係の一例を示す斜視図である。図9Bは、図9Aで示した位置関係を示す上面図である。図9A及び図9Bに示す位置関係において、着目ボクセルをボクセルVX1とすると、着目ボクセルVX1全体のX線減弱は、(1)ピクセルPX5の輝度値と、着目ボクセルVX1の体積に対する着目ボクセルVX1のピクセルPX5に入射するX線が透過した部分の体積の割合との乗算値、(2)ピクセルPX6の輝度値と、着目ボクセルVX1の体積に対する着目ボクセルVX1のピクセルPX6に入射するX線が透過した部分の体積の割合との乗算値、(3)ピクセルPX7の輝度値と、着目ボクセルVX1の体積に対する着目ボクセルVX1のピクセルPX7に入射するX線が透過した部分の体積の割合との乗算値、(4)ピクセルPX9の輝度値と、着目ボクセルVX1の体積に対する着目ボクセルVX1のピクセルPX9に入射するX線が透過した部分の体積の割合との乗算値、(5)ピクセルPX10の輝度値と、着目ボクセルVX1の体積に対する着目ボクセルVX1のピクセルPX10に入射するX線が透過した部分の体積の割合との乗算値、及び(6)ピクセルPX11の輝度値と、着目ボクセルVX1の体積に対する着目ボクセルVX1のピクセルPX11に入射するX線が透過した部分の体積の割合との乗算値、の和となる。   FIG. 9A is a perspective view showing an example of a positional relationship between a pixel group PXG and a voxel VX1 which are a part of the detection surface of the X-ray detector 121. FIG. FIG. 9B is a top view showing the positional relationship shown in FIG. 9A. 9A and 9B, if the target voxel VX1 is the target voxel, the X-ray attenuation of the entire target voxel VX1 is (1) the pixel of the target voxel VX1 with respect to the luminance value of the pixel PX5 and the volume of the target voxel VX1. The product of the ratio of the volume of the portion through which X-rays incident on PX5 are transmitted, (2) the portion through which X-rays incident on the pixel PX6 of the target voxel VX1 with respect to the luminance value of the pixel PX6 and the volume of the target voxel VX1 are transmitted. (3) the multiplication value of the luminance value of the pixel PX7 and the ratio of the volume of the portion through which X-rays incident on the pixel PX7 of the target voxel VX1 are transmitted relative to the volume of the target voxel VX1; 4) Enter the pixel PX9 of the target voxel VX1 with respect to the luminance value of the pixel PX9 and the volume of the target voxel VX1. (5) the luminance value of the pixel PX10 and the volume of the portion through which the X-ray incident on the pixel PX10 of the target voxel VX1 is transmitted with respect to the volume of the target voxel VX1. A sum of a multiplication value of the ratio and (6) a luminance value of the pixel PX11 and a ratio of the volume of the portion through which the X-ray incident on the pixel PX11 of the target voxel VX1 is transmitted to the volume of the target voxel VX1. Become.

具体的には、ボクセルを透過するX線は直進するので、各ボクセルについて、X線検出器121の検出面をX線入射方向でボクセル位置まで投影させる。逆に、各ボクセルについて、ボクセルをX線入射方向でX線検出器121の検出面の位置まで投影させてもよい。   Specifically, since the X-rays that pass through the voxels go straight, the detection surface of the X-ray detector 121 is projected to the voxel position in the X-ray incident direction for each voxel. Conversely, for each voxel, the voxel may be projected to the position of the detection surface of the X-ray detector 121 in the X-ray incident direction.

直方体であるボクセルのいずれの構成面もX線入射方向に対して垂直でない場合、例えば図10に示すようにX線入射方向に対するボクセルの厚みがボクセルVX1内で一様ではないので、ピクセルによってはボクセルの薄い部分を透過したX線が入射される場合もあり、これを厳密に計算すると、逆投影の計算時間が膨大になる。   If none of the constituent surfaces of the cuboid voxel is perpendicular to the X-ray incident direction, for example, as shown in FIG. 10, the thickness of the voxel with respect to the X-ray incident direction is not uniform in the voxel VX1, so depending on the pixel In some cases, X-rays transmitted through a thin part of the voxel may be incident. If this is strictly calculated, the calculation time of back projection becomes enormous.

そこで、本実施形態では、直方体のボクセルを、直方体のボクセルと同一の体積であってX線入射方向に対する厚みが一様な斜四角柱に近似して、逆投影を行う。当該斜四角柱は、X線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面を、両方又は片方のみ各対向構成面を含む平面上で平行移動させることによって、2つの底面とし、直方体のボクセルと同一の体積であってX線入射方向に対する厚みを一様とした形状である。このような近似を行ってもトモシンセシス断層画像の画質には殆ど影響しない。   Therefore, in the present embodiment, back projection is performed by approximating a rectangular parallelepiped voxel to a rectangular prism having the same volume as the rectangular parallelepiped voxel and a uniform thickness in the X-ray incident direction. The oblique square column has two bottom surfaces by translating a pair of opposing constituent surfaces in which there are overlapping regions when viewed from the X-ray incident direction on a plane including both opposing constituent surfaces, or only one of them, It has the same volume as a cuboid voxel and a uniform thickness in the X-ray incident direction. Even if such approximation is performed, the image quality of the tomosynthesis tomographic image is hardly affected.

図11Aは、ボクセルVX1を近似する斜四角柱の一例を示す図である。図11Aに示す斜四角柱OP1は、長方形RT2及びRT3を底面とし、X線入射方向に対する厚みを一様とした形状である。長方形RT1は、図9A及び図9Bに示すボクセルVX1の構成面のうち、X線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面に含まれる辺以外の着目ボクセルVX1の各辺の中点を頂点とする長方形である。着目ボクセルVX1内に形成される長方形RT1を斜視図で示すと、図11Bのようになる。長方形RT2は、図9A及び図9Bに示すボクセルVX1の構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面のX線検出器121に近い方をそのX線検出器121に近い方の対向構成面を含む平面上で平行移動させたものである。長方形RT3は、図9A及び図9Bに示すボクセルVX1の構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面のX線検出器121に遠い方をそのX線検出器121に遠い方の対向構成面を含む平面上で平行移動させたものである。そして、長方形RT1〜RT3の各外周はX線入射方向から見て一致している。   FIG. 11A is a diagram illustrating an example of an oblique quadrangular column that approximates the voxel VX1. The oblique square column OP1 shown in FIG. 11A has a shape in which the rectangles RT2 and RT3 are the bottom surfaces and the thickness in the X-ray incident direction is uniform. The rectangle RT1 is formed on each side of the target voxel VX1 other than the sides included in the pair of opposing configuration surfaces in which the overlapping regions as seen from the X-ray incidence direction exist among the configuration surfaces of the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B. A rectangle with the midpoint as the vertex. A rectangle RT1 formed in the target voxel VX1 is shown in a perspective view in FIG. 11B. The rectangle RT2 detects the X-ray detection of the side closer to the X-ray detector 121 of the pair of opposing constituent surfaces where there is an overlapping region when viewed from the X-ray incident direction of the constituent surfaces of the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B. This is translated on a plane including the opposing constituent surface closer to the vessel 121. The rectangle RT3 detects the one farther from the X-ray detector 121 on the pair of opposing constituent surfaces where there is an overlapping region when viewed from the X-ray incident direction of the constituent surfaces of the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B. The parallel movement is performed on a plane including the opposing facing surface farther from the vessel 121. The outer peripheries of the rectangles RT1 to RT3 coincide with each other when viewed from the X-ray incident direction.

着目ボクセルを図9A及び図9Bに示すボクセルVX1とすると、着目ボクセルVX1全体のX線減弱は、(1)ピクセルPX5の輝度値と、長方形RT1の面積に対する長方形RT1のピクセルPX5に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(2)ピクセルPX6の輝度値と、長方形RT1の面積に対する長方形RT1のピクセルPX6に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(3)ピクセルPX7の輝度値と、長方形RT1の面積に対する長方形RT1のピクセルPX7に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(4)ピクセルPX9の輝度値と、長方形RT1の面積に対する長方形RT1のピクセルPX9に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(5)ピクセルPX10の輝度値と、長方形RT1の面積に対する長方形RT1のピクセルPX10に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(6)ピクセルPX11の輝度値と、長方形RT1の面積に対する長方形RT1のピクセルPX11に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、の和となる。長方形RT1の各頂点の座標は、着目ボクセルVX1の各頂点の座標から算出することができる。また、上記の各面積は、長方形RT1のX座標およびZ座標と、X線検出器121の検出面に形成されているピクセルの各格子点のX座標およびZ座標とから算出することができる。   If the target voxel is the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B, the X-ray attenuation of the entire target voxel VX1 is (1) the X-ray incident on the pixel PX5 of the rectangle RT1 with respect to the luminance value of the pixel PX5 and the area of the rectangle RT1. (2) Multiplication value of the luminance value of the pixel PX6 and the ratio of the area of the portion through which the X-rays incident on the pixel PX6 of the rectangle RT1 are transmitted relative to the area of the rectangle RT1. (3) Multiplying the luminance value of the pixel PX7 by the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX7 of the rectangle RT1 are transmitted relative to the area of the rectangle RT1, and (4) the luminance value of the pixel PX9 and the rectangle Multiplying the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX9 of the rectangle RT1 with respect to the area of RT1 are transmitted, (5) Pixel PX The product of the luminance value of 0 and the ratio of the area of the portion through which the X-ray incident on the pixel PX10 of the rectangle RT1 is transmitted to the area of the rectangle RT1; (6) the rectangle of the luminance value of the pixel PX11 and the area of the rectangle RT1 This is the sum of the product of the ratio of the area of the portion through which the X-rays incident on the pixel PX11 of RT1 are transmitted. The coordinates of each vertex of the rectangle RT1 can be calculated from the coordinates of each vertex of the target voxel VX1. Further, each area described above can be calculated from the X coordinate and Z coordinate of the rectangle RT1 and the X coordinate and Z coordinate of each lattice point of the pixel formed on the detection surface of the X-ray detector 121.

長方形RT1は、上述した通り、着目ボクセルVX1の構成面のうち、X線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面に含まれる辺以外の着目ボクセルVX1の各辺の中点を頂点とする長方形である。これにより、X線検出器121の検出面に平行な方向に関して、斜四角柱OP1が、着目ボクセルVX1に対して偏ることを防止することができ、近似によるトモシンセシス断層画像の画質への影響を最小化することができる。ただし、着目ボクセルVX1を近似する斜四角柱の位置設定は、本実施形態の設定に限定されるものではない。例えば、X線検出器121の検出面に平行な方向に関して、斜四角柱OP1が、着目ボクセルVX1に対して偏ることがあまり問題にならない場合には、着目ボクセルVX1を近似する斜四角柱を、図12に示す斜四角柱OP2、図13に示す斜四角柱OP3、図14に示す斜四角柱OP4、図15に示す斜四角柱OP5などにしてもよい。   As described above, the rectangle RT1 is the midpoint of each side of the target voxel VX1 other than the side included in the pair of opposing configuration surfaces in which there is an overlapping region when viewed from the X-ray incident direction among the configuration surfaces of the target voxel VX1. Is a rectangle with vertices. Thus, the oblique quadratic prism OP1 can be prevented from being biased with respect to the target voxel VX1 in the direction parallel to the detection surface of the X-ray detector 121, and the influence on the image quality of the tomosynthesis tomographic image due to approximation is minimized. Can be However, the setting of the position of the oblique quadrangle that approximates the target voxel VX1 is not limited to the setting of the present embodiment. For example, in the case where the oblique quadratic prism OP1 is not significantly deviated with respect to the target voxel VX1 with respect to the direction parallel to the detection surface of the X-ray detector 121, an oblique quadrangular column that approximates the target voxel VX1 is The oblique prism OP2 shown in FIG. 12, the oblique prism OP3 shown in FIG. 13, the oblique prism OP4 shown in FIG. 14, the oblique square OP5 shown in FIG.

図12に示す近似を行う場合、着目ボクセルを図9A及び図9Bに示すボクセルVX1とすると、着目ボクセルVX1全体のX線減弱は、(1)ピクセルPX5の輝度値と、長方形RT4の面積に対する長方形RT4のピクセルPX5に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(2)ピクセルPX6の輝度値と、長方形RT4の面積に対する長方形RT4のピクセルPX6に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(3)ピクセルPX7の輝度値と、長方形RT4の面積に対する長方形RT4のピクセルPX7に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(4)ピクセルPX9の輝度値と、長方形RT4の面積に対する長方形RT4のピクセルPX9に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(5)ピクセルPX10の輝度値と、長方形RT4の面積に対する長方形RT4のピクセルPX10に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(6)ピクセルPX11の輝度値と、長方形RT4の面積に対する長方形RT4のピクセルPX11に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、の和となる。なお、長方形RT4は、図9A及び図9Bに示すボクセルVX1の構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面のX線検出器121に遠い方である。   When the approximation shown in FIG. 12 is performed, if the target voxel is the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B, the X-ray attenuation of the entire target voxel VX1 is (1) a rectangle with respect to the luminance value of the pixel PX5 and the area of the rectangle RT4. The product of the ratio of the area of the portion through which the X-ray incident on the RT4 pixel PX5 is transmitted, (2) the luminance value of the pixel PX6 and the X-ray incident on the pixel PX6 of the rectangle RT4 with respect to the area of the rectangle RT4 transmitted (3) the multiplication value of the luminance value of the pixel PX7 and the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX7 of the rectangle RT4 are transmitted to the area of the rectangle RT4, (4 ) The luminance value of the pixel PX9 and the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX9 of the rectangle RT4 are transmitted to the area of the rectangle RT4 A multiplication value, (5) a multiplication value of a luminance value of the pixel PX10, and a ratio of an area of a portion through which an X-ray incident on the pixel PX10 of the rectangle RT4 is transmitted to an area of the rectangle RT4, and (6) a luminance value of the pixel PX11. The sum of the area of the rectangle RT4 and the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX11 of the rectangle RT4 are transmitted. Note that the rectangle RT4 is farther from the X-ray detector 121 on the pair of opposing constituent surfaces where there is an overlapping region when viewed from the X-ray incident direction in the constituent surfaces of the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B.

図13に示す近似を行う場合、着目ボクセルを図9A及び図9Bに示すボクセルVX1とすると、着目ボクセルVX1全体のX線減弱は、(1)ピクセルPX5の輝度値と、長方形RT5の面積に対する長方形RT5のピクセルPX5に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(2)ピクセルPX6の輝度値と、長方形RT5の面積に対する長方形RT5のピクセルPX6に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(3)ピクセルPX7の輝度値と、長方形RT5の面積に対する長方形RT5のピクセルPX7に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(4)ピクセルPX9の輝度値と、長方形RT5の面積に対する長方形RT5のピクセルPX9に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(5)ピクセルPX10の輝度値と、長方形RT5の面積に対する長方形RT5のピクセルPX10に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(6)ピクセルPX11の輝度値と、長方形RT5の面積に対する長方形RT5のピクセルPX11に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、の和となる。なお、長方形RT5は、図9A及び図9Bに示すボクセルVX1の構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面のX線検出器121に近い方である。   When the approximation shown in FIG. 13 is performed, if the target voxel is the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B, the X-ray attenuation of the entire target voxel VX1 is (1) a rectangle with respect to the luminance value of the pixel PX5 and the area of the rectangle RT5. Multiplying the ratio of the area of the portion through which the X-ray incident on the pixel PX5 of RT5 is transmitted, (2) the luminance value of the pixel PX6, and the X-ray incident on the pixel PX6 of the rectangle RT5 with respect to the area of the rectangle RT5 transmitted (3) the multiplication value of the luminance value of the pixel PX7 and the ratio of the area of the portion through which the X-rays incident on the pixel PX7 of the rectangle RT5 are transmitted to the area of the rectangle RT5, (4 ) The luminance value of the pixel PX9 and the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX9 of the rectangle RT5 are transmitted to the area of the rectangle RT5 A multiplication value, (5) a multiplication value of the luminance value of the pixel PX10, and a ratio of an area of a portion through which X-rays incident on the pixel PX10 of the rectangle RT5 are transmitted to an area of the rectangle RT5, and (6) a luminance value of the pixel PX11. , The sum of the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX11 of the rectangle RT5 are transmitted to the area of the rectangle RT5. Note that the rectangle RT5 is closer to the X-ray detector 121 on the pair of opposing constituent surfaces where there is an overlapping region when viewed from the X-ray incident direction of the constituent surfaces of the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B.

図14に示す近似を行う場合、着目ボクセルを図9A及び図9Bに示すボクセルVX1とすると、着目ボクセルVX1全体のX線減弱は、(1)ピクセルPX5の輝度値と、長方形RT6の面積に対する長方形RT6のピクセルPX5に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(2)ピクセルPX6の輝度値と、長方形RT6の面積に対する長方形RT6のピクセルPX6に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(3)ピクセルPX7の輝度値と、長方形RT6の面積に対する長方形RT6のピクセルPX7に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(4)ピクセルPX9の輝度値と、長方形RT6の面積に対する長方形RT6のピクセルPX9に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(5)ピクセルPX10の輝度値と、長方形RT6の面積に対する長方形RT6のピクセルPX10に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(6)ピクセルPX11の輝度値と、長方形RT6の面積に対する長方形RT6のピクセルPX11に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、の和となる。なお、長方形RT6は、図9A及び図9Bに示すボクセルVX1の構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面に含まれる辺以外の着目ボクセルVX1の各辺をX線検出器121に遠い方から1:2で分割する分割点を頂点とする長方形である。   When the approximation shown in FIG. 14 is performed, if the target voxel is the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B, the X-ray attenuation of the entire target voxel VX1 is as follows: (1) The luminance value of the pixel PX5 and the rectangle RT6 area The product of the ratio of the area of the portion through which the X-ray incident on the pixel PX5 of RT6 is transmitted, (2) the luminance value of the pixel PX6, and the X-ray incident on the pixel PX6 of the rectangle RT6 with respect to the area of the rectangle RT6 transmitted (3) the multiplication value of the luminance value of the pixel PX7 and the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX7 of the rectangle RT6 are transmitted to the area of the rectangle RT6, (4 ) The luminance value of the pixel PX9 and the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX9 of the rectangle RT6 are transmitted to the area of the rectangle RT6 A multiplication value, (5) a multiplication value of the luminance value of the pixel PX10, and a ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX10 of the rectangle RT6 are transmitted to the area of the rectangle RT6, and (6) the luminance value of the pixel PX11 , The sum of the area of the rectangle RT6 and the ratio of the area of the portion through which the X-rays incident on the pixel PX11 of the rectangle RT6 are transmitted. Note that the rectangle RT6 has sides of the target voxel VX1 other than the sides included in the pair of opposing constituent surfaces in which overlapping regions are present when viewed from the X-ray incident direction among the constituent surfaces of the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B. Is a rectangle whose vertex is a dividing point that is divided 1: 2 from the far side of the X-ray detector 121.

図15に示す近似を行う場合、着目ボクセルを図9A及び図9Bに示すボクセルVX1とすると、着目ボクセルVX1全体のX線減弱は、(1)ピクセルPX5の輝度値と、長方形RT7の面積に対する長方形RT7のピクセルPX5に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(2)ピクセルPX6の輝度値と、長方形RT7の面積に対する長方形RT7のピクセルPX6に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(3)ピクセルPX7の輝度値と、長方形RT7の面積に対する長方形RT7のピクセルPX7に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(4)ピクセルPX9の輝度値と、長方形RT7の面積に対する長方形RT7のピクセルPX9に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(5)ピクセルPX10の輝度値と、長方形RT7の面積に対する長方形RT7のピクセルPX10に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(6)ピクセルPX11の輝度値と、長方形RT7の面積に対する長方形RT7のピクセルPX11に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、の和となる。なお、長方形RT7は、図9A及び図9Bに示すボクセルVX1の構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面に含まれる辺以外の着目ボクセルVX1の各辺をX線検出器121に遠い方から2:1で分割する分割点を頂点とする長方形である。   When the approximation shown in FIG. 15 is performed, if the target voxel is the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B, the X-ray attenuation of the entire target voxel VX1 is (1) a rectangle with respect to the luminance value of the pixel PX5 and the area of the rectangle RT7. The product of the ratio of the area of the portion through which the X-ray incident on the pixel PX5 of RT7 is transmitted, (2) the luminance value of the pixel PX6, and the X-ray incident on the pixel PX6 of the rectangle RT7 with respect to the area of the rectangle RT7 transmitted (3) the multiplication value of the luminance value of the pixel PX7 and the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX7 of the rectangle RT7 are transmitted to the area of the rectangle RT7, (4 ) The luminance value of the pixel PX9 and the ratio of the area of the portion through which the X-rays incident on the pixel PX9 of the rectangle RT7 are transmitted to the area of the rectangle RT7 A multiplication value, (5) a multiplication value of the luminance value of the pixel PX10, and a ratio of an area of a portion through which X-rays incident on the pixel PX10 of the rectangle RT7 are transmitted to an area of the rectangle RT7, and (6) a luminance value of the pixel PX11 The sum of the area of the rectangle RT7 and the ratio of the area of the portion through which the X-rays incident on the pixel PX11 of the rectangle RT7 are transmitted. In addition, the rectangle RT7 has each side of the target voxel VX1 other than the sides included in the pair of opposing configuration surfaces in which the overlapping regions as seen from the X-ray incident direction exist among the configuration surfaces of the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B. Is a rectangle whose vertex is a dividing point that divides 2 by 2: 1 from the far side of the X-ray detector 121.

ステップS5において縦長のX線細隙ビームがX線発生器112から照射されるため、X線発生器112から照射されるX線のX軸方向(=X線検出器121の横方向)の広がりは小さく、X線発生器112から照射されるX線のZ軸方向(=X線検出器121の縦方向)の広がりは大きい。したがって、X軸方向(=X線検出器121の横方向)に関しては、着目ボクセルの位置に係わらず、上記において説明した図10〜図15のように、X線入射方向をX線検出器121の検出面に対して垂直として扱うことができるが、Z軸方向(=X線検出器121の縦方向)に関しては、X線入射方向を一律にX線検出器121の検出面に対して垂直として扱うことができず、着目ボクセルの位置がZ軸方向に関して原点から離れているほど着目ボクセルを透過するX線はX線検出器121の検出面に対してZ軸方向に斜めに入射する。ここで、着目ボクセルを透過するX線がX線検出器121の検出面に対してZ軸方向に斜めに入射する場合の逆投影について図16を参照して説明する。図16は、着目ボクセルVX1を透過するX線がX線検出器121の検出面に対してZ軸方向に斜めに入射する場合の一例を示す図である。図16においても、図10〜図15と同様に、直方体のボクセル(例えば図16における着目ボクセルVX1)を、直方体のボクセルと同一の体積であってX線入射方向に対する厚みが一様な斜四角柱(例えば図16における斜四角柱OP6)に近似して、逆投影を行う。当該斜四角柱は、X線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面を、両方又は片方のみ各対向構成面を含む平面上で平行移動させることによって、2つの底面とし、直方体のボクセルと同一の体積であってX線入射方向に対する厚みを一様とした形状である。   In step S5, since the vertically long X-ray slit beam is irradiated from the X-ray generator 112, the X-ray direction irradiated from the X-ray generator 112 expands in the X-axis direction (= the horizontal direction of the X-ray detector 121). Is small, and the spread of the X-rays irradiated from the X-ray generator 112 in the Z-axis direction (= the vertical direction of the X-ray detector 121) is large. Therefore, regarding the X-axis direction (= lateral direction of the X-ray detector 121), the X-ray incident direction is set to the X-ray detector 121 as shown in FIGS. 10 to 15 described above regardless of the position of the target voxel. However, with respect to the Z-axis direction (= longitudinal direction of the X-ray detector 121), the X-ray incident direction is uniformly perpendicular to the detection surface of the X-ray detector 121. As the position of the target voxel is farther from the origin in the Z-axis direction, X-rays that pass through the target voxel enter the detection surface of the X-ray detector 121 obliquely in the Z-axis direction. Here, back projection in the case where X-rays transmitted through the target voxel are obliquely incident on the detection surface of the X-ray detector 121 in the Z-axis direction will be described with reference to FIG. FIG. 16 is a diagram illustrating an example in which X-rays transmitted through the target voxel VX1 are incident on the detection surface of the X-ray detector 121 obliquely in the Z-axis direction. Also in FIG. 16, similarly to FIGS. 10 to 15, a rectangular parallelepiped voxel (for example, the target voxel VX <b> 1 in FIG. 16) has the same volume as the rectangular parallelepiped voxel and has a uniform thickness in the X-ray incident direction. Back projection is performed by approximating a prism (for example, the oblique prism OP6 in FIG. 16). The oblique square column has two bottom surfaces by translating a pair of opposing constituent surfaces in which there are overlapping regions when viewed from the X-ray incident direction on a plane including both opposing constituent surfaces, or only one of them, It has the same volume as a cuboid voxel and a uniform thickness in the X-ray incident direction.

図16に示す近似を行う場合、着目ボクセルを図9A及び図9Bに示すボクセルVX1とすると、着目ボクセルVX1全体のX線減弱は、(1)ピクセルPX5の輝度値と、長方形RT1の面積に対する長方形RT1のピクセルPX5に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(2)ピクセルPX6の輝度値と、長方形RT1の面積に対する長方形RT1のピクセルPX6に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(3)ピクセルPX7の輝度値と、長方形RT1の面積に対する長方形RT1のピクセルPX7に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(4)ピクセルPX9の輝度値と、長方形RT1の面積に対する長方形RT1のピクセルPX9に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(5)ピクセルPX10の輝度値と、長方形RT1の面積に対する長方形RT1のピクセルPX10に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、(6)ピクセルPX11の輝度値と、長方形RT1の面積に対する長方形RT1のピクセルPX11に入射するX線が透過した部分の面積の割合との乗算値、の和となる。なお、長方形RT1は、上述した通り、着目ボクセルVX1の構成面のうち、X線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面に含まれる辺以外の着目ボクセルVX1の各辺の中点を頂点とする長方形である。   When the approximation shown in FIG. 16 is performed, if the target voxel is the voxel VX1 shown in FIGS. 9A and 9B, the X-ray attenuation of the entire target voxel VX1 is (1) a rectangle with respect to the luminance value of the pixel PX5 and the area of the rectangle RT1. Multiplying the ratio of the area of the portion through which the X-ray incident on the RT1 pixel PX5 is transmitted, (2) the luminance value of the pixel PX6, and the X-ray incident on the pixel PX6 of the rectangle RT1 with respect to the area of the rectangle RT1 transmitted (3) a multiplication value of the luminance value of the pixel PX7 and the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX7 of the rectangle RT1 are transmitted to the area of the rectangle RT1; ) The luminance value of the pixel PX9 and the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX9 of the rectangle RT1 are transmitted to the area of the rectangle RT1 A multiplication value, (5) a multiplication value of a luminance value of the pixel PX10, and a ratio of an area of a portion through which X-rays incident on the pixel PX10 of the rectangle RT1 are transmitted to an area of the rectangle RT1, and (6) a luminance value of the pixel PX11. , The sum of the ratio of the area of the portion through which X-rays incident on the pixel PX11 of the rectangle RT1 are transmitted to the area of the rectangle RT1. As described above, the rectangle RT1 is formed on each side of the target voxel VX1 other than the side included in the pair of opposing configuration surfaces in which the overlapping area as viewed from the X-ray incident direction exists among the configuration surfaces of the target voxel VX1. A rectangle with the midpoint as the vertex.

上記の説明では、着目ボクセルのいずれの構成面もX線検出器121の検出面と平行でない場合と、着目ボクセルを透過するX線の入射方向がX線検出器121の検出面に対して垂直でない場合とを分け、両者とも同様の近似を行うことができることを示したが、着目ボクセルのいずれの構成面もX線検出器121の検出面と平行でなく且つ着目ボクセルを透過するX線の入射方向がX線検出器121の検出面に対して垂直でない場合にも同様の近似を行うことができる。   In the above description, the case where none of the constituent surfaces of the target voxel is parallel to the detection surface of the X-ray detector 121 and the incident direction of X-rays transmitted through the target voxel are perpendicular to the detection surface of the X-ray detector 121. It was shown that both can perform the same approximation. However, none of the constituent surfaces of the target voxel is parallel to the detection surface of the X-ray detector 121 and transmits X-rays that pass through the target voxel. A similar approximation can be performed when the incident direction is not perpendicular to the detection surface of the X-ray detector 121.

図9A及び図9BではボクセルVX1のみを図示しているが、再構成領域R1の全ボクセルについて、同様の逆投影を行うようにする。なお、再構成の計算において、図7に示すX軸およびY軸とそれらに直交するZ軸によって定義される直交座標系を用いてもよく、動径r、第1の偏角θ、および第2の偏角φによって定義される極座標系を用いてもよい。極座標系を用いる場合、X線発生器112の中心(X線源)から一つのボクセルまでの距離を動径rとする。また、X線発生器112の中心(X線源)から一つのボクセルの端から端までの撮影に必要な縦方向の画角θ1は微小であるで、sinθ1をθ1に近似することができる。同様に、X線発生器112の中心(X線源)から一つのボクセルの端から端までの撮影に必要な横方向の画角φ1は微小であるで、sinφ1をφ1に近似することができる。 Although only the voxel VX1 is shown in FIGS. 9A and 9B, the same back projection is performed for all the voxels in the reconstruction area R1. In the calculation of reconstruction, an orthogonal coordinate system defined by the X axis and the Y axis shown in FIG. 7 and the Z axis orthogonal to them may be used, and the radius r, the first deflection angle θ, and the A polar coordinate system defined by two declination angles φ may be used. When the polar coordinate system is used, the distance from the center (X-ray source) of the X-ray generator 112 to one voxel is set as a radius r. Further, the vertical field angle theta 1 necessary camera from the center of the X-ray generator 112 (X-ray source) from the end of one voxel to the end in is very small, approximating the sin [theta 1 to theta 1 Can do. Similarly, the lateral angle phi 1 necessary camera from the center of the X-ray generator 112 (X-ray source) from the end of one voxel to the end than a minute, to approximate the sin [phi 1 to phi 1 be able to.

なお、ボクセルの形状は直方体であるが、直方体には縦、横、高さの長さがすべて等しい特殊な一例である立方体も含まれる。同様に、ボクセルの構成面、及び、当該構成面に平行なボクセルの断面の各形状は長方形であるが、長方形には縦、横の長さが等しい特殊な一例である正方形も含まれる。また、着目ボクセルの構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が辺で存在する二対の対向構成面がある場合には、一対の対向構成面のみを着目ボクセルの構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面として選択するとよい。また、着目ボクセルの構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が点で存在する三対の対向構成面がある場合には、一対の対向構成面のみを着目ボクセルの構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面として選択するとよい。   Although the shape of the voxel is a rectangular parallelepiped, the rectangular parallelepiped includes a cube that is a special example in which the length, width, and height are all equal. Similarly, each shape of the voxel constituent surface and the cross-section of the voxel parallel to the constituent surface is a rectangle, but the rectangle includes a square which is a special example in which the vertical and horizontal lengths are equal. In addition, when there are two pairs of opposing constituent surfaces in which the overlapping area when viewed from the X-ray incident direction is present on the side among the constituent surfaces of the target voxel, only a pair of opposing constituent surfaces is included in the constituent surfaces of the target voxel It is good to select as a pair of opposing structure surface where the area | region which overlaps seeing from a X-ray incident direction exists. In addition, when there are three pairs of opposing constituent surfaces in which the overlapping regions as seen from the X-ray incident direction exist among the constituent surfaces of the target voxel, only the pair of opposing constituent surfaces are included in the constituent surfaces of the target voxel. It is good to select as a pair of opposing structure surface where the area | region which overlaps seeing from a X-ray incident direction exists.

再構成領域R1の全ボクセルについて逆投影の計算が完了すると、ステップS13におけるFBP法を用いた再構成計算が完了する。その後、画像生成手段23は、軌道データが終了するか否か判断し(ステップS14)、終了していない場合にはステップS10に戻り、前述の動作を繰り返す。   When the calculation of back projection is completed for all the voxels in the reconstruction area R1, the reconstruction calculation using the FBP method in step S13 is completed. Thereafter, the image generating means 23 determines whether or not the trajectory data is finished (step S14), and if not finished, returns to step S10 and repeats the above-described operation.

一方、各ボクセルをX線が透過した回数(n)は軌道によって異なるので、画像生成手段23は、その回数を計算過程で算出しておき(ステップS15)、最終結果をnで分割する(ステップS16)。   On the other hand, since the number (n) of transmission of X-rays through each voxel differs depending on the trajectory, the image generation means 23 calculates the number in the calculation process (step S15) and divides the final result by n (step S15). S16).

前述した通り、再構成計算後の各トモシンセシス断層画像は、前歯部分の横方向のボクセル数が異なるため横方向の長さが一致しておらず、且つ、X線源から各断層面の最高点を見た仰角が異なるため縦方向の長さが一致していないので、画像生成手段23は、ステップS8で事前に作成しておいた歯列位置補正用テーブルを用いて、再構成計算後の各トモシンセシス断層画像の横方向および縦方向の長さを一致させるための歯列位置補正を行う (ステップS17)。   As described above, each tomosynthesis tomographic image after reconstruction calculation does not match the horizontal length because the number of voxels in the horizontal direction of the front tooth part is different, and the highest point of each tomographic plane from the X-ray source The vertical lengths do not match because the elevation angles seen are different, so the image generation means 23 uses the tooth position correction table created in advance in step S8 and performs the reconstruction calculation. Tooth position correction is performed to match the horizontal and vertical lengths of each tomosynthesis tomographic image (step S17).

具体的には、図17に示すように、補正基準として用いる任意の断層面以外の或る断層面上のボクセルの輝度を補正基準として用いる任意の断層面に投影したときの、補正基準として用いる任意の断層面上でのボクセルの輝度に基づいて、再構成計算後の前記トモシンセシス断層画像各々の横方向および縦方向の長さを一致させるための位置補正を行う。   Specifically, as shown in FIG. 17, it is used as a correction reference when the luminance of a voxel on a certain tomographic plane other than an arbitrary tomographic plane used as a correction reference is projected onto an arbitrary tomographic plane used as a correction reference. Based on the luminance of the voxel on an arbitrary tomographic plane, position correction is performed to match the lengths in the horizontal and vertical directions of the tomosynthesis tomographic images after reconstruction calculation.

補正基準として用いる任意の断層面以外の或る断層面上のボクセルの輝度の補正基準として用いる任意の断層面への投影は、本来なら各フレームで全てのピクセルについてX線の透過経路を調べて計算すべきであるが、X線検出器121の幅(=X線検出器121の横方向の長さ)が非常に狭く(例えば64ピクセル)、隣り合うフレーム間の変化も小さいので、或る断層面の特定のボクセルを透過するX線の経路は隣り合うフレーム間でほぼ変化しないと仮定し、各フレームについてX線検出器121の中心に入射するX線の透過経路のみを考慮して計算している。   Projection onto an arbitrary tomographic plane used as a correction standard for the brightness of a voxel on a certain tomographic plane other than an arbitrary tomographic plane to be used as a correction reference is normally performed by examining the X-ray transmission path for all pixels in each frame. Although it should be calculated, the width of the X-ray detector 121 (= the horizontal length of the X-ray detector 121) is very narrow (for example, 64 pixels), and the change between adjacent frames is also small. It is assumed that the X-ray path that passes through a specific voxel on the tomographic plane does not substantially change between adjacent frames, and only the X-ray transmission path incident on the center of the X-ray detector 121 is considered for each frame. doing.

以下、補正基準として用いる任意の断層面(以下、基準断層面layと称する)上の高さ方向(=X線検出器121の縦方向)が所定の位置であるボクセル及び二つの或る断層面j=j1、j2上の高さ方向が所定の位置であるボクセルを便宜上断層面毎に真っ直ぐ一列に並べた図18を参照して、位置補正について詳説する。   Hereinafter, a voxel having a predetermined position in the height direction (= vertical direction of the X-ray detector 121) on an arbitrary tomographic plane (hereinafter referred to as a reference tomographic plane lay) used as a correction reference and two certain tomographic planes Position correction will be described in detail with reference to FIG. 18 in which voxels whose height direction on j = j1 and j2 is a predetermined position are arranged in a straight line for each tomographic plane for convenience.

基準断層面lay以外の或る断層面j=a上のボクセルi=bの輝度を基準断層面layに投影したときに、その投影した輝度が基準断層面lay上のボクセルi=c上にくるのであれば、基本的にはその投影した輝度を位置補正後における或る断層面j=a上のボクセルi=cの輝度として扱う。a、b、cはそれぞれ任意の自然数である。そして、1本のフレームのX線が、断層面及び高さ方向が同一である複数のボクセルを透過する場合は、1本のフレームのX線が、中間面(=X線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面に含まれる辺以外のボクセルの各辺の中点を頂点とする長方形。図18中の点線を参照。)を透過したボクセルのみを、1本のフレームのX線が透過したボクセルとする。   When the brightness of voxel i = b on a certain fault plane j = a other than the reference fault plane lay is projected onto the reference fault plane lay, the projected brightness is on voxel i = c on the reference fault plane lay. In this case, basically, the projected luminance is treated as the luminance of the voxel i = c on a certain tomographic plane j = a after position correction. a, b, and c are arbitrary natural numbers. When the X-rays of one frame pass through a plurality of voxels having the same tomographic plane and height direction, the X-rays of one frame are transferred to the intermediate plane (= viewed from the X-ray incident direction). A rectangle whose vertex is the midpoint of each side of a voxel other than the sides included in the pair of opposing constituent surfaces where there is an overlapping region (see the dotted line in FIG. 18) is only one frame. The voxel through which X-rays are transmitted.

つまり、或るフレームにおいて、基準断層面lay以外の或る断層面j=a上のX線が透過する1個のボクセルi=bが基準断層面lay上のボクセルi=cに1対1で対応している場合(図18に示すパターンI)は、基準断層面layに投影した輝度を位置補正後における或る断層面j=a上のボクセルi=cの輝度として扱う。また、1対1対応でなくても、基準断層面lay上の1個のボクセルを通過するX線のフレームが1本である場合(図18に示すパターンI’)も同様に、或るフレームにおいて、基準断層面lay以外の或る断層面j=a上のX線が透過する1個のボクセルi=bが基準断層面lay上のボクセルi=cにくるのであれば、その投影した輝度を位置補正後における或る断層面j=a上のボクセルi=cの輝度として扱う。   That is, in a certain frame, one voxel i = b through which X-rays on a certain tomographic plane j = a other than the reference tomographic plane lay pass one-to-one with voxel i = c on the reference tomographic plane lay. When it corresponds (pattern I shown in FIG. 18), the luminance projected on the reference tomographic plane lay is treated as the luminance of the voxel i = c on a certain tomographic plane j = a after position correction. Also, even if the correspondence is not one-to-one, a certain frame is also obtained when there is one X-ray frame passing through one voxel on the reference tomographic plane lay (pattern I ′ shown in FIG. 18). If a single voxel i = b through which X-rays on a certain fault plane j = a other than the reference fault plane lay pass is at voxel i = c on the reference fault plane lay, the projected luminance Is treated as the brightness of voxel i = c on a certain tomographic plane j = a after position correction.

しかし、複数本のフレームのX線が基準断層面lay上の1個のボクセルを透過する場合(図18に示すパターンII)、基準断層面lay上のボクセルをどのフレームのX線も透過しない場合(図18に示すパターンIII)は、輝度値を調整する必要がある。   However, when X-rays of a plurality of frames pass through one voxel on the reference tomographic plane lay (pattern II shown in FIG. 18), no X-rays of any frame pass through the voxels on the reference tomographic plane lay. (Pattern III shown in FIG. 18) requires adjustment of the luminance value.

高さ方向に関しても考え方は同様である。ただし、高さ方向はボクセルの並び方が規則的であるので、図18に示すパターンIIにおいて基準断層面lay上の1個のボクセルを透過するX線の本数が限定的になり、図18に示すパターンIIIに該当する基準断層面lay上のボクセルが連続して並ぶ個数の最大値が限定的になる。また、本来ならフレーム毎に高さ方向におけるX線の拡がり角度を調べるべきであるが、本実施形態では計算を単純化するため、前歯方向へ入射するフレームのデータを全てのフレームで採用する。   The same concept applies to the height direction. However, since the arrangement of voxels is regular in the height direction, the number of X-rays that pass through one voxel on the reference tomographic plane lay in the pattern II shown in FIG. 18 is limited, as shown in FIG. The maximum value of the number of continuously arranged voxels on the reference tomographic plane lay corresponding to the pattern III is limited. In addition, the X-ray spread angle in the height direction should be examined for each frame, but in this embodiment, data of a frame incident in the front tooth direction is adopted in all frames in order to simplify the calculation.

上述した考え方に沿ったステップS17の歯列位置補正の一例を図19に示すフローチャートを参照して説明する。   An example of the dentition position correction in step S17 in accordance with the above-described concept will be described with reference to the flowchart shown in FIG.

図19に示す歯列位置補正の一例ではまず初めに、画像生成手段23は、再構成領域R1の各断層面のボクセル数を記憶部22から読み込む(ステップS171)。   In the example of the dentition position correction shown in FIG. 19, first, the image generation means 23 reads the number of voxels of each tomographic plane in the reconstruction area R1 from the storage unit 22 (step S171).

次に、画像生成手段23は、ステップS16で算出した再構成計算後の各ボクセルの輝度値cal(i,j,k)のデータを記憶部22から読み込む(ステップS172)。iは断層面及び高さ方向が同一であるボクセル群中の対象ボクセルの並び順序を特定するための変数であり、jは対象ボクセルが属する断層面を特定するための変数であり、kは高さ方向に関する対象ボクセルの位置を特定するための変数である。   Next, the image generation unit 23 reads the data of the luminance value cal (i, j, k) of each voxel after the reconstruction calculation calculated in step S16 from the storage unit 22 (step S172). i is a variable for specifying the order of target voxels in the voxel group having the same fault plane and height direction, j is a variable for specifying the fault plane to which the target voxel belongs, and k is a high This is a variable for specifying the position of the target voxel with respect to the vertical direction.

次に、画像生成手段23は、フレーム毎及び断層面毎にX線検出器121の中心に入射するX線が透過するボクセルの歯列座標を記憶部22から読み込むとともに、各断層面の最高点をX線源とX線検出器121を結ぶ各線分の高さ方向距離の比を記憶部22から読み込む(ステップS173)。   Next, the image generation means 23 reads the dentition coordinate of the voxel through which the X-rays incident on the center of the X-ray detector 121 are transmitted from the storage unit 22 for each frame and for each tomographic plane, and the highest point of each tomographic plane. Is read from the storage unit 22 in the height direction ratio of each line segment connecting the X-ray source and the X-ray detector 121 (step S173).

次に、画像生成手段23は、ステップS173の読み込み結果を用いて、基準断層面lay上の歯列座標iのボクセルを透過するN(i)個のフレームの内n(i)番目のX線が透過する、或る断層面jのボクセルの歯列座標ii(i, j, n(i))を、各フレームおよび各断層面について計算する(ステップS174)。   Next, the image generation means 23 uses the reading result of step S173, and the n (i) th X-ray of N (i) frames that pass through the voxel of the dentition coordinate i on the reference tomographic plane lay. Is calculated for each frame and each tomographic plane (step S174). The dentition coordinate ii (i, j, n (i)) of a voxel of a certain tomographic plane j is transmitted (step S174).

次に、画像生成手段23は、ステップS173の読み込み結果を用いて、基準断層面lay上の歯列座標kのボクセルを透過するH(k)個のフレームの内h(k)番目のX線が透過する、或る断層面jのボクセルの歯列座標kk(k, j, h(k))を、各フレームおよび各断層面について計算する(ステップS175)。   Next, the image generation means 23 uses the reading result of step S173, and the h (k) th X-ray of the H (k) frames that pass through the voxel of the dentition coordinate k on the reference tomographic plane lay. The dentition coordinate kk (k, j, h (k)) of a voxel of a certain tomographic plane j through which is transmitted is calculated for each frame and each tomographic plane (step S175).

次に、画像生成手段23は、ボクセルの歯列座標i、歯列座標k、n(i)、h(k)のループで断層面jのボクセルの輝度値を基準断層layに投影したときの輝度値datawa(i,j,k)を、断層面j上の点(ii,j,kk)の輝度値cal(ii,j,kk)から計算する(ステップS176)。   Next, the image generating means 23 projects the voxel luminance value of the tomographic plane j onto the reference tomographic lay in a loop of the voxel dentition coordinate i, dentition coordinates k, n (i), and h (k). The brightness value datawa (i, j, k) is calculated from the brightness value cal (ii, j, kk) of the point (ii, j, kk) on the tomographic plane j (step S176).

N(i)≠0かつH(k) ≠0の場合、すなわちi、kともにパターンIまたはパターンIIに該当する場合、輝度値datawa(i,j,k)は下記の(1)式で表される。
When N (i) ≠ 0 and H (k) ≠ 0, that is, when both i and k correspond to pattern I or pattern II, the luminance value datawa (i, j, k) is expressed by the following equation (1). Is done.

N(i)≠0かつH(k)=0の場合、すなわちiはパターンIまたはパターンIIに該当し、kはパターンIIIに該当する場合、輝度値datawa(i,j,k)は下記の(2)式で表される。
When N (i) ≠ 0 and H (k) = 0, that is, i corresponds to pattern I or pattern II, and k corresponds to pattern III, the luminance value datawa (i, j, k) is It is represented by the formula (2).

N(i)=0かつH(k) ≠0の場合、すなわちiはパターンIIIに該当し、kはパターンIまたはパターンIIに該当する場合、輝度値datawa(i,j,k)は下記の(3)式で表される。
When N (i) = 0 and H (k) ≠ 0, that is, i corresponds to pattern III, and k corresponds to pattern I or pattern II, luminance value datawa (i, j, k) is It is represented by the formula (3).

N(i)=0かつH(k) =0の場合、すなわちi、kともにパターンIIIに該当する場合、輝度値datawa(i,j,k)は下記の(4)式で表される。
When N (i) = 0 and H (k) = 0, that is, when both i and k correspond to the pattern III, the luminance value datawa (i, j, k) is expressed by the following equation (4).

ただし、上記の(3)式および(4)式中のi1、i2は、基準断層面lay上のボクセルの歯列座標iに対応するフレームがない場合(n(i)=0)において、その前後のフレームのn(i)>0を満たすiに対応する断層面j上の歯列座標iiであり、i1≦i2を満たす。上記の(2)式および(4)式中のk1、k2も高さ方向について同様に考える。また、i1、i2、k1、k2で示される各座標位置の少なくとも一つがトモシンセシス断層画像を形成する領域から外れる場合は、輝度値datawa(i,j,k)を0にする。   However, i1 and i2 in the above equations (3) and (4) are the same when there is no frame corresponding to the dentition coordinate i of the voxel on the reference tomographic plane lay (n (i) = 0). It is the dentition coordinate ii on the tomographic plane j corresponding to i satisfying n (i)> 0 of the preceding and following frames, and satisfies i1 ≦ i2. Similarly, k1 and k2 in the above equations (2) and (4) are considered in the height direction. In addition, when at least one of the coordinate positions indicated by i1, i2, k1, and k2 is out of the region forming the tomosynthesis tomographic image, the luminance value datawa (i, j, k) is set to zero.

ここでi1+1<i2の場合を考えると、パターンIIIのときに、基準断層layよりもボクセル数が多い断層面(例えば図18に示す断層面j=2)上にフレームのX線が透過していないボクセル(例えば図18に示すボクセル)が存在することになるが、このボクセルの輝度値を使用しないというのは望ましくない。したがって、この場合は、次のような処理を行うことが望ましい。   Considering the case of i1 + 1 <i2 here, in the case of pattern III, the X-rays of the frame are transmitted on the fault plane (for example, the fault plane j = 2 shown in FIG. 18) having more voxels than the reference fault lay. There will be no voxels (eg, the voxel shown in FIG. 18), but it is not desirable not to use the luminance value of this voxel. Therefore, in this case, it is desirable to perform the following processing.

i1=ii(i−Δ1,j,N(i−Δ1))、i2=ii(i+Δ2,j,N(i+Δ1))とし、基準断層面lay上の歯列座標iに対応する断層面j上の歯列座標を下記の(5)式で表される実数ijとする。ここで、Δ1+Δ2−1は基準断層面lay上のフレームのX線が透過しない連続したボクセルの個数である。
k1、k2も高さ方向について同様に考える。そして、i1+1<i2及び/又はk1+1<k2の場合は、上記(2)式の代わりに下記(6)式を用い、上記(3)式の代わりに下記(7)式を用い、上記(4)式の代わりに下記(8)式を用いるようにする。ただし、下記(6)式〜(8)式中のflr(x)は実数x以下となる整数のうち最大の整数を表している。
i1 = ii (i−Δ1, j, N (i−Δ1)), i2 = ii (i + Δ2, j, N (i + Δ1)), and on the tomographic plane j corresponding to the dentition coordinate i on the reference tomographic plane lay Is a real number i j represented by the following equation (5). Here, Δ1 + Δ2-1 is the number of consecutive voxels through which the X-rays of the frame on the reference tomographic plane lay are not transmitted.
The same applies to k1 and k2 in the height direction. When i1 + 1 <i2 and / or k1 + 1 <k2, the following formula (6) is used instead of the above formula (2), the following formula (7) is used instead of the above formula (3), and the above (4 The following formula (8) is used instead of the formula. However, flr (x) in the following formulas (6) to (8) represents the maximum integer among the integers equal to or less than the real number x.

上述した輝度値datawa(i,j,k)の計算が完了すると、図19に示す位置補正処理(ステップS17の処理の一例)が完了する。   When the calculation of the luminance value datawa (i, j, k) described above is completed, the position correction process (an example of the process of step S17) shown in FIG. 19 is completed.

ステップS17の処理が完了して得られた60層のトモシンセシス断層画像は、60層のパノラマ画像として画像メモリ22bに保管される。最後に、制御装置21は、例えば操作手段25から与えられるユーザの指示や予めROM21bに記憶されている表示設定に応じて、再構成されたパノラマ画像を表示手段26に表示させる(ステップS18)。   The 60-layer tomosynthesis tomographic image obtained by completing the processing in step S17 is stored in the image memory 22b as a 60-layer panoramic image. Finally, the control device 21 displays the reconstructed panoramic image on the display unit 26 in accordance with, for example, a user instruction given from the operation unit 25 or a display setting stored in advance in the ROM 21b (step S18).

以上のように、本実施形態では、FBP法を用いた再構成計算において、再構成領域を構成する直方体のボクセルへの逆投影を行う代わりに、再構成領域を構成する直方体のボクセルの構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面の一方、又は、当該対向構成面に平行な当該ボクセルの断面への逆投影を行うので、逆投影の計算時間を大幅に短縮することができる。したがって、FBP法を用いて少ない再構成計算量でトモシンセシス断層画像を再構成することができる。   As described above, in the present embodiment, in the reconstruction calculation using the FBP method, instead of performing the back projection onto the voxels of the rectangular parallelepiped that forms the reconstruction area, the configuration surface of the rectangular parallelepiped that constitutes the reconstruction area The back projection is performed on one of a pair of opposing constituent surfaces where there is an overlapping region when viewed from the X-ray incident direction, or on the cross section of the voxel parallel to the opposing constituent surfaces. It can be greatly shortened. Therefore, a tomosynthesis tomographic image can be reconstructed with a small amount of reconstruction calculation using the FBP method.

さらに、本実施形態では、再構成計算後の各トモシンセシス断層画像を横方向、縦方向それぞれで一律に拡大あるいは縮小して位置補正を行うのではなく、補正基準として用いる任意の断層面以外の或る断層面上のボクセルの輝度を補正基準として用いる任意の断層面に投影したときの、補正基準として用いる任意の断層面上でのボクセルの輝度に基づいて位置補正を行う。これにより、FBP法を用いた再構成計算後の各トモシンセシス断層画像を歪みの発生を抑えて位置補正することができる。   Furthermore, in this embodiment, each tomosynthesis tomographic image after reconstruction calculation is not enlarged or reduced uniformly in the horizontal direction or the vertical direction, and position correction is performed. The position correction is performed based on the luminance of the voxel on an arbitrary tomographic plane used as a correction reference when projected on an arbitrary tomographic plane using the luminance of the voxel on the tomographic plane as a correction reference. As a result, it is possible to correct the position of each tomosynthesis tomographic image after reconstruction calculation using the FBP method while suppressing the occurrence of distortion.

なお、本発明に係るX線撮影装置は、歯科用X線撮影装置に限らず、FBP法を用いてフレームデータからトモシンセシス断層画像を再構成するX線撮影装置全般に適用することができる。例えば、肋骨を撮影対象とする場合、標準歯列座標群の代わりに、標準的な肋骨の形状に対応する標準肋骨座標群が用いられることになる。   The X-ray imaging apparatus according to the present invention is not limited to a dental X-ray imaging apparatus but can be applied to all X-ray imaging apparatuses that reconstruct a tomosynthesis tomographic image from frame data using the FBP method. For example, when a rib is taken as an imaging target, a standard rib coordinate group corresponding to a standard rib shape is used instead of the standard dentition coordinate group.

また、上述した実施形態では、位置補正によって再構成計算後の各トモシンセシス断層画像の横方向および縦方向の長さを一致させたが、再構成計算後の各トモシンセシス断層画像の横方向の長さが異なることがあまり問題にならない場合には、位置補正によって再構成計算後の各トモシンセシス断層画像の縦方向のみの長さを一致させてもよく、再構成計算後の各トモシンセシス断層画像の縦方向の長さが異なることがあまり問題にならない場合には、位置補正によって再構成計算後の各トモシンセシス断層画像の横方向のみの長さを一致させてもよい。   In the above-described embodiment, the horizontal and vertical lengths of each tomosynthesis tomographic image after reconstruction calculation are matched by position correction. However, the horizontal length of each tomosynthesis tomographic image after reconstruction calculation is used. If it is not a big problem, the length of each tomosynthesis tomographic image after reconstruction calculation may be matched by position correction, and the length of each tomosynthesis tomographic image after reconstruction calculation When the difference in the lengths of the images does not cause much problem, the lengths of only the horizontal directions of the respective tomosynthesis tomographic images after the reconstruction calculation may be matched by position correction.

また、上述した実施形態では、位置補正によって再構成計算後の各トモシンセシス断層画像の横方向および縦方向の長さを一致させたが、位置補正によって再構成計算後の各トモシンセシス断層画像の横方向および縦方向の長さを略一致させてもよい。つまり、例えば、複数層のトモシンセシス断層画像同士を比較して断層深さによる歯の様子を比較する場合等に不便にならない程度で、位置補正後において再構成計算後の各トモシンセシス断層画像の横方向および縦方向の長さに差があってもよい。   In the above-described embodiment, the horizontal and vertical lengths of each tomosynthesis tomographic image after reconstruction calculation are made to coincide with each other by position correction. However, the horizontal direction of each tomosynthesis tomographic image after reconstruction calculation by position correction is used. Further, the lengths in the vertical direction may be substantially matched. That is, for example, when comparing tomosynthesis tomographic images of multiple layers and comparing the appearance of teeth according to the tomographic depth, the horizontal direction of each tomosynthesis tomographic image after reconstruction calculation after position correction There may also be a difference in length in the longitudinal direction.

1 X線撮影装置本体
2 X線画像表示装置
3 旋回アーム
110 X線照射部
120 X線検出部
20 画像表示装置本体
21 制御装置
22 記憶部
25 操作手段
26 表示手段
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 X-ray imaging apparatus main body 2 X-ray image display apparatus 3 Turning arm 110 X-ray irradiation part 120 X-ray detection part 20 Image display apparatus main body 21 Control apparatus 22 Memory | storage part 25 Operation means 26 Display means

Claims (3)

被検者にX線を照射するX線照射部と、
入射するX線に応じたデジタル量の電気信号を一定のフレームレートで出力するX線検出部と、
前記X線照射部と前記X線検出部の対を、前記被検者を挟んで互いに対向させた状態で前記被検者の周りを移動させる旋回手段と、
前記旋回手段が前記X線照射部及び前記X線検出部を前記被検者の周りを移動させることに伴って前記X線検出部が出力する信号をフレームデータとして順次記憶する記憶手段と、
FBP(Filtered Back Projection)法を用いて前記フレームデータからトモシンセシス断層画像を再構成する画像処理手段と、を備え、
前記画像処理手段は、
FBP法を用いた再構成計算において、再構成領域を構成する直方体のボクセルの構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面の一方、又は、前記対向構成面に平行な前記ボクセルの断面への逆投影を行うことを特徴とするX線撮影装置。
An X-ray irradiation unit for irradiating the subject with X-rays;
An X-ray detector that outputs a digital amount of an electrical signal corresponding to incident X-rays at a constant frame rate;
Swiveling means for moving the pair of the X-ray irradiation unit and the X-ray detection unit around the subject in a state of facing each other across the subject;
Storage means for sequentially storing, as frame data, signals output by the X-ray detection unit as the turning unit moves the X-ray irradiation unit and the X-ray detection unit around the subject;
Image processing means for reconstructing a tomosynthesis tomographic image from the frame data using an FBP (Filtered Back Projection) method,
The image processing means includes
In the reconstruction calculation using the FBP method, one of a pair of opposing constituent surfaces in which there is an overlapping region when viewed from the X-ray incident direction among the constituent surfaces of the rectangular voxels constituting the reconstruction region, or the opposing configuration An X-ray imaging apparatus that performs back projection onto a cross section of the voxel parallel to a plane.
前記画像処理手段は、
FBP法を用いた再構成計算において、前記一対の対向構成面に含まれる辺以外の前記ボクセルの各辺の中点を頂点とする長方形への逆投影を行う請求項1に記載のX線撮影装置。
The image processing means includes
2. The X-ray imaging according to claim 1, wherein in reconstruction calculation using an FBP method, back projection to a rectangle having a vertex at the midpoint of each side of the voxel other than the sides included in the pair of opposing constituent surfaces is performed. apparatus.
FBP(Filtered Back Projection)法を用いて、X線撮影によって得られた複数の撮影画像からトモシンセシス断層画像を再構成する画像処理方法であって、
FBP法を用いた再構成計算において、再構成領域を構成する直方体のボクセルの構成面のうちX線入射方向から見て重複する領域が存在する一対の対向構成面の一方、又は、前記対向構成面に平行な前記ボクセルの断面への逆投影を行う逆投影ステップを備えることを特徴とする画像処理方法。
An image processing method for reconstructing a tomosynthesis tomographic image from a plurality of captured images obtained by X-ray imaging using an FBP (Filtered Back Projection) method,
In the reconstruction calculation using the FBP method, one of a pair of opposing constituent surfaces in which there is an overlapping region when viewed from the X-ray incident direction among the constituent surfaces of the rectangular voxels constituting the reconstruction region, or the opposing configuration An image processing method comprising a back projection step of performing back projection onto a cross section of the voxel parallel to a plane.
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