JP2004045212A - Device for computed tomography - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To easily allow offset scan even when X-ray geometry is changed. <P>SOLUTION: This computed tomography device is provided with an X-ray source 1 for emitting an X-ray beam, a rotary table 5 for mounting a specimen 4, and an X-ray detector for detecting at least the sector-like X-ray beam 2 orthogonally crossing a rotary shaft 13 of the rotary table 5 from the X-ray source 1 transmitted through the specimen 4. The computed tomography device for acquiring a cross-sectional image of the specimen 4 based on a plurality of transmission data in the specimen 4 detected respectively by an X-ray detector 3 in a plurality of rotational positions in the rotary table 5 is provided also an x-shift mechanism 8 for shifting the rotary table 5 to a direction of the X-ray beam 2, a y-shift mechanism 7 for shifting the rotary table 5 in a direction crossed with the X-ray beam 2 along a face of the X-ray beam 2, a moving position calculating means for moving the rotation center of the rotary table 5 at least by the y-shift mechanism 7 to the center position on the center line of the offset position/the X-ray beam 2 on a prescribed line near to an edge within the beam 2, and a moving control mens 22. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

次に、ステップＳ４において、撮影距離ＦＣＤのみ、ＦＣＤ２に移動させる。
【０１０３】
次に、ステップＳ５において、回転中心Ｃのセンターライン３０からのずれ（機構誤差）の測定として、Ｘ線ビーム２をＯＮして、回転テーブル５を１回転させながら透過データを収集する。
【０１０４】
次に、ステップＳ６において、この透過データから回転中心求出部２３により、透過データ上の回転中心位置ｄｃ２を求める。
【０１０５】
次に、ステップＳ７において、ｙの移動量Δｙを計算する。
【０１０６】
Δｙ＝ｙ２−ｄｃ２・ＦＣＤ２／ＦＤＤ　　　　　　　　　…（７）
次に、ステップＳ８において、ｙをΔｙだけ移動させることにより、機構誤差を修正して回転中心Ｃをオフセットライン３１上のオフセット位置（ＦＣＤ２，ｙ２）に設定することができる。
【０１０７】
以上のようにして、回転中心位置求出ステップＳ２，Ｓ６以外は、シフト計算・制御部２２で計算と制御（指令）がそれぞれ行なわれる。
【０１０８】
次に、データ処理部１９にオフセットスキャンの指令を入力すると、データ処理部１９のスキャン制御部２１では、回転テーブル５を回転させながら検出器３の出力である透過像を取込み、３６０°にわたる透過像の撮影面１４位置の透過データから、まず、回転中心求出部２３で後述するように回転中心を求め、再構成部２４で当該回転中心を用いて、後述する「リバース変換再構成」で撮影面１４位置での断面像を再構成する。
【０１０９】
再構成部２４では、あるいは例えば“特開２００１−３３０５６８号公報”に記載されているオフセットスキャンの「窓関数掛け＋３次元的な逆投影（ＢＰ）」の再構成法を適用して、撮影面１４以外の透過データも用いて撮影面１４以外の多数の断面像を再構成する。
【０１１０】
ここで、このオフセットスキャンにより、移動前の通常スキャン領域と同じ大きさのオフセットスキャン領域の断面像を得ることができる。
【０１１１】
すなわち、通常スキャン状態で撮影倍率を調整して、被検体４がスキャン領域にちょうど収まるように設定すれば、自動的に同じスキャン領域を持つオフセットスキャン位置に移動することができる。＜終了＞。
【０１１２】
＜オフセットスキャン２＞
次に、オフセットスキャン２モードで、被検体４の断面像を撮影する場合について述べる。
【０１１３】
前述したオフセットスキャン１との違いは「最適オフセット位置１」への移動のみである。
【０１１４】
すなわち、相違する点は、機構誤差がある場合の、つまり実際の現在位置での通常スキャン領域半径ｒの代用として、機構誤差が無い場合の想定半径ｒ′を用いることのみである。
【０１１５】
機構誤差が小さい場合には、ｒ′はｒにほぼ等しく、少し大き目になるため、オフセットすることにより、若干大き目のスキャン領域となり、安全サイドとなる。
【０１１６】
これにより、現在位置での回転中心測定を省略することができ、移動が早くなる。
【０１１７】
図４は、「最適オフセット位置２」への移動を示す幾何図である。
【０１１８】
図５は、「最適オフセット位置２」への移動を示すフローチャートである。
【０１１９】
図４および図５を参照して、移動の手順について説明する。
【０１２０】
移動指令があると、まず、ステップＳ１１において、オフセット位置を計算する。
【０１２１】
この計算は、図では簡略化されているので、下記に詳しく説明する。
【０１２２】
下記のような式を順次計算して、オフセット位置（ＦＣＤ２，ｙ２）を計算する。
【０１２３】
θ_ｗ＝ａｔａｎ（Ｌ_ｗ／ＦＤＤ）　　　　　　　　　　　　　…（１）
θ_ｏｆ＝ａｔａｎ（Ｌｏｆ／ＦＤＤ）　　　　　　　　　　　　　…（２）
ｒ′＝ＦＣＤ１・ｓｉｎ（θ_ｗ）　　　　　　　　　　　　　…（８）
ＦＣＤ２＝ｒ′・ｃｏｓ（θｏｆ）／ｓｉｎ（θ_ｗ＋｜θｏｆ｜）　…（９）
ｙ２＝ＦＣＤ２・ｔａｎ（θｏｆ）　　　　　　　　　　　　　…（１０）
次に、ステップＳ１２において、撮影距離ＦＣＤのみ、ＦＣＤ２に移動させる。
【０１２４】
次に、ステップＳ１３において、回転中心Ｃのセンターライン３０からのずれ（機構誤差）の測定として、Ｘ線ビーム２をＯＮして、回転テーブル５を１回転させながら透過データを収集する。
【０１２５】
次に、ステップＳ１４において、この透過データから回転中心求出部２３により、透過データ上の回転中心位置ｄｃ２を求める。
【０１２６】
次に、ステップＳ１５において、ｙの移動量Δｙを計算する。
【０１２７】
Δｙ＝ｙ２−ｄｃ２・ＦＣＤ２／ＦＤＤ　　　　　　　　…（７）
次に、ステップＳ１６において、ｙをΔｙだけ移動させることにより、機構誤差を修正して回転中心Ｃをオフセットライン３１上のオフセット位置（ＦＣＤ２，ｙ２）に設定することができる。
【０１２８】
以上のようにして、回転中心位置求出ステップＳ１４以外においては、シフト計算・制御部２２で計算と制御（指令）とがそれぞれ行なわれる。＜終了＞。
【０１２９】
＜最適通常スキャン＞
次に、最適通常スキャンモードで、被検体４の断面像を撮影する場合について述べる。
【０１３０】
操作者は、被検体４を回転テーブル５上に載置し、データ処理部１９に指令を入力することで、Ｘ線管１からＸ線ビーム２を放射させ、被検体４の透過画像を表示部２０にリアルタイムの動画像として表示させながら、電動により回転させて、全ての回転位置で（断面像を得ようとしている位置の）透過像が画像の視野にちょうど収まるように、撮影距離ＦＣＤ（および検出距離ＦＤＤ）を変えて撮影倍率を調整する。
【０１３１】
この時、回転中心は画像中心から若干ずれるが、通常、上記撮影距離ＦＣＤの調整に支障が生じるほどのずれは起きない。
【０１３２】
次に、被検体４を昇降させて、検査位置を撮影面１４に合わせる。
【０１３３】
図６は、「最適通常スキャン位置」への移動を示す幾何図である。
【０１３４】
これは、撮影面１４を上から見た図である。
【０１３５】
上記撮影倍率の調整が終わった段階で、一般に、回転中心Ｃはセンターライン３０からずれた位置Ｃ１にある。
【０１３６】
操作者が、「最適通常スキャン位置」への移動指令を入力すると、データ処理部１９のシフト計算・制御部２２では、現在位置での通常スキャン領域Ａ１と同じ大きさの通常スキャン領域Ａ２を持ち、かつセンターライン３０上に位置する回転中心Ｃの最適通常スキャン位置Ｃ２への移動量を計算し、機構制御部１８に指令を出して移動させる。
【０１３７】
図７は、「最適通常スキャン位置」への移動を示すフローチャートである。
【０１３８】
図６および図７を参照して、移動の手順について説明する。
【０１３９】
移動指令があると、まず、ステップＳ２０において、回転中心Ｃのセンターライン３０からのずれ（機構誤差）を測定する。
【０１４０】
Ｘ線ビーム２をＯＮして、回転テーブル５を１回転させながら透過データを収集する。
【０１４１】
次に、ステップＳ２１において、この透過データから回転中心求出部２３により、透過データ上の回転中心位置ｄｃ１を求める。
【０１４２】
この回転中心求出部２３による回転中心位置の求出については、後で詳しく述べる。
【０１４３】
ステップＳ２２において、移動量を計算する。
【０１４４】
Δｙ＝−ｄｃ１・ＦＣＤ１／ＦＤＤ　　　　　　　　　　…（１１）
ΔＦＣＤ＝−｜Δｙ｜・ＦＤＤ／Ｌ_ｗ　　　　　　　　　…（１２）
次に、ステップＳ２３において、Δｙ，ΔＦＣＤの移動を行なう。
【０１４５】
回転テーブル５の移動後は、前述した「通常スキャン」の場合と同様にスキャンが行なわれ、断面像が再構成される。＜終了＞。
【０１４６】
＜回転中心求出１＞
３６０°にわたる被検体４の透過像の撮影面１４位置の透過データを、横軸に検出チャンネル、縦軸に回転角をとって並べた、いわゆるサイノグラムを用いて、当該サイノグラム上の回転中心位置を求める。
【０１４７】
サイノグラムは、検出チャンネルのセット角θ（扇状Ｘ線ビーム内の配置角）と回転角φで記述され、それぞれの角度の等角度間隔おきの透過データとして得られる。
【０１４８】
この回転中心求出１の基本原理は、「互いに逆向きのＸ線経路の透過データはほぼ同一である」ことである。
【０１４９】
この回転中心求出では、リバース変換を用いる。
【０１５０】
図８は、リバース変換を説明するためのＸ線経路を示す図である。
【０１５１】
これは、回転テーブル５に固定した座標で回転軸１３方向から見たＸ線経路を示し、Ｘ線ビーム２の焦点Ｆが回転する。
【０１５２】
１つのＸ線経路（θ，φ）から、その逆向き経路（θｒ，φｒ）を求めるのが、リバース変換４０である。
【０１５３】
リバース変換４０は、下記のような式で表わされる。
【０１５４】
θｒ−θ０＝−（θ−θ０）
すなわち、
θｒ＝２・θ０−θ　　　　　　　　　　　　　　　　…（１３）
φｒ＝φ＋１８０°−２・（θ−θ０）　　　　　　　　…（１４）
ここで、θ０は回転中心（のセット角）である。
【０１５５】
図９は、サイノグラムＰ（θ，φ）を示す図である。
【０１５６】
この図９で、仮想回転中心θ０を設定すると、（θ，φ）からその逆向き経路（θｒ，φｒ）が計算できる。
【０１５７】
回転中心を求めるには、ある所定の領域内の（θ，φ）と各逆向き経路（θｒ，φｒ）とで、サイノグラム値Ｐの相関をとる。
【０１５８】
θ０が正しく回転中心に設定された場合には、各経路が一致（逆向き）することでＰ（θ，φ）はＰ（θｒ，φｒ）にほぼ一致し、相関が良くなる。
【０１５９】
θ０を変えて相関をとることで、回転中心が求められる。
【０１６０】
サイノグラムＰ（θ，φ）は、通常、透過データを対数変換まで行なったものであるが、対数変換前でもよく、処理のどの段階のデータでもよい。
【０１６１】
これは、上述した基本原理からわかることである。
【０１６２】
（θ，φ）の所定の領域としては、通常、θ０の左右の狭い側（θ０〜θ_ｗ，全φ）か、この領域をθ０を中心に折り返した領域（２・θ０−θ_ｗ〜θ０，全φ）を用いるが、それぞれの一部であってもよい。
【０１６３】
サイノグラムＰ（θ，φ）のθ，φは、一定間隔の離散値であるため、具体的にはＰ（ｍ，ｎ）と記載する。
【０１６４】
図１０は、サイノグラムＰ（ｍ，ｎ）を示す図である。
【０１６５】
θ，φとｍ，ｎには、
θ＝ｍ・Δθ　，　（Δθ＝θ_ｗ／Ｍ）　　　　　　　…（１５）
φ＝ｎ・Δφ　，　（Δφ＝３６０°／Ｎ）　　　　　…（１６）
の関係がある。
【０１６６】
（ｍ，ｎ）から逆向き経路（ｍｒ，ｎｒ）を求めるリバース変換４０は、式（１３）ないし（１６）を用いれば求められる。
【０１６７】
図１１は、回転中心求出１のアルゴリズムを示すフローチャートである。
【０１６８】
図１０および図１１を参照して、回転中心求出１について具体的に説明する。
【０１６９】
ステップＳ３０：θ０の初期設定をする。
【０１７０】
ステップＳ３１：相関値ＳＯＫＡＮをリセットする。
【０１７１】
ステップＳ３２：ｍのループ開始値ｍｓを求める。
【０１７２】
ｍｓ＝ＩＮＴ（θ０／Δθ）＋１　　　　　　　　　　…（１７）
ステップＳ３３：ｍ＝ｍｓ〜Ｍのループに入る。
【０１７３】
ステップＳ３４：リバース変換でｍｒを求める。
【０１７４】
ここで、ｍｒは一般に整数でなく、実数となる。
【０１７５】
θ＝ｍ・Δθ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１５）
θｒ＝２・θ０−θ　　　　　　　　　　　　　　　　…（１３）
ｍｒ＝θｒ／Δθ　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１８）
ステップＳ３５：ｎ＝０〜Ｎ−１のループに入る。
【０１７６】
ステップＳ３６：リバース変換でｎｒを求める。
【０１７７】
ここで、ｎｒは一般に整数でなく、実数となる。
【０１７８】
φ＝ｎ・Δφ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１６）
φｒ＝φ＋１８０°−２・（θ−θ０）　　　　　　　　…（１４）
ｎｒ＝φｒ／Δφ　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１９）
ステップＳ３７：ｍｒとｎｒが実数なので点（ｍｒ，ｎｒ）はデータ点と異なる。
【０１７９】
そこで、補間計算により周囲のデータから、この点での値Ｐｒ（ｍｒ，ｎｒ）を求める。
【０１８０】
ステップＳ３８：逆経路のデータ値の差の絶対値を相関値に積算する。
【０１８１】
ＳＯＫＡＮ＝ＳＯＫＡＮ＋ＡＢＳ（Ｐｒ（ｍｒ，ｎｒ）−Ｐ（ｍ，ｎ））
…（２０）
なお、ここで絶対値をとる代わりに、二乗して、相関値として平均二乗誤差に相当するものを求めるようにしてもよいが、最終結果（回転中心）に大きな違いは生じない。
【０１８２】
ステップＳ３９：ｍ，ｎのループを繰り返す。
【０１８３】
ステップＳ４０：ＳＯＫＡＮ値が最小か判定する。
【０１８４】
ステップＳ４１：ＳＯＫＡＮ値が最小でないと判定した場合、θ０を変更してステップＳ３１に戻る。
【０１８５】
ステップＳ４２：ＳＯＫＡＮ値が最小と判定した場合、θ０あるいはｍｃを回転中心として終了する。
【０１８６】
ｍｃ＝θ０・△θ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（２１）
ここで、最小のＳＯＫＡＮ値を見つけるためのループ形式は、分かり易くするために簡略化された説明を行なっている。
【０１８７】
実際には、例えばθ０をあるステップで変えてそれぞれＳＯＫＡＮ値を求め、ＳＯＫＡＮ値の小さなθ０の領域を決め、この領域を細かいステップでＳＯＫＡＮ値を計算し、一番小さなＳＯＫＡＮ値のθ０を回転中心とするような計算を行なう。
【０１８８】
フローチャートは、基本的な計算のみについて示しており、実際には、計算精度を上げるための種々の処理が加えられ得る。
【０１８９】
例えば、サイノグラムＰ（ｍ，ｎ）に対して、ローカット（周波数）フィルタをかけておくことにより、低周波成分の不安定性が緩和されて、精度を上げることができる。
【０１９０】
また、相関値の積算（式（２０））で、ＡＢＳ（Ｐｒ（ｍｒ，ｎｒ）−Ｐ（ｍ，ｎ））に対して、Ｐ（ｍ，ｎ）に依存するウエイトをかけることもできる。
【０１９１】
この場合、吸収が強すぎ、透過Ｘ線ビーム量が少ない部分（Ｐ大）や、ほとんど被検体４が懸らず透過Ｘ線ビーム量が多すぎる部分（Ｐ小）に対しては、小さなウエイトを用いることで精度を上げることができる。
【０１９２】
この他、精度に関わり無くても、さまざまな変形が可能である。
【０１９３】
例えば、ＳＯＫＡＮ値は、計算の（ｍ，ｎ）点の数で割って平均値として求めても良い。
【０１９４】
ここで述べた「回転中心求出１」は、後述する「回転中心求出２」と比べて、サイノグラムから直接相関をとっているため、中心求出の精度が良く、特に回転中心がサイノグラムの端に近いオフセットスキャンの場合でも（相関をとる領域が小さくなるにも関わらず）、良好に中心求出を行なうことができる。
【０１９５】
また、被検体４が細長く、一方向に吸収が非常に大きくなるような場合でも、サイノグラム上で（Ｐが大きくなる）その領域のウエイトを落とすことで、良好に中心求出を行なうことができる利点がある。＜終了＞。
【０１９６】
次に、上述した「回転中心求出１」で用いる補間法について述べる。
【０１９７】
＜補間法＞
データ点間隔が一定（＝１）であることを前提とすることで、補間は補間関数で記述することが可能になる。
【０１９８】
図１２は、補間関数の一例を示す図である。
【０１９９】
この図１２に、２種の補間関数ｇＩとｆＩを示す。
【０２００】
ｇＩは、通常よく使用される「一次補間」の補間関数で、下記のような式で表わされる。
【０２０１】

ここで、Δｉは、ｉ−ｉｒのことで、ｉは補間元の位置（整数）、ｉｒは補間先の位置（実数）である。
【０２０２】
補間ｇＩは、補間先の位置ｉｒから±１以内の２点からの補間となる。
【０２０３】
ｆＩは、あまり使用されない関数であるが、ここでは「ＣＯＳ補間」としておく。
【０２０４】
ｆＩは、下記のような式で表わされる。
【０２０５】

ここで、Δｉは同様である。
【０２０６】
この関数は、コーサインカーブを持ち上げた形をしている。
【０２０７】
補間ｆＩは、補間先の位置ｉｒから±１．５以内の３点からの補間となる。
【０２０８】
Ｐｒ（ｍｒ，ｎｒ）を補間で求める時、上述したいずれかの関数を縦横に用いて、２次元の補間を行なう。
【０２０９】
まず、補間ｇＩを用いる場合には、補間は下記のような式、
Ｐｒ（ｍｒ，ｎｒ）＝ΣｍΣｎ｛ｇＩ（ｍ−ｍｒ）・ｇＩ（ｎ−ｎｒ）・Ｐ（ｍ，ｎ）｝…（２４）
で行なわれる。
【０２１０】
ここで、Σｍはｍｒの前後±１以内のｍで加算を行ない、Σｎはｎｒの前後±１以内のｎで加算を行なう。
【０２１１】
補間は、４点補間となる。
【０２１２】
補間ｆＩを用いる場合は、補間は下記のような式、
Ｐｒ（ｍｒ，ｎｒ）＝ΣｍΣｎ｛ｆＩ（ｍ−ｍｒ）・ｆＩ（ｎ−ｎｒ）・Ｐ（ｍ，ｎ）｝…（２５）
で行なわれる。
【０２１３】
ここで、Σｍはｍｒの前後±１．５以内のｍで加算を行ない、Σｎはｎｒの前後±１．５以内のｎで加算を行なう。
【０２１４】
補間は、９点補間となる。
【０２１５】
また、補間関数は、必ずしも縦と横で同じ関数にする必要はなく、ｇＩとｆＩとを混在させるようにしてもよい。
【０２１６】
例えば、
Ｐｒ（ｍｒ，ｎｒ）＝ΣｍΣｎ｛ｆＩ（ｍ−ｍｒ）・ｇＩ（ｎ−ｎｒ）・Ｐ（ｍ，ｎ）｝…（２６）
としてもよい。
【０２１７】
補間は、６点補間となる。
【０２１８】
通常、「回転中心求出１」では、前記式（２５）の９点補間を用いるのが望ましい。
【０２１９】
これは、データに含まれるノイズの影響を受け難くするためである。
【０２２０】
この詳細について、以下に説明する。
【０２２１】
一般に、データはノイズを含んでおり、データを２点平均するとノイズが減少する。
【０２２２】
１次補間を用いた場合には、補間元データ点と補間先データ点とが合った時に、１点平均になり、ノイズが変わらず、半ピッチずれた時に、２点平均になり、ノイズが減る現象が生じる。
【０２２３】
補間元点と補間先点との一致具合（補間フェイズ）によって、補間で求めた値のノイズが変化してしまう。
【０２２４】
［「回転中心求出１」の場合では、θ０の設定がデータ点の１／４と３／４位置の場合、補間が半ピッチずれとなって補間値のノイズが減り、相関値が小さくなって優先的に１／４と３／４位置が回転中心に選ばれるという不具合が生じる。］
これに対して、ＣＯＳ補間を用いれば、常にノイズの増減が均質である。
【０２２５】
これは、次のように証明される。
【０２２６】
補間フェイズをｘ（−１／２〜１／２）、元データのノイズをσとすると、変換後ノイズσ′は、ウエイト付３点平均となり、
σ′＝σ・√｛（ｆＩ（ｘ−１））^２＋（ｆＩ（ｘ））^２＋（ｆＩ（ｘ＋１））^２｝　　…（２７）で表わされるが、ｆＩに具体的に式（２３）を代入して変形すると、右辺はｘによらず、σ／√２で一定になる。＜証明終わり＞。
【０２２７】
ここで、ＣＯＳ補間は、精度よいコーサインカーブでなくても、近似的なカーブを用いて３点補間を行なえば、同様の効果を得ることができる。
【０２２８】
［「回転中心求出１」の場合では、ＣＯＳ補間を用いると、ノイズが均質となって１／４と３／４位置で相関値が小さくなることが生じないため、データピッチよりも細かい単位で精度良く回転中心が求められる。］＜終了＞。
【０２２９】
＜回転中心求出２＞
この回転中心求出２は、「３６０°加算した透過データは左右対称である」ことを利用している。
【０２３０】
これは、データの前処理のどの段階でも成り立つ。
【０２３１】
これは、例えば“特開２０００−２９８１０５号公報”に記載されている回転中心求出であるが、ここで、略述すると共に新たな改良点についても説明する。
【０２３２】
図１３（ａ）（ｂ）は、回転中心求出２のアルゴリズムを説明するための概念図である。
【０２３３】
まず、サイノグラムＰ（ｍ，ｎ）を、回転角φ、すなわちｎの方向に加算（平均）して、平均投影データ（対数変換後の透過データを投影データと称する）Ｐ（ｍ）を求める。
【０２３４】
次に、仮想回転中心ｍ０を設定し、ここで折り返したＰ′（ｍ）を求め、Ｐ（ｍ）との差の絶対値をｍについて加算して相関値を求め、ｍ０を変えて相関値が最小になるｍ０を回転中心ｍｃとする。
【０２３５】
図１４は、回転中心求出２のアルゴリズムを示すフローチャートである。
【０２３６】
図１３および図１４を参照して、回転中心求出２について具体的に説明する。
【０２３７】
ステップＳ５０：Ｐ（ｍ）に対してローカット（周波数）フィルタを掛ける。
【０２３８】
また、所定値Ｐ_Ｈ以上の値はＰ_Ｈでおきかえ、所定値Ｐ_Ｌ以下の値はＰ_Ｌでおきかえる（飽和処理）。（この飽和処理は、Ｐ_Ｈ以上やＰ_Ｌ以下のＰ値で相関計算のウエイトを０にするウエイト掛けと等価である。）
ステップＳ５１：ｍ０の初期設定をする。
【０２３９】
ステップＳ５２：相関値ＳＯＫＡＮをリセットする。
【０２４０】
ステップＳ５３：ｍのループ開始値ｍｓを求める。
【０２４１】
ｍｓ＝ＩＮＴ（ｍ０）＋１　　　　　　　　　　…（２８）
ステップＳ５４：ｍ＝ｍｓ〜Ｍのループに入る。
【０２４２】
ステップＳ５５：折り返し点ｍｒを求める。
【０２４３】
ここで、ｍｒは一般に整数でなく、実数となる。
【０２４４】
ｍｒ＝２・ｍ０−ｍ　　　　　　　　　　　　　…（２９）
ステップＳ５６：点ｍｒは（実数なので）データ点と異なる。
【０２４５】
そこで、補間計算により周囲のデータから、この点での値Ｐ′（ｍ）を求める。
【０２４６】
補間には、ＣＯＳ補間を用いる。
【０２４７】
補間は、式（２３）のような関数ｆＩを用いて、
Ｐ′（ｍ）＝Σｉ（ｆＩ（ｉ−ｍｒ）・Ｐ（ｉ））　　　…（３０）
で行なう。
【０２４８】
ここで、Σｉはｍｒの前後±１．５以内のｉで加算をおこない、３点補間となる。
【０２４９】
ステップＳ５７：逆経路のデータ値の差の絶対値を相関値に積算する。
【０２５０】
ＳＯＫＡＮ＝ＳＯＫＡＮ＋ＡＢＳ（Ｐ′（ｍ）−Ｐ（ｍ））　…（３１）
なお、ここで絶対値をとる代わりに、二乗して、相関値として平均二乗誤差に相当するものを求めるようにしてもよいが、最終結果（回転中心）に大きな違いは生じない。
【０２５１】
ステップＳ５８：ｍのループを繰り返す。
【０２５２】
ステップＳ５９：ＳＯＫＡＮ値が最小か判定する。
【０２５３】
ステップＳ６０：ＳＯＫＡＮ値が最小でないと判定した場合、ｍ０を変更してステップＳ５２に戻る。
【０２５４】
ステップＳ６１：ＳＯＫＡＮ値が最小と判定した場合、ｍ０を回転中心として終了する。
【０２５５】
ｍｃ＝ｍ０　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（３２）
ここで、前述した回転中心求出１の場合と同様に、最小のＳＯＫＡＮ値を見つけるためのループ形式は、分かり易くするために簡略化された説明を行なっている。
【０２５６】
その他、前述した回転中心求出１の場合と同様に、基本的な計算のみを説明している。
【０２５７】
また、前述した回転中心求出１の場合と同様に、色々な変形が可能である。
【０２５８】
ここで述べた“特開２０００−２９８１０５号公報”に記載されている回転中心求出からの新たな改良点は、下記のような点である。
【０２５９】
まず、ステップＳ５０で、Ｐ（ｍ）に対してローカットフィルタを掛けることにより、低周波成分の不安定性が緩和されて精度を上げることができる。
【０２６０】
第二には、ステップＳ５６の補間計算で、ＣＯＳ補間を用いる点である。
【０２６１】
一次補間を使った場合、ｍ０の設定がデータ点の１／４と３／４位置の場合、補間が半ピッチずれとなって補間値のノイズが減り、相関値が小さくなって、優先的に１／４と３／４位置が回転中心に選ばれるという不具合が生じる。
【０２６２】
ＣＯＳ補間を用いると、このような点が解消され、ノイズが均質となって、１／４と３／４位置で相関値が小さくなることが生じないため、データピッチよりも細かい単位で精度良く回転中心が求められる。＜終了＞。
【０２６３】
＜リバース変換再構成＞
オフセットスキャンの再構成法として、従来では、平行ビームに並び替えてからフィルター補正して逆投影するファンパラ変換ＦＢＰ法が用いられている。
【０２６４】
通常スキャンの場合には、ファンビームのままフィルター補正して逆投影する直接ＦＢＰ法が用いられている。
【０２６５】
このため、通常スキャンとオフセットスキャンとが混在するコンピュータ断層撮影装置では、２種の再構成法が混在している。
【０２６６】
オフセットスキャンに対して、ここで説明する「リバース変換再構成」を採用することにより、再構成法を直接ＦＢＰ法の１種にすることができる。
【０２６７】
「リバース変換再構成」は、サイノグラムのリバース処理＋直接ＦＢＰ法ということができる。
【０２６８】
図１５は、サイノグラムのリバース処理を説明するための概念図である。
【０２６９】
ｍ＝−Ｍ〜Ｍの領域が元のサイノグラム４５で、ｍｓ〜Ｍ′の領域が再計算部４６、−Ｍ〜Ｍ′の領域がリバース処理後のサイノグラム４７である。
【０２７０】
元のサイノグラム４５に、再計算部４６を付け加えて（一部上書きして）、リバース処理後のサイノグラム４７が得られる。
【０２７１】
原理的には、収集されていないＸ線経路（ｍ，ｎ）のデータとして、逆向き経路（ｍｒ，ｎｒ）のデータを用いることにより、回転中心ｍｃを中心とする左右同じ範囲のサイノグラムを作り出す処理である。
【０２７２】
（ｍｒ，ｎｒ）は、（ｍ，ｎ）から前述したリバース変換４０で計算される。
【０２７３】
図１６は、サイノグラムのリバース処理を示すフローチャートである。
【０２７４】
ステップＳ７０：回転中心ｍｃ（実数）を用いて回転中心のセット角θ０とｍのループ範囲を求める。
【０２７５】
θ０＝ｍｃ・Δθ　　　　　　　　　　　　　　　　　…（３３）
ｍｓ＝ＩＮＴ（ｍｃ）＋１　　　　　　　　　　　　　…（３４）
Ｍ′＝ＩＮＴ（２・ｍｃ＋Ｍ）　　　　　　　　　　　…（３５）
ステップＳ７１：ｍ＝ｍｓ〜Ｍ′のループに入る。
【０２７６】
ステップＳ７２：リバース変換でｍｒを求める。
【０２７７】
ここで、ｍｒは一般に整数でなく、実数となる。
【０２７８】
θ＝ｍ・Δθ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１５）
θｒ＝２・θ０−θ　　　　　　　　　　　　　　　　…（１３）
ｍｒ＝θｒ／Δθ　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１８）
ステップＳ７３：ｎ＝０〜Ｎ−１のループに入る。
【０２７９】
ステップＳ７４：リバース変換でｎｒを求める。
【０２８０】
ここで、ｎｒは一般に整数でなく、実数となる。
【０２８１】
φ＝ｎ・Δθ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１６）
φｒ＝φ＋１８０°−２・（θ−θ０）　　　　　　　　…（１４）
ｎｒ＝φｒ／Δφ　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１９）
ステップＳ７５：ｍｒとｎｒが実数であるので、点（ｍｒ，ｎｒ）はデータ点と異なる。
【０２８２】
そこで、補間計算により周囲のデータから、当該点での値Ｐｒ（ｍｒ，ｎｒ）を求める。
【０２８３】
ここで、補間は、通常、式（２４）の一次補間で十分であるが、式（２５）のＣＯＳ補間や、式（２６）等の混在の補間を用いるようにしても構わない。
【０２８４】
ステップＳ７６：Ｐ（ｍ，ｎ）を置き換える。
【０２８５】
Ｐ（ｍ，ｎ）＝Ｐｒ（ｍｒ，ｎｒ）　　　　　　　…（３６）
ステップＳ７７：ｍ，ｎのループを繰り返す。
【０２８６】
ステップＳ７８：ｍ＝−Ｍ〜Ｍ′の領域でサイノグラムが完成する。
【０２８７】
なお、以上のような計算フローにおいて、ｍ＝ｍｓ〜Ｍの範囲は元の値Ｐ（ｍ，ｎ）を用いるか、Ｐ（ｍ，ｎ）とＰｒ（ｍｒ，ｎｒ）の平均とする変形も可能である。
【０２８８】
リバース処理後のサイノグラム４７を用いて、通常の直接ＦＢＰ法で再構成することにより、回転中心とＸ線ビームの両縁との距離のうち大きい方の距離を最大断面像半径とすることができ、オフセットスキャン領域半径内の断面像を再構成できることになる。
【０２８９】
以上のような「リバース変換再構成」を採用することにより、通常スキャンとオフセットスキャンとが混在していても、再構成法を直接ＦＢＰ法の１種にすることができる。
【０２９０】
これにより、再構成部２４の構成（ソフトウェア）を整理することが可能となる。＜終了＞。
【０２９１】
上述したように、本実施の形態によるコンピュータ断層撮影装置では、次のような効果を得ることが可能となる。
【０２９２】
前述した「オフセットスキャン１」では、通常スキャン状態で撮影倍率を調整して、被検体４がスキャン領域にちょうど収まるように設定するだけで自動的に、被検体４がちょうど収まるような同じスキャン領域を持つ「最適オフセット位置１」に移動することができる。
【０２９３】
前述した「オフセットスキャン２」では、通常スキャン状態で撮影倍率を調整して、被検体４がスキャン領域にちょうど収まるように設定するだけで自動的に、被検体４がちょうど収まるようなほぼ同じで若干大き目のスキャン領域を持つ「最適オフセット位置２」に（オフセットスキャン１よりも早く）移動することができる。
【０２９４】
以上のオフセットスキャンでは、大きな撮影倍率で透過像が得られるため、高分解能の断面像を得ることができる。
【０２９５】
これにより、本実施の形態では、Ｘ線幾何が自由に設定可能なコンピュータ断層撮影装置においても、オフセットスキャンの幾何設定が容易に行なえるため、容易に高分解能の断面像を得ることが可能となる。
【０２９６】
また、「最適通常スキャン」では、通常スキャン状態で撮影倍率を調整して、被検体４がスキャン領域にちょうど収まるように設定するだけで自動的に、被検体４がちょうど収まるような同じスキャン領域で撮影倍率を最大に上げた「最適通常スキャン位置」に移動することができる。
【０２９７】
さらに、「回転中心求出１」では、特別の治具を用いることなく、被検体４の透過画像自身から精度良く回転中心を求めることができる。
【０２９８】
前述した「回転中心求出２」と比べ、サイノグラムから直接相関をとっているため、中心求出の精度が良く、特に回転中心がサイノグラムの端にあるオフセットスキャンの場合でも（相関をとる領域が小さくなるにも関わらず）、良好に中心求出を行なうことができる。
【０２９９】
また、被検体４が細長く、一方向に吸収が非常に大きくなるような場合でも、サイノグラム上で（Ｐが大きくなる）その領域のウエイトを落すことで、良好に中心求出を行なうことができる。
【０３００】
さらに、「回転中心求出２」では、同様に、特別の治具を用いることなく、被検体４の透過画像自身から精度良く回転中心を求めることができる。
【０３０１】
これは、サイノグラムを回転方向に加算した加算透過データ（投影データ）から、その対象性を自己相関をとって回転中心を求めるが、特に従来のこの方法に、加算透過データへのローカットフィルタ掛けと、相関取り時の補間のコーサインカーブの補間関数による３点補間とを採用するようにしているので、精度の高い回転中心求出を行なうことが可能となる。
【０３０２】
また、「リバース変換再構成」を採用するようにしているので、通常スキャンとオフセットスキャンとが混在していても、再構成法を直接ＦＢＰ法の１種にすることができる。
【０３０３】
これにより、再構成部２４の構成（ソフトウェア）を整理することが可能となる。
【０３０４】
（変形例）
（ａ）前記第１の実施の形態において、移動指令を切換えるだけで、自動的に回転テーブル５を、「最適オフセット位置１」と、「最適オフセット位置２」と、「最適通常スキャン位置」との間を移動させる機能を付加するようにすることも可能である。
【０３０５】
（ｂ）前記第１の実施の形態において、「最適オフセット位置１（または２）」や「最適通常スキャン位置」への移動の際に自動的に移動されるため、回転テーブル５とＸ線管１、あるいは被検体４とＸ線管１等が干渉する恐れがある。
【０３０６】
そこで、シフト計算・制御部２２に、干渉防止機能（ソフト）を持たせて、撮影距離ＦＣＤ、検出距離ＦＤＤ、ｙ、テーブル高さｈ、被検体最大半径ｒｏ（手動入力）等を読み込み、計算処理によって干渉条件が成立した時（直前）に停止させるように機構を制御することができる。
【０３０７】
（ｃ）前記第１の実施の形態において、シフト計算・制御部２２に、上記干渉防止機能を組込む代わりに、操作者が操作ボタン「テーブル移動」を押し続けている間だけ目的位置に向かって動き続けるような機能を付加することも可能である。
【０３０８】
操作者は、干渉しないか（Ｘ線遮蔽箱の鉛ガラス窓を透して）目視確認しながら、この手動操作ボタンを押す。
【０３０９】
シフト計算・制御部２２では、目的位置に達した時に停止させて、完了表示を行なうようにする。
【０３１０】
これにより、簡単な機能で、あらゆるケースに柔軟に対応可能な干渉防止となる。
【０３１１】
（ｄ）前記第１の実施の形態において、「オフセットスキャン１」で、図３のステップＳ４ないしステップＳ８のステップの代わりに、ステップＳ９、ステップＳ１０を実施することが可能である。
【０３１２】
ステップＳ９において、ｙ２に機構誤差補正を加えてｙ２′を求め、
ｙ２′＝ｙ２−δｙ　　　　　　　　　　　　　　　　…（３７）
ステップＳ１０において、直接回転中心をオフセット位置（ＦＣＤ２，ｙ２′）に移動させる。
【０３１３】
また、同様に、「オフセットスキャン２」で、図５のステップＳ１２乃至ステップＳ１６のステップの代わりに、ステップＳ１７，ステップＳ１８を実施することが可能である。
【０３１４】
ステップＳ１７において、前記式（３７）でｙ２に機構誤差補正を加えてｙ２′を求め、ステップＳ１８において、直接回転中心をオフセット位置（ＦＣＤ２，ｙ２′）に移動させる。
【０３１５】
機構誤差δｙは、次のような「機構誤差δｙ計算１」、あるいは「機構誤差δｙ計算２」で求める。
【０３１６】
＜機構誤差δｙ計算１＞
図１７は、機構誤差δｙ計算１の一例を説明するための図である。
【０３１７】
これは、撮影面１４上のＸ線ビーム２の焦点Ｆ、回転中心Ｃ、検出中心Ｄの位置関係を示している。
【０３１８】
ここでの機構誤差δｙ計算は、撮影距離ＦＣＤおよび検出距離ＦＤＤを変えた時に、Ｃ点およびＤ点がほぼ直線的に移動することを前提にしている。
【０３１９】
座標ＸＹは不動の座標で、５０は回転中心Ｃの移動軌跡、５１は検出中心Ｄの移動軌跡を示している。
【０３２０】
Ｘ線ビーム２の焦点Ｆと検出中心Ｄとを結ぶ方向が、センターライン３０すなわちｘ軸で、このｘ軸は検出中心Ｄの移動で変化する。
【０３２１】
なお、図１７では、機構誤差δｙを強調するために、Ｙ軸方向を引き伸ばしている。
【０３２２】
回転中心Ｃ、検出中心Ｄの座標を、それぞれ（Ｙｃ，ＦＣＤ）、（Ｙｄ，ＦＤＤ）として、回転中心Ｃの移動軌跡５０、および検出中心Ｄの移動軌跡５１をそれぞれ式で表わすと、
Ｙｃ＝Ａｃ＋Ｂｃ・ＦＣＤ　　　　　　　　　　　　　…（３８）
Ｙｄ＝Ａｄ＋Ｂｄ・ＦＣＤ　　　　　　　　　　　　　…（３９）
となる。
【０３２３】
Ａｃ、Ｂｃ、Ａｄ、Ｂｄは、定数である。
【０３２４】
Ｃ点のｘ軸からのずれである機構誤差δｙは、Ｙｃ、Ｙｄを用いて、
δｙ＝Ｙｃ−Ｙｄ・ＦＣＤ／ＦＤＤ　　　　　　　　　…（４０）
で表わされることが、図１７からわかる。
【０３２５】
上記式（３８）、（３９）を、式（４０）に代入して、
δｙ＝Ａｃ＋（Ｂｃ−Ｂｄ）・ＦＣＤ−Ａｄ・ＦＣＤ／ＦＤＤ　…（４１）
となる。
【０３２６】
定数を名称変更して、機構誤差δｙ計算式として、下記のような式が求められる。
【０３２７】
δｙ＝ａ＋ｂ・ＦＣＤ＋ｃ・ＦＣＤ／ＦＤＤ　　　　　…（４２）
あらかじめ定数ａ、ｂ、ｃを求めておけば、この式により、撮影距離ＦＣＤと検出距離ＦＤＤとから機構誤差δｙを計算することができる。
【０３２８】
次に、定数ａ、ｂ、ｃを求める較正について説明する。
【０３２９】
未知数が３つであるので、最低で撮影距離ＦＣＤ、検出距離ＦＤＤの組み合せ３点について機構誤差δｙが知れれば、定数ａ、ｂ、ｃを求めることができる。
【０３３０】
この３点較正は、以下のようにして行なう。
【０３３１】
まず、ｙシフトを原点に、すなわち回転中心Ｃをセンターライン３０に合わせて（機構誤差分はずれる）、３点の測定を行なう。
【０３３２】
（１）ＦＣＤ１（Ｃ１）点、ＦＤＤ１（Ｄ１点）で、回転中心位置ｄｃを測定し、下記式により機構誤差δｙを求める。
【０３３３】
δｙ１１＝ｄｃ１１・ＦＣＤ１／ＦＤＤ１　　　　　　…（４３）
（２）ＦＣＤ１（Ｃ１）点、ＦＤＤ２（Ｄ２点）で、回転中心位置ｄｃを測定し、下記式により機構誤差δｙを求める。
【０３３４】
δｙ１２＝ｄｃ１２・ＦＣＤ１／ＦＤＤ２　　　　　　…（４４）
（３）ＦＣＤ２（Ｃ２）点、ＦＤＤ２（Ｄ２点）で、回転中心位置ｄｃを測定し、下記式により機構誤差δｙを求める。
【０３３５】
δｙ２２＝ｄｃ２２・ＦＣＤ２／ＦＤＤ２　　　　　　…（４５）
次に、各測定値を、それぞれ式（４２）に代入すると、
δｙ１１＝ａ＋ｂ・ＦＣＤ１＋ｃ・ＦＣＤ１／ＦＤＤ１　…（４６）
δｙ１２＝ａ＋ｂ・ＦＣＤ１＋ｃ・ＦＣＤ１／ＦＤＤ２　…（４７）
δｙ２２＝ａ＋ｂ・ＦＣＤ２＋ｃ・ＦＣＤ２／ＦＤＤ２　…（４８）
となる。
【０３３６】
この連立方程式（４６）、（４７）、（４８）を解いて、定数ａ、ｂ、ｃを求める。
【０３３７】
上記式（４６）から式（４７）を引いて、定数ｃについて解くと、
ｃ＝（δｙ１１−δｙ１２）／｛ＦＣＤ１・（１／ＦＤＤ１−１／ＦＤＤ２）｝…（４９）
となる。
【０３３８】
上記式（４７）から式（４８）を引いて、定数ｂについて解くと、
ｂ＝（δｙ１２−δｙ２２）／（ＦＣＤ１−ＦＤＤ２）−ｃ／ＦＤＤ２…（５０）
となる。
【０３３９】
上記式（４７）×ＦＣＤ２−上記式（４８）×ＦＣＤ１より、定数ａについて解いて、
ａ＝（δｙ１２・ＦＣＤ２−δｙ２２・ＦＣＤ１）／（ＦＣＤ２−ＦＣＤ１）…（５１）
となる。
【０３４０】
これにより、上記式（４３）、（４４）、（４５）、（４９）、（５０）、（５１）を用いて、定数ａ、ｂ、ｃが求まり、較正ができたことになる。
【０３４１】
図１７に示すように、較正においてＣ１点とＣ２点は、Ｆに近い点をとっている。
【０３４２】
これは、撮影倍率が大きな時に機構誤差δｙの影響が大きくなることから、撮影倍率が大きな配置にウエイトをおいて較正を行なうためである。
【０３４３】
これにより、Ｃ点の移動軌跡５０に直線からのずれが若干ある場合でも、その影響を減らすことができる。
【０３４４】
なお、較正は、３点以上行なうようにして、統計精度を上げることもできる。＜終了＞。
【０３４５】
＜機構誤差δｙ計算２＞
ここでの機構誤差δｙ計算は、Ｃ点およびＤ点の移動軌跡が直線から大きくずれている場合でも、機構誤差δｙを正確に計算することができるものである。
【０３４６】
図１８は、機構誤差δｙ計算２の較正の一例を説明するための図である。
【０３４７】
図１８では、撮影距離ＦＣＤ、検出距離ＦＤＤの組み合せによる較正点５３を示している。
【０３４８】
撮影距離ＦＣＤは、撮影倍率が大きな位置で較正点を増やし、精度を上げるようにしている。
【０３４９】
較正点の撮影距離ＦＣＤは昇順に並べ、ＦＣＤ０（ｉ）、ＦＤＤも昇順に並べて、ＦＤＤ０（ｊ）として設定する。
【０３５０】
ｙシフトを原点に合わせ、各較正点で回転中心位置ｄｃを測定し、
δｙ０（ｉ，ｊ）＝ｄｃｉｊ・ＦＣＤ０（ｉ）／ＦＤＤ０（ｊ）…（５２）
により、δｙ０を求める。
【０３５１】
誤差テーブルとして、ＦＣＤ０（ｉ）、ＦＤＤ０（ｊ）、δｙ０（ｉ，ｊ）を記憶して、較正が完了する。
【０３５２】
以上の較正を、全自動で行なうことができる。
【０３５３】
図１９は、機構誤差δｙ計算２のアルゴリズムの一例を示すフローチャートである。
【０３５４】
これは、撮影距離ＦＣＤと検出距離ＦＤＤとから、この配置での機構誤差δｙを計算するものである。
【０３５５】
ステップＳ８０：ｉを増加方向に変えながら、ＦＣＤ＜ＦＣＤ０（ｉ）となるｉを見つける。
【０３５６】
ステップＳ８１：ｉ−１とｉとの分割の割合ｇｉを求める。
【０３５７】
ｇｉ＝（ＦＣＤ−ＦＣＤ０（ｉ−１））
／（ＦＣＤ０（ｉ）−ＦＣＤ０（ｉ−１））…（５３）
ステップＳ８２：ｊを増加方向に変えながら、ＦＤＤ＜ＦＤＤ０（ｊ）となるｊを見つける。
【０３５８】
ステップＳ８３：ｊ−１とｊの分割の割合ｇｉを求める。
【０３５９】
ｇｊ＝（ＦＤＤ−ＦＤＤ０（ｊ−１））／（ＦＤＤ０（ｊ）−ＦＤＤ０（ｊ−１））…（５４）
ステップＳ８４：一次補間（４点補間）でδｙを求める。
【０３６０】
δｙ＝｛δｙ０（ｉ，ｊ）・ｇｉ＋δｙ０（ｉ−１，ｊ）・（１−ｇｉ）｝・ｇｊ
＋｛δｙ０（ｉ，ｊ−１）・ｇｉ＋δｙ０（ｉ−１，ｊ−１）・（１−ｇｉ）｝・（１−ｇｊ）…（５５）
これにより、Ｃ点、Ｄ点の移動軌跡が直線からずれている場合であっても、撮影距離ＦＣＤと検出距離ＦＤＤとから、この配置での機構誤差δｙを正確に計算することができる。
【０３６１】
直線からのずれが大きい場合には、較正点の数を増やすことにより、精度を落さないようにすることができる。＜終了＞。
【０３６２】
（ｅ）上記においては、機構誤差δｙ計算としては、対照的な２つについて説明した。
【０３６３】
１つは軌跡を直線と考える補正、もう１つは補間を用いたものである。
【０３６４】
これら以外にも、いろいろな変形が可能であり、例えばδｙ−ＦＣＤの関係を直線あるいは曲線（多項式）と考え、検出距離ＦＤＤの数点に対して、その直線あるいは曲線の係数を求めておき、機構誤差δｙを計算する時に、検出距離ＦＤＤの値で係数を補間して用いるような方法もある。
【０３６５】
（ｆ）「オフセットスキン１」および「オフセットスキャン２」で、オフセットライン３１は単一の直線を設定したが、曲線でもよく、折れ線状でもよい。
【０３６６】
これは、すなわちＬｏｆの値を、撮影距離ＦＣＤないし撮影倍率により変化させてもよいことを意味する。
【０３６７】
ただし、オフセット位置が一意に求まるために、オフセットラインは、撮影距離ＦＣＤを小さくした時にオフセットスキャン領域半径ｒが単調減少するように決める必要がある。
【０３６８】
（第２の実施の形態）
本実施の形態によるコンピュータ断層撮影装置は、ハード的な構成については、前記第１の実施の形態における構成と同じであるので、図１と同一部分には同一符号を付してその説明を省略し、ここでは異なる部分についてのみ述べる。
【０３６９】
すなわち、本実施の形態によるコンピュータ断層撮影装置は、前記図１におけるソフトウェアの機能ブロックの一つである、シフト計算・制御部２２に、前述したオフセットスキャンで撮影距離ＦＣＤと検出距離ＦＤＤとを変更して、スキャン領域に被検体４がちょうど収まるように調整する場合に、回転中心位置（ｄｃ）がずれないように回転テーブル５を制御する機能を、付加した構成としている。
【０３７０】
次に、以上のように構成した本実施の形態によるコンピュータ断層撮影装置の作用について説明する。
【０３７１】
まず、被検体４の断面像を撮影する場合、操作者は、通常スキャンモードかオフセットスキャンモードかを選択する。
【０３７２】
操作者は、被検体４を回転テーブル５上に戴置し、データ処理部１９に指令を入力することで、Ｘ線管１からＸ線ビーム２を放射させ、被検体４の透過画像を表示部２０にリアルタイムの動画像として表示させながら、撮影距離ＦＣＤ（および検出距離ＦＤＤ）を変えて撮影倍率を調整する。
【０３７３】
この時、データ処理部１９のシフト計算・制御部２２では、モードにより回転中心Ｃが、常にセンターライン３０上かオフセットライン３１上にくるように、ｙシフトを制御する。
【０３７４】
この制御については、後述の「回転中心連続設定」の箇所で説明する。
【０３７５】
通常スキャンモードの場合には、電動により回転させて、全ての回転位置で（断面像を得ようとしている位置の）透過像が画像の視野にちょうど収まるように、撮影距離ＦＣＤ（および検出距離ＦＤＤ）を設定する。
【０３７６】
また、オフセットスキャンの場合には、電動により回転させて、全ての回転位置で（断面像を得ようとしている位置の）透過像の一方の側が画像の視野にちょうど収まるように、撮影距離ＦＣＤ（および検出距離ＦＤＤ）を設定する。
【０３７７】
次に、前述した第１の実施の形態の場合と同様にして、通常スキャン、あるいはオフセットスキャンを行ない、断面像を得る。
【０３７８】
「回転中心連続設定」は、再構成に十分なほどの精度はないため、第１の実施の形態の場合と同様にして、透過像の撮影面１４位置の透過データから、回転中心を求めて後、これを用いて再構成する。
【０３７９】
＜回転中心連続設定＞（本実施の形態による作用）
図２０は、上記「回転中心連続設定」の状態を示す幾何図である。
【０３８０】
これは、撮影面１４上のＸ線ビーム２の焦点Ｆ、回転中心Ｃ、検出中心Ｄ等の位置関係を示している。
【０３８１】
「回転中心連続設定」は、操作者が、手動または電動により撮影距離ＦＣＤ、検出距離ＦＤＤを変化させた時に、シフト計算・制御部２２により、回転中心Ｃが自動的にオフセットライン３１あるいはセンターライン３０上にくるように、ｙシフトが制御されるものである。
【０３８２】
図２１は、「回転中心連続設定」のアルゴリズムの一例を示すフローチャートである。
【０３８３】
以下、ステップ順に説明する。
【０３８４】
ステップＳ９０：テーブル位置連続設定終了が入力されると終了する。
【０３８５】
ステップＳ９１：撮影距離ＦＣＤまたは検出距離ＦＤＤの移動指令により分技する。
【０３８６】
ステップＳ９２：移動指令ありの場合、撮影距離ＦＣＤ、検出距離ＦＤＤを移動させる。
【０３８７】
ステップＳ９３：撮影距離ＦＣＤ、検出距離ＦＤＤでのｙ方向機構誤差δｙを計算する。
【０３８８】
これは、前述した「機構誤差δｙ計算１」、「機構誤差δｙ計算２」等を用いる。
【０３８９】
ステップＳ９４：モードにより分技する。
【０３９０】
ステップＳ９５：通常スキャンモードの場合には、
ｙ＝−δｙ　　　　　　　　　　　　　　　　…（５６）
で、ｙを求める。
【０３９１】
ステップＳ９６：オフセットスキャンモードの場合には、
ｙ＝Ｌｏｆ・ＦＣＤ／ＦＤＤ−δｙ　　　　　…（５７）
で、ｙを求める。
【０３９２】
ステップＳ９７：ｙへ移動して、ステップＳ９０に戻る。
【０３９３】
以上のようなフローで、撮影距離ＦＣＤ、検出距離ＦＤＤの細かい移動毎にｙを移動させることにより、機構誤差δｙを補正して回転中心Ｃをオフセットライン３１あるいはセンターライン３０に沿って移動させることができる。
【０３９４】
また、モードを切換えることにより、回転中心Ｃをオフセットライン３１上とセンターライン３０上間で切換えることができる。＜終了＞。
【０３９５】
上述したように、本実施の形態によるコンピュータ断層撮影装置では、次のような効果を得ることが可能となる。
【０３９６】
本実施の形態では、オフセットスキャンで撮影距離ＦＣＤと検出距離ＦＤＤとを変更して、スキャン領域に被検体４がちょうど収まるように調整する時、シフト計算・制御部２２により回転中心位置（Ｌｏｆ）がずれないように回転テーブル５を制御するようにしているので、極めて容易に調整を行なうことができる。
【０３９７】
また、通常スキャンの場合にも同様に、撮影距離ＦＣＤと検出距離ＦＤＤとを変更しても機構誤差δｙが修正されて、回転中心位置が検出中心Ｄからずれないように回転テーブル５を制御するようにしているので、（同じ撮影距離ＦＣＤの時にスキャン領域を最大にでき）無駄のない幾何設定を行なうことができる。
【０３９８】
さらに、モード切換え入力で簡単に、回転テーブル位置をセンター、オフセット位置間で切換えることができる。
【０３９９】
オフセットスキャンでは、大きな撮影倍率で透過像が得られるため、高分解能の断面像を得ることが可能となる。
【０４００】
これにより、本実施の形態では、Ｘ線幾何が自由に設定可能なコンピュータ断層撮影装置においても、オフセットスキャンの幾何設定が容易に行なえるため、容易に高分解能の断面像を得ることが可能となる。
【０４０１】
その他、前述した第１の実施の形態の場合と同様な効果を得ることが可能である。
【０４０２】
（その他の実施の形態）
尚、本発明は、上記各実施の形態に限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で、種々に変形して実施することが可能である。
また、上記各実施の形態は可能な限り適宜組み合わせて実施してもよく、その場合には組み合わせた作用効果を得ることができる。
さらに、上記各実施の形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより、種々の発明を抽出することができる。
例えば、実施の形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題（の少なくとも一つ）が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果（の少なくとも一つ）が得られる場合には、この構成要件が削除された構成を発明として抽出することができる。
【０４０３】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明のコンピュータ断層撮影装置によれば、Ｘ線幾何を変更しても、容易にオフセットスキャンすることが可能となる。
【０４０４】
また、本発明のコンピュータ断層撮影装置によれば、無駄のない通常スキャンの幾何設定を行なうことが可能となる。
【０４０５】
さらに、本発明のコンピュータ断層撮影装置によれば、回転中心の較正を容易に行なうことが可能となる。
【０４０６】
さらにまた、本発明のコンピュータ断層撮影装置によれば、オフセットスキャンと通常スキャンが可能でありながら、再構成方法を同じ再構成法（１種）とすることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるコンピュータ断層撮影装置の第１の実施の形態を示す概要図。
【図２】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置における「最適オフセット位置１」への移動を示す幾何図。
【図３】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置における「最適オフセット位置１」への移動を示すフローチャート。
【図４】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置における「最適オフセット位置２」への移動を示す幾何図。
【図５】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置における「最適オフセット位置２」への移動を示すフローチャート。
【図６】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置における「最適通常スキャン位置」への移動を示す幾何図。
【図７】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置における「最適通常スキャン位置」への移動を示すフローチャート。
【図８】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置におけるリバース変換を説明するためのＸ線経路を示す図。
【図９】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置におけるサイノグラムＰ（θ，φ）を示す図。
【図１０】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置におけるサイノグラムＰ（ｍ，ｎ）を示す図。
【図１１】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置における回転中心求出１のアルゴリズムを示すフローチャート。
【図１２】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置における補間関数の一例を示す図。
【図１３】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置における回転中心求出２のアルゴリズムを説明するための概念図。
【図１４】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置における回転中心求出２のアルゴリズムを示すフローチャート。
【図１５】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置におけるサイノグラムのリバース処理を説明するための概念図。
【図１６】同第１の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置におけるサイノグラムのリバース処理を示すフローチャート。
【図１７】同第１の実施の形態の変形例のコンピュータ断層撮影装置における機構誤差δｙ計算１の一例を説明するための図。
【図１８】同第１の実施の形態の変形例のコンピュータ断層撮影装置における機構誤差δｙ計算２の較正の一例を説明するための図。
【図１９】同第１の実施の形態の変形例のコンピュータ断層撮影装置における機構誤差δｙ計算２のアルゴリズムの一例を示すフローチャート。
【図２０】本発明の第２の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置における「回転中心連続設定」の状態を示す幾何図。
【図２１】同第２の実施の形態のコンピュータ断層撮影装置における「回転中心連続設定」のアルゴリズムの一例を示すフローチャート。
【図２２】通常スキャンとオフセットスキャンのスキャン領域の一例を示す概念図。
【符号の説明】
１…Ｘ線管
２…Ｘ線ビーム
３…検出器
４…被検体
５…回転テーブル
６…回転・昇降機構
７…ｙシフト機構
８…ｘシフト機構
９…検出器支持フレーム
１０…Ｘ線管支持フレーム
１３…回転軸
１４…撮影面
１６…高電圧発生器
１７…Ｘ線制御部
１８…機構制御部
１９…データ処理部
２０…表示部
２１…スキャン制御部
２２…シフト計算・制御部
２３…回転中心求出部
２４…再構成部
３０…センターライン
３１…オフセットライン
４０…リバース変換
４５…元のサイノグラム
４６…再計算部
４７…リバース処理後のサイノグラム
５０…回転中心Ｃの移動軌跡
５１…検出中心Ｄの移動軌跡
５３…較正点
１０１…Ｘ線管
１０２…撮影Ｘ線ビーム
１０３…検出器
ＦＣＤ…撮影距離
ＦＤＤ…検出距離
Ｃ…回転中心
Ｃｎ…回転中心
Ｃｏｆ…回転中心
Ｄ…検出中心
Ｆ…Ｘ線ビーム２の焦点
θ…検出チャンネルのセット角
φ…検出チャンネルの回転角
Ａｎ…スキャン領域（通常スキャン）
Ａｏｆ…スキャン領域（オフセットスキャン）
δｙ…機構誤差
Ｌ_{ｗ　 …}検出器３の有効半幅
Ｌｏｆ…オフセット位置
ｒ…通常スキャン領域半径
ｒ′…機構誤差が無い場合の想定半径
θ０…回転中心のセット角
ｈ…テーブル高さ
ｒｏ…被検体４の最大半径
ｄｃ…回転中心位置。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a computer tomography apparatus among nondestructive inspection apparatuses, and more particularly to an improvement in a high-resolution computer tomography apparatus for inspecting, for example, small electronic components at a high resolution.
[0002]
[Prior art]
In recent years, high-resolution industrial computed tomography apparatuses (also referred to as CT scanners) have been manufactured for the purpose of inspecting, for example, small electronic components at high resolution.
[0003]
In this conventional high-resolution computed tomography apparatus, an X-ray beam generated from an X-ray tube and transmitted through a subject is detected by a two-dimensional detector to obtain a transmitted image of the subject. I have.
[0004]
When capturing a cross-sectional image, a number of transmission images are obtained while the subject is rotated once (hereinafter, referred to as scanning).
[0005]
Then, data processing is performed on the plurality of transmission images to obtain cross-sectional images (one or more) of the subject.
[0006]
In order to reconstruct the cross-sectional image, a filtered back projection method (FBP (Filtered Back Projection) method) is generally used.
[0007]
This high-resolution computed tomography apparatus has a feature that the X-ray geometry can be freely set and can cope with various objects.
[0008]
The rotary table for mounting and rotating the subject and the detector can be moved closer to or farther away from the X-ray tube (X-ray beam focal point), and have an imaging distance FCD (Focus Center Distance) and a detection distance FDD (Focus to Detector). Distance) can be changed continuously, and the imaging magnification (enlargement ratio) (= FDD / FCD) can be changed according to the size of the subject.
[0009]
FIG. 22 is a conceptual diagram illustrating an example of a scan area of a normal scan and an offset scan.
[0010]
As shown in FIG. 22, the scan area (cross-sectional image field) is a circle An centered on the rotation center Cn included in the imaging X-ray beam 102 on the rotation plane, and becomes smaller as the imaging magnification increases.
[0011]
The rotation center Cn is usually slightly deviated from the center due to a mechanical error. However, if the deviation is large (at the same photographing magnification), the scan area becomes narrow, which is not preferable.
[0012]
In order to process a large number of transmission images and obtain a cross-sectional image with good resolution, the position of the rotation center on the transmission image needs to be accurately known in units smaller than one pixel.
[0013]
In a conventional high-resolution computed tomography apparatus, before scanning a subject after geometric setting, it is mounted on a pin-shaped phantom and photographed to calibrate (scale) the center of rotation.
[0014]
The calibration of the rotation center is performed by obtaining a detection channel position corresponding to the rotation center and storing the same in the data processing unit.
[0015]
On the other hand, there is known a computed tomography apparatus in which a rotation center is shifted, an object is scanned out of one side, and a large object can be imaged (for example, JP-A-58-116342).
[0016]
This scan is called an offset scan because it is set (offset) by shifting the rotation center.
[0017]
As shown in FIG. 22, the scan area (cross-sectional image field) in the offset scan is a circle Aof that is in contact with one side of the imaging X-ray beam around the rotation center Cof on the rotation plane. growing.
[0018]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, it is preferable to use the offset scan in a high-resolution computed tomography apparatus because the scan area is widened.
[0019]
However, when an offset scan is employed by adding a table offset mechanism to a high-resolution computed tomography apparatus, the X-ray geometry can be freely set, but the following problems arise. Occurs.
[0020]
That is, first, it may be difficult to set the table at the offset position.
[0021]
An appropriate X-ray geometry is to select an FCD so that the subject fits in the scan area and offset the rotation center to the end of the field of view including a margin. When the FCD (or FDD) is changed, the center of rotation may be shifted on the screen. Therefore, the subject and the pin-shaped phantom may be replaced, or the FCD and the offset may be alternately switched. The geometrical setting is performed while performing.
[0022]
If the center of rotation deviates from the field of view, the cross-sectional image will not be reconstructed correctly, and if it is too inside, the scan area will be narrow.
[0023]
These are very cumbersome tasks.
[0024]
Second, it is necessary to mount a pin-shaped phantom at the stage when the geometric setting is completed, and to calibrate the center of rotation.
[0025]
Further, after the calibration is completed, the subject must be replaced in the original position.
[0026]
At this time, if the transfer position shifts, the subject may not be able to fit within the field of view of the imaging.
[0027]
These are also very cumbersome tasks.
[0028]
In a normal scan, there is a problem that a scan area becomes narrow due to a shift of the rotation center Cn due to a mechanism error (at the same imaging magnification).
[0029]
In other words, in the case of the same scan area, the imaging magnification is not increased to the maximum, and it can be said that there is waste.
[0030]
On the other hand, when the normal scan and the offset scan can be switched, there is a problem that the reconstruction method is different.
[0031]
Conventionally, as a reconstruction method of the offset scan, a fan-parallel FBP method of rearranging parallel beams, correcting the filters, and projecting back has been used.
[0032]
In the case of normal scanning, a direct FBP method is used, in which a fan beam is filtered and backprojected with the fan beam unchanged.
[0033]
Therefore, it is necessary to mix two types of reconstruction methods in the reconstruction means.
[0034]
An object of the present invention is to provide a computed tomography apparatus capable of easily performing offset scanning even when the X-ray geometry is changed.
[0035]
It is another object of the present invention to provide a computed tomography apparatus capable of performing a normal scan geometry setting without waste.
[0036]
Another object of the present invention is to provide a computed tomography apparatus capable of easily performing calibration of the center of rotation.
[0037]
It is still another object of the present invention to provide a computed tomography apparatus capable of performing the same reconstruction method (one type) while allowing offset scanning and normal scanning.
[0038]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, in the invention corresponding to claim 1, at least an X-ray source that emits an X-ray beam, a rotary table on which a subject is mounted, and an X-ray source that has passed through the subject. An X-ray detector for detecting a fan-shaped X-ray beam orthogonal to the rotation axis of the turntable; and detecting a plurality of transmission data of the subject detected by the X-ray detector at a plurality of rotation positions of the turntable. A computer tomography apparatus for obtaining a cross-sectional image of a specimen, wherein the x-shift mechanism moves a rotary table in the direction of an X-ray beam, and moves the rotary table in a direction crossing the X-ray beam along a plane of the X-ray beam. The y-shift mechanism and at least the center of rotation of the rotary table by the y-shift mechanism are used to set an offset position on a predetermined line near an edge in the X-ray beam or a center on the center line of the X-ray beam. It has moved position calculation means for moving the coater position, and a movement control unit.
[0039]
Therefore, in the computer tomography apparatus according to the first aspect of the present invention, the rotation center of the rotary table is set at an offset position on a predetermined line near an edge in the X-ray beam, or a center on the center line of the X-ray beam. In the computed tomography apparatus in which the X-ray geometry can be freely set by changing the x-shift position of the rotary table by moving the rotary table to the position, the y-shift position of the rotary table is automatically controlled, The operator can easily move to the offset position or the center position, and can easily perform geometric setting for various subjects.
It should be noted that the movement position calculation, even as the movement amount calculation, differs only in whether the base point of the calculation is the origin or the current point, and is not an essential difference.
[0040]
According to a second aspect of the present invention, in the computer tomography apparatus according to the first aspect of the present invention, the smaller one of the distance between the center of rotation of the rotary table and both edges of the X-ray beam is usually set to be smaller. In the case where the radius of the scan area and the larger distance are set as the offset scan area radius, the moving position calculation means performs the operation when the rotation center of the rotary table is substantially at the center of the X-ray beam and there is an “optimal offset command”. An offset position having an offset scan area radius substantially equal to the normal scan area radius at the position of the rotation center of the turntable is determined as the movement position.
[0041]
Therefore, in the computer tomography apparatus according to the second aspect of the present invention, the x-shift is adjusted so that the entire subject falls within the transmission data, so that the "optimal offset command" can be easily performed. The entire subject can be moved to an offset position where imaging can be performed at a high magnification, and a high-quality cross-sectional image can be easily obtained.
[0042]
According to a third aspect of the present invention, in the computer tomography apparatus according to the first or second aspect, the smaller of the distance between the center of rotation of the rotary table and both edges of the X-ray beam. In the case where the distance is the radius of the normal scan area, the moving position calculation means determines that the rotation center of the rotary table is substantially at the center of the X-ray beam and the rotation center of the rotary table when the "optimum normal scan command" is issued. The center position having the normal scan area radius substantially equal to the normal scan area radius at the position is determined as the movement position.
[0043]
Therefore, in the computed tomography apparatus according to the third aspect of the present invention, the x-shift is adjusted so that the entire subject is included in the transmission data, so that the "optimal normal scan command" is simply performed. In addition, the entire subject can be photographed, and it can be moved to the position of the normal scan with the largest photographing magnification, so that a high-quality cross-sectional image can be easily obtained.
[0044]
On the other hand, in the invention according to claim 4, in the computer tomography apparatus according to any one of claims 1 to 3, an "external movement command" is input as the movement control means. During this time, the rotation center of the turntable is moved toward the offset position or the center position obtained by the movement position calculation means.
[0045]
Therefore, in the computed tomography apparatus of the invention corresponding to claim 4, the rotary table can be electrically moved by visually pressing the "external movement command" switch while viewing the rotary table, Interference of the mechanism can be easily prevented.
[0046]
According to a fifth aspect of the present invention, in the computer tomography apparatus according to any one of the first to fourth aspects, the rotation center of the transmission data is determined based on the transmission data of the subject. A rotation center finding means for finding a position is provided.
[0047]
Therefore, in the computed tomography apparatus according to the fifth aspect of the present invention, the rotation center position of the transmission data is obtained from the transmission data of the subject, so that the cross-sectional image can be reconstructed from the transmission data of the subject itself. Since the configuration or the rotation center position necessary for calculating the moving position of the rotary table is obtained, it is not necessary to replace the phantom with a dedicated phantom or the like, and it is possible to easily reconstruct a cross-sectional image or move the rotary table. .
[0048]
According to a sixth aspect of the present invention, in the computer tomography apparatus according to any one of the first to fifth aspects, the moving position calculating means includes an x shift of the rotation center of the rotary table. Of the X-ray beam and the direction of the center line of the X-ray beam are corrected.
[0049]
Therefore, in the computer tomography apparatus according to the present invention, the difference between the direction of the x shift of the rotation center of the rotary table and the direction of the center line of the X-ray beam is corrected. Can be accurately moved.
[0050]
On the other hand, in the invention according to claim 7, an X-ray source that emits an X-ray beam, a rotary table on which a subject is mounted, and at least a rotation axis of the rotary table from the X-ray source that has passed through the subject are orthogonal to the rotation axis of the rotary table. An X-ray detector for detecting a fan-shaped X-ray beam to be processed, and a computer for obtaining a cross-sectional image of the object from a plurality of transmission data of the object detected by the X-ray detector at a plurality of rotation positions of the turntable. A tomography apparatus, wherein on a sinogram formed by a plurality of transmission data of a subject, a plurality of transmission data at a plurality of points and a plurality of points respectively forming opposite X-ray paths with the plurality of points determined by setting a virtual center of rotation. There is provided a rotation center finding means for obtaining a correlation with transmission data at a point, changing a virtual rotation center and obtaining a virtual rotation center giving the best correlation as a rotation center position.
[0051]
Therefore, in the computer tomography apparatus according to the present invention, the horizontal axis represents the arrangement angle in the fan-shaped X-ray beam, and the vertical axis represents the rotation angle. Find the center position accurately. This is because, in principle, when a virtual rotation center (vertical line) is set on a sinogram, a point on the sinogram that makes a reverse X-ray path from the point can be calculated, and the virtual rotation center coincides with the rotation center. At this time, it is used that the transmission data coincides when the X-ray paths between the corresponding points coincide (opposite direction).
Thus, the rotation center position required for reconstructing the cross-sectional image or calculating the moving position of the rotary table can be obtained from the transmission data of the object itself without replacing the object with a dedicated phantom for calibrating the rotation center. Therefore, reconstruction of the cross-sectional image or movement of the rotary table can be easily performed.
[0052]
In the invention according to claim 8, an X-ray source that emits an X-ray beam, a rotary table on which the subject is mounted, and at least a rotation axis of the rotary table from the X-ray source that has passed through the subject are orthogonal to the rotation axis of the rotary table. An X-ray detector for detecting a fan-shaped X-ray beam to be processed, and a computer for obtaining a cross-sectional image of the object from a plurality of transmission data of the object detected by the X-ray detector at a plurality of rotation positions of the turntable. A tomography apparatus, wherein a virtual rotation center is set on average transmission data obtained by adding a plurality of transmission data of a subject by one rotation and removing low-frequency components, and interpolating the average transmission data and the average transmission data by three points. The rotation center is obtained by correlating the virtual rotation center with the inverted transmission data by using, and changing the virtual rotation center to find the virtual rotation center that gives the best correlation as the rotation center position. And it includes a stage.
[0053]
Therefore, in the computed tomography apparatus according to the present invention, the rotation center position is obtained from the average transmission data for one rotation added at the arrangement angle in the fan-shaped X-ray beam. This is based on the fact that, in principle, the average transmission data is symmetric with respect to the rotation center position because points at the same arrangement angle from the rotation center are the average of the same set of X-ray paths (opposite direction). I have.
Here, by removing the low frequency component, the instability of the low frequency component is reduced, and the accuracy can be improved.
In addition, when the inverted transmission data is calculated, by using three-point interpolation (particularly, COS interpolation) in the interpolation calculation, the noise becomes uniform, and the rotation center can be obtained with high accuracy in units smaller than the data pitch.
[0054]
Thus, the rotation center position required for reconstructing the cross-sectional image or calculating the moving position of the rotary table can be obtained from the transmission data of the object itself without replacing the object with a dedicated phantom for calibrating the rotation center. Therefore, reconstruction of the cross-sectional image or movement of the rotary table can be easily performed.
[0055]
Furthermore, in the invention corresponding to claim 9, an X-ray source for emitting an X-ray beam, a rotary table for mounting the subject, and at least a rotation axis of the rotary table from the X-ray source transmitted through the subject are orthogonal to the rotation axis of the rotary table. An X-ray detector for detecting a fan-shaped X-ray beam to be processed, and a computer for obtaining a cross-sectional image of the object from a plurality of transmission data of the object detected by the X-ray detector at a plurality of rotation positions of the turntable. In a tomography apparatus, on a sinogram generated by a plurality of transmission data of a subject, a larger one of distances between a center of rotation of a rotary table and both edges of an X-ray beam is provided on both sides of a center of rotation of a rotary table. The extended sinogram is set by using the transmission data of the X-ray path in the opposite direction to the X-ray path of each point at least for the extended area to complete the extended sinogram. And a reconstruction means for reconstructing a sectional image from the ram.
[0056]
Therefore, in the computer tomography apparatus according to the ninth aspect of the present invention, if the center of rotation (vertical line) is known on the sinogram, a point on the sinogram that forms an opposite X-ray path from the point on the sinogram is calculated. The extended sinogram can be completed by adopting the transmission data of the X-ray path in the opposite direction of the X-ray path of each point to the extended area of the extended sinogram.
By using this extended sinogram and reconstructing by the ordinary direct FBP method, the larger one of the distances between the center of rotation and both edges of the X-ray beam can be used as the maximum cross-sectional image radius. A cross-sectional image within the region radius can be reconstructed.
Thereby, in the offset scan in which the rotation center is set to the offset position, the reconstruction can be performed by the same reconstruction method (direct FBP method) as the normal scan, and in a computer tomography apparatus capable of performing the offset scan and the normal scan, The configuration of the reconfiguration means can be arranged by using one type of reconfiguration method.
[0057]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
[0058]
(First Embodiment)
FIG. 1 is a schematic diagram showing a configuration example of a computer tomography apparatus according to the present embodiment.
[0059]
In FIG. 1, as an X-ray tube 1, a micro-focus X-ray tube having a focus F of an X-ray beam 2 of several to several tens of μm is used, and an X-ray detector (hereinafter simply referred to as a detector) 3 is used. Used is an X-ray II (image intensifier) and a television camera.
[0060]
The X-ray tube 1 and the detector 3 are arranged to face each other, and are supported by an x shift mechanism 8.
[0061]
The subject 4 is placed on a rotary table 5, rotated along an imaging surface 14 (of a cross-sectional image) within the X-ray beam 2 by a rotation / elevation mechanism 6, and moved up and down substantially at right angles to the imaging surface 14. Is done.
[0062]
Further, the subject 4 is moved (in the y direction in the drawing) across the X-ray beam 2 by the y-shift mechanism 7 together with the turntable 5, and the X-ray tube 8 and the detector 3 are moved by the x-shift mechanism 8. Then, the shooting distance FCD is changed.
[0063]
The detector 3 is moved by the x shift mechanism 8, and the detection distance FDD is changed.
[0064]
In FIG. 1, C indicates a rotation center, and D indicates a detection center.
[0065]
In addition, as other components, a data processing unit 19 that processes a transmitted image from the detector 3, a display unit 20 that displays a processing result and the like, and a mechanism that controls the mechanism unit by a command from the data processing unit 19. The control unit 18, the X-ray control unit 17 for controlling the tube voltage and tube current of the X-ray tube 1 and the high-voltage generator 16, and the part including the X-ray tube 1, the subject 4, and the detector 3 are housed. There is an X-ray shielding box (not shown) and the like.
[0066]
On the other hand, an encoder (not shown) is attached to the x shift mechanism 8 and the y shift mechanism 7, and the FCD value, the FDD value, and the y value are read and sent to the data processing unit 19 through the mechanism control unit 18, respectively.
[0067]
The data processing unit 19 and the display unit 20 are ordinary computers, and include a CPU, a memory, a disk, a keyboard, an interface, and the like, and previously store software for reconstructing a sectional image from tomographic sequences and data. ing.
[0068]
The operator uses the data processing unit 19 and the display unit 20 to perform menu selection and condition setting, manual operation of the mechanical unit, start of tomography, reading of the apparatus status, display of a cross-sectional image, analysis of a cross-sectional image, and the like.
[0069]
The data processing unit 19 includes, as functional blocks of software, a scan control unit 21 for tomography, a shift calculation / control unit 22 that calculates and controls a shift amount of the turntable 5, and a rotation center on the image from the transmission image. The apparatus includes a rotation center finding unit 23 for finding a position and a reconstructing unit 24 for creating a cross-sectional image.
[0070]
Next, the operation of the computed tomography apparatus according to the present embodiment configured as described above will be described.
[0071]
Here, each scan mode will be described separately.
[0072]
<Normal scan> (same operation as before)
First, a case where a cross-sectional image of the subject 4 is photographed in the normal scan mode will be described.
[0073]
The operator places the subject 4 on the turntable 5 and inputs a command to the data processing unit 19 to cause the X-ray tube 1 to emit the X-ray beam 2 and display a transmission image of the subject 4. It is rotated manually or electrically while displaying it as a real-time moving image on the unit 20 so that the transmission image (at the position where a cross-sectional image is to be obtained) is exactly within the field of view of the image at all rotation positions. The photographing magnification is adjusted by changing the FCD (and the detection distance FDD).
[0074]
Normally, the mechanism is adjusted so that the rotation center C is near the center of the image (at the y-shift origin position), but there is a slight error, and this error varies depending on the shooting distance FCD (and the detection distance FDD). .
[0075]
The maximum field of view of the cross-sectional image in the normal scan is the scan area An shown in FIG.
[0076]
If the deviation of the rotation center C is too large, the scan area decreases, which is not preferable.
[0077]
However, in general, there is not such a shift as to hinder the adjustment of the photographing distance FCD.
[0078]
Next, the subject 4 is moved up and down to adjust the inspection position to the imaging surface 14.
[0079]
Next, when a normal scan command is input to the data processing unit 19, the scan control unit 21 of the data processing unit 19 captures the transmission image output from the detector 3 while rotating the turntable 5, and transmits the transmission image over 360 °. From the transmission data at the position of the imaging plane 14 of the image, first, a rotation center position on the transmission data is determined by the rotation center finding unit 23 as described later, and the reconstruction unit 24 uses the rotation center position as in the related art. Then, a cross-sectional image at the position of the photographing surface 14 is reconstructed by a filter correction back projection method or the like.
[0080]
The reconstruction unit 24 or the Feldkamp method reconstructs a large number of cross-sectional images using transmission data other than the position of the imaging surface 14.
[0081]
Here, the deviation of the rotation center C from the image center is an allowable deviation in terms of reduction of the scan area, but is an unacceptable deviation for reconstruction. The adjustment is made by seeking <End>.
[0082]
<Offset scan 1>
Next, a case where a cross-sectional image of the subject 4 is captured in the offset scan 1 mode will be described.
[0083]
The operator places the subject 4 on the turntable 5 and inputs a command to the data processing unit 19 to cause the X-ray tube 1 to emit the X-ray beam 2 and display a transmission image of the subject 4. While displaying the moving image as a real-time moving image on the unit 20, it is rotated by electric power, and the photographing distance FCD (at the position where a cross-sectional image is to be obtained) is exactly included in the field of view of the image at all rotational positions. And the detection distance FDD) to change the photographing magnification.
[0084]
Normally, the mechanism is adjusted so that the rotation center C is near the center of the image (at the y-shift origin position), but there is a slight error, and this error varies depending on the shooting distance FCD (and the detection distance FDD). .
[0085]
The maximum field of view of the cross-sectional image in the normal scan is the scan area An shown in FIG.
[0086]
If the deviation of the rotation center C is too large, the scan area decreases, which is not preferable.
[0087]
However, in general, there is not such a shift as to hinder the adjustment of the photographing distance FCD.
[0088]
Next, the subject 4 is moved up and down to adjust the inspection position to the imaging surface 14.
[0089]
Next, when a command to move to the “optimal offset position 1” is input to the data processing unit 19, the shift calculation / control unit 22 of the data processing unit 19 sets the offset scan area having the same size as the normal scan area at the current position. Is calculated, and a command is issued to the mechanism control unit 18 to move it.
[0090]
FIG. 2 is a geometric diagram showing the movement to the “optimal offset position 1”.
[0091]
This indicates the positional relationship between the X-ray focal point F, the rotation center C, the detection center D, and the like on the imaging surface 14.
[0092]
FIG. 3 is a flowchart showing the movement to the “optimal offset position 1”.
[0093]
The movement procedure will be described with reference to FIGS.
[0094]
When a movement command is issued, first, in step S1, a deviation (mechanism error) of the rotation center C from the center line 30 is measured.
[0095]
The X-ray beam 2 is turned on, and the transmission data is collected while rotating the turntable 5 once.
[0096]
Next, in step S2, a rotation center position dc1 on the transmission data is obtained from the transmission data by the rotation center obtaining unit 23.
[0097]
The calculation of the rotation center position by the rotation center calculation unit 23 will be described later in detail.
[0098]
Next, in step S3, an offset position is calculated.
[0099]
This calculation is simplified in the figure and will be described in detail below.
[0100]
As a known quantity,
L_w: Effective half width of detector (mm). Fixed value.
Lof: Offset position (mm).
L_wIs set in advance to a value of 70% to 90%.
(Offset line 31 is defined by Lof and focal point F.)
FDD: Current value of FDD (mm).
FCD1: Current value of FCD (mm).
There is.
[0101]
Using this, the following calculation is sequentially performed to calculate the offset position (FCD2, y2).
[0102]

Next, in step S4, only the shooting distance FCD is moved to FCD2.
[0103]
Next, in step S5, as a measurement of the deviation (mechanism error) of the rotation center C from the center line 30, the X-ray beam 2 is turned on, and the transmission data is collected while rotating the turntable 5 once.
[0104]
Next, in step S6, a rotation center position dc2 on the transmission data is obtained from the transmission data by the rotation center finding unit 23.
[0105]
Next, in step S7, the movement amount Δy of y is calculated.
[0106]
Δy = y2-dc2 · FCD2 / FDD (7)
Next, in step S8, by moving y by Δy, the mechanism error can be corrected and the rotation center C can be set to the offset position (FCD2, y2) on the offset line 31.
[0107]
As described above, the calculation and control (command) are performed by the shift calculation / control unit 22 except for the rotation center position finding steps S2 and S6.
[0108]
Next, when an offset scan command is input to the data processing unit 19, the scan control unit 21 of the data processing unit 19 captures a transmission image output from the detector 3 while rotating the turntable 5, and transmits the transmission image over 360 °. First, the rotation center is obtained from the transmission data at the position of the image capturing surface 14 by the rotation center calculation unit 23 as described later, and the reconstruction unit 24 uses the rotation center to perform “reverse transformation reconstruction” described later. A cross-sectional image at the position of the imaging plane 14 is reconstructed.
[0109]
The reconstruction unit 24 applies the reconstruction method of “window function multiplication + three-dimensional back projection (BP)” of offset scanning described in, for example, “Japanese Patent Application Laid-Open No. 2001-330568”, A large number of cross-sectional images other than the photographing surface 14 are reconstructed using transmission data other than 14.
[0110]
Here, a cross-sectional image of the offset scan area having the same size as the normal scan area before the movement can be obtained by the offset scan.
[0111]
In other words, if the imaging magnification is adjusted in the normal scanning state and the subject 4 is set so as to just fit in the scanning area, it is possible to automatically move to the offset scanning position having the same scanning area. <End>.
[0112]
<Offset scan 2>
Next, a case where a cross-sectional image of the subject 4 is photographed in the offset scan 2 mode will be described.
[0113]
The difference from the offset scan 1 described above is only the movement to the “optimal offset position 1”.
[0114]
That is, the only difference is that the assumed radius r 'when there is no mechanism error is used as a substitute for the normal scan area radius r at the actual current position when there is a mechanism error.
[0115]
When the mechanism error is small, r 'is substantially equal to r and slightly larger, so that offsetting results in a slightly larger scan area, which is on the safe side.
[0116]
As a result, the rotation center measurement at the current position can be omitted, and the movement becomes faster.
[0117]
FIG. 4 is a geometric diagram showing the movement to “optimal offset position 2”.
[0118]
FIG. 5 is a flowchart showing the movement to “optimal offset position 2”.
[0119]
The movement procedure will be described with reference to FIGS.
[0120]
When a movement command is issued, first, in step S11, an offset position is calculated.
[0121]
This calculation is simplified in the figure and will be described in detail below.
[0122]
The following formulas are sequentially calculated to calculate the offset position (FCD2, y2).
[0123]
θ_w= Atan (L_w/ FDD) ... (1)
θ_of= Atan (Lof / FDD) ... (2)
r ′ = FCD1 · sin (θ_w)… (8)
FCD2 = r ′ · cos (θof) / sin (θ_w+ | Θof |) ... (9)
y2 = FCD2 · tan (θof) (10)
Next, in step S12, only the shooting distance FCD is moved to FCD2.
[0124]
Next, in step S13, as a measurement of the deviation (mechanism error) of the rotation center C from the center line 30, the X-ray beam 2 is turned on, and the transmission data is collected while rotating the rotary table 5 once.
[0125]
Next, in step S14, a rotation center position dc2 on the transmission data is obtained from the transmission data by the rotation center obtaining unit 23.
[0126]
Next, in step S15, the movement amount Δy of y is calculated.
[0127]
Δy = y2-dc2 · FCD2 / FDD (7)
Next, in step S16, by moving y by Δy, the mechanism error can be corrected and the rotation center C can be set to the offset position (FCD2, y2) on the offset line 31.
[0128]
As described above, except for the rotation center position finding step S14, the calculation and control (command) are respectively performed by the shift calculation / control unit 22. <End>.
[0129]
<Optimal normal scan>
Next, a case where a cross-sectional image of the subject 4 is photographed in the optimal normal scan mode will be described.
[0130]
The operator places the subject 4 on the turntable 5 and inputs a command to the data processing unit 19 to cause the X-ray tube 1 to emit the X-ray beam 2 and display a transmission image of the subject 4. While displaying the moving image as a real-time moving image on the unit 20, it is rotated by electric power, and the photographing distance FCD (at the position where a cross-sectional image is to be obtained) is exactly included in the field of view of the image at all rotational positions. And the detection distance FDD) to change the photographing magnification.
[0131]
At this time, the center of rotation slightly deviates from the center of the image, but usually does not occur so much as to hinder the adjustment of the shooting distance FCD.
[0132]
Next, the subject 4 is moved up and down to adjust the inspection position to the imaging surface 14.
[0133]
FIG. 6 is a geometric diagram showing the movement to the “optimum normal scan position”.
[0134]
This is a diagram of the photographing surface 14 viewed from above.
[0135]
When the adjustment of the photographing magnification is completed, the rotation center C is generally at a position C1 shifted from the center line 30.
[0136]
When the operator inputs a movement command to the “optimum normal scan position”, the shift calculation / control unit 22 of the data processing unit 19 has a normal scan area A2 having the same size as the normal scan area A1 at the current position. The amount of movement of the rotation center C located on the center line 30 to the optimum normal scan position C2 is calculated, and a command is issued to the mechanism control unit 18 to move the rotation.
[0137]
FIG. 7 is a flowchart showing the movement to the “optimal normal scan position”.
[0138]
The movement procedure will be described with reference to FIGS.
[0139]
When there is a movement command, first, in step S20, a deviation (mechanism error) of the rotation center C from the center line 30 is measured.
[0140]
The X-ray beam 2 is turned on, and the transmission data is collected while rotating the turntable 5 once.
[0141]
Next, in step S21, a rotation center position dc1 on the transmission data is obtained from the transmission data by the rotation center obtaining unit 23.
[0142]
The calculation of the rotation center position by the rotation center calculation unit 23 will be described later in detail.
[0143]
In step S22, the movement amount is calculated.
[0144]
Δy = −dc1 · FCD1 / FDD (11)
ΔFCD = − | Δy | · FDD / L_w… (12)
Next, in step S23, the movement of Δy and ΔFCD is performed.
[0145]
After the rotation of the rotary table 5, scanning is performed in the same manner as in the above-described "normal scan", and a cross-sectional image is reconstructed. <End>.
[0146]
<Rotation center calculation 1>
Using a so-called sinogram in which the transmission data of the position of the imaging surface 14 of the transmission image of the subject 4 over 360 ° is arranged with the detection channel on the horizontal axis and the rotation angle on the vertical axis, the rotation center position on the sinogram is determined. Ask.
[0147]
The sinogram is described by the set angle θ of the detection channel (arrangement angle in the fan-shaped X-ray beam) and the rotation angle φ, and is obtained as transmission data at equal angular intervals of each angle.
[0148]
The basic principle of this rotation center calculation 1 is that “transmission data of X-ray paths in mutually opposite directions are almost the same”.
[0149]
In this rotation center calculation, a reverse transformation is used.
[0150]
FIG. 8 is a diagram showing an X-ray path for explaining the reverse conversion.
[0151]
This indicates an X-ray path viewed from the direction of the rotation axis 13 at coordinates fixed to the rotary table 5, and the focal point F of the X-ray beam 2 rotates.
[0152]
The reverse transformation 40 determines a reverse path (θr, φr) from one X-ray path (θ, φ).
[0153]
The reverse transform 40 is represented by the following equation.
[0154]
θr−θ0 = − (θ−θ0)
That is,
θr = 2 · θ0−θ (13)
φr = φ + 180 ° -2 · (θ−θ0) (14)
Here, θ0 is (the set angle of) the rotation center.
[0155]
FIG. 9 is a diagram showing a sinogram P (θ, φ).
[0156]
In FIG. 9, when the virtual rotation center θ0 is set, the reverse path (θr, φr) can be calculated from (θ, φ).
[0157]
In order to determine the rotation center, the sinogram value P is correlated with (θ, φ) in a predetermined area and each reverse path (θr, φr).
[0158]
When θ0 is correctly set to the center of rotation, P (θ, φ) substantially matches P (θr, φr) by matching (opposite) the paths, and the correlation is improved.
[0159]
The center of rotation can be obtained by taking the correlation while changing θ0.
[0160]
The sinogram P (θ, φ) is usually obtained by performing transmission data up to logarithmic conversion, but may be data before logarithmic conversion or data at any stage of processing.
[0161]
This can be understood from the basic principle described above.
[0162]
Usually, the predetermined region of (θ, φ) is a narrow region on the left and right sides of θ0 (θ0 to θ_w, All φ) or a region obtained by folding this region around θ0 (2 · θ0−θ_wTo θ0, all φ), but may be part of each.
[0163]
Since θ and φ of the sinogram P (θ, φ) are discrete values at regular intervals, they are specifically described as P (m, n).
[0164]
FIG. 10 is a diagram showing a sinogram P (m, n).
[0165]
θ, φ and m, n are
θ = m · Δθ, (Δθ = θ_w/ M) ... (15)
φ = n · Δφ, {(Δφ = 360 ° / N)} (16)
There is a relationship.
[0166]
The reverse transform 40 for obtaining the reverse path (mr, nr) from (m, n) can be obtained by using equations (13) to (16).
[0167]
FIG. 11 is a flowchart showing the algorithm of rotation center calculation 1.
[0168]
With reference to FIGS. 10 and 11, the rotation center calculation 1 will be specifically described.
[0169]
Step S30: Initialize θ0.
[0170]
Step S31: Reset the correlation value SOKAN.
[0171]
Step S32: Find a loop start value ms of m.
[0172]
ms = INT (θ0 / Δθ) +1 (17)
Step S33: Enter a loop of m = ms to M.
[0173]
Step S34: Mr is obtained by reverse conversion.
[0174]
Here, mr is generally not a whole number but a real number.
[0175]
θ = m · Δθ (15)
θr = 2 · θ0−θ (13)
mr = θr / Δθ (18)
Step S35: Enter a loop of n = 0 to N-1.
[0176]
Step S36: Find nr by reverse conversion.
[0177]
Here, nr is generally not a whole number but a real number.
[0178]
φ = n · Δφ ... (16)
φr = φ + 180 ° -2 · (θ−θ0) (14)
nr = φr / Δφ (19)
Step S37: Since mr and nr are real numbers, the point (mr, nr) is different from the data point.
[0179]
Therefore, a value Pr (mr, nr) at this point is obtained from surrounding data by interpolation calculation.
[0180]
Step S38: Integrate the absolute value of the difference between the data values of the reverse paths into the correlation value.
[0181]
SOKAN = SOKAN + ABS (Pr (mr, nr) -P (m, n))
… (20)
Here, instead of taking the absolute value here, it may be squared to find a value equivalent to the mean square error as the correlation value, but there is no significant difference in the final result (rotation center).
[0182]
Step S39: The loop of m and n is repeated.
[0183]
Step S40: Determine whether the SOKAN value is minimum.
[0184]
Step S41: If it is determined that the SOKAN value is not the minimum, θ0 is changed and the process returns to step S31.
[0185]
Step S42: If it is determined that the SOKAN value is the minimum, the process ends with θ0 or mc as the rotation center.
[0186]
mc = θ0 · {θ} (21)
Here, the loop format for finding the minimum SOKAN value is described in a simplified manner for easy understanding.
[0187]
Actually, for example, the value of SOKAN is obtained by changing θ0 in a certain step, an area of θ0 having a small SOKAN value is determined, the SOKAN value is calculated in fine steps, and the value of θ0 of the smallest SOKAN value is set as the rotation center. Is calculated.
[0188]
The flowchart shows only basic calculations, and in actuality, various processes for improving calculation accuracy may be added.
[0189]
For example, by applying a low-cut (frequency) filter to the sinogram P (m, n), the instability of the low-frequency component is reduced, and the accuracy can be improved.
[0190]
In addition, a weight depending on P (m, n) can be applied to ABS (Pr (mr, nr) -P (m, n)) by integrating the correlation values (Equation (20)).
[0191]
In this case, a small weight is used for a part where the absorption is too strong and the transmitted X-ray beam amount is small (large P) or a part where the subject 4 hardly stays and the transmitted X-ray beam amount is too large (small P). The accuracy can be improved by using.
[0192]
In addition, various modifications are possible without regard to accuracy.
[0193]
For example, the SOKAN value may be obtained as an average value by dividing by the number of (m, n) points in the calculation.
[0194]
The “rotation center calculation 1” described here is directly correlated from the sinogram as compared with the “rotation center calculation 2” described later, so that the accuracy of the center calculation is good. Even in the case of an offset scan near the edge (although the area to be correlated becomes smaller), the center can be found well.
[0195]
In addition, even when the subject 4 is elongated and the absorption becomes extremely large in one direction, the center can be found well by reducing the weight of the area on the sinogram (where P becomes large). There are advantages. <End>.
[0196]
Next, the interpolation method used in the above-described “rotation center calculation 1” will be described.
[0197]
<Interpolation method>
Assuming that the data point interval is constant (= 1), the interpolation can be described by an interpolation function.
[0198]
FIG. 12 is a diagram illustrating an example of the interpolation function.
[0199]
FIG. 12 shows two types of interpolation functions gI and fI.
[0200]
gI is an interpolation function of “primary interpolation” that is often used, and is represented by the following equation.
[0201]

Here, Δi is i-ir, i is the position of the interpolation source (integer), and ir is the position of the interpolation destination (real number).
[0202]
The interpolation gI is interpolation from two points within ± 1 from the position ir of the interpolation destination.
[0203]
fI is a function that is rarely used, but is set as “COS interpolation” here.
[0204]
fI is represented by the following equation.
[0205]

Here, Δi is the same.
[0206]
This function has a raised cosine curve.
[0207]
The interpolation fI is interpolation from three points within ± 1.5 from the position ir of the interpolation destination.
[0208]
When Pr (mr, nr) is obtained by interpolation, two-dimensional interpolation is performed using any of the above functions vertically and horizontally.
[0209]
First, when the interpolation gI is used, the interpolation is performed by the following equation:
Pr (mr, nr) = {mΣn ｛gI (m−mr) · gI (n−nr) · P (m, n)} (24)
It is done in.
[0210]
Here, Δm performs addition at m within ± 1 before and after mr, and Δn performs addition at n within ± 1 before and after nr.
[0211]
The interpolation is a four-point interpolation.
[0212]
When using the interpolation fI, the interpolation is represented by the following equation:
Pr (mr, nr) = {mΣn ｛fI (m−mr) · fI (n−nr) · P (m, n)} (25)
It is done in.
[0213]
Here, Δm performs addition at m within ± 1.5 before and after mr, and Δn performs addition at n within ± 1.5 before and after nr.
[0214]
The interpolation is 9-point interpolation.
[0215]
Further, the interpolation function does not necessarily have to be the same function in the vertical and horizontal directions, and gI and fI may be mixed.
[0216]
For example,
Pr (mr, nr) = {mΣn ｛fI (m−mr) · gI (n−nr) · P (m, n)} (26)
It may be.
[0219]
The interpolation is six-point interpolation.
[0218]
Normally, it is desirable to use the nine-point interpolation of the equation (25) in the “rotation center calculation 1”.
[0219]
This is to reduce the influence of noise included in the data.
[0220]
The details will be described below.
[0221]
Generally, data contains noise, and noise is reduced by averaging data at two points.
[0222]
In the case of using the primary interpolation, when the interpolation source data point and the interpolation destination data point match, the average of one point is obtained. The phenomenon of decreasing occurs.
[0223]
Depending on the degree of coincidence between the interpolation source point and the interpolation destination point (interpolation phase), the noise of the value obtained by interpolation changes.
[0224]
[In the case of “rotation center calculation 1”, when θ0 is set to １ ／ and ／ of the data point, the interpolation is shifted by a half pitch, the noise of the interpolation value is reduced, and the correlation value is reduced. Therefore, there is a problem that the 1/4 and 3/4 positions are preferentially selected as the rotation centers. ]
On the other hand, if COS interpolation is used, the increase / decrease of noise is always uniform.
[0225]
This is proved as follows.
[0226]
Assuming that the interpolation phase is x (-1/2 to 1/2) and the noise of the original data is σ, the converted noise σ ′ is a three-point average with weight,
σ ′ = σ · √ ｛(fI (x−1))²+ (FI (x))²+ (FI (x + 1))²２７ (27), but when the expression (23) is specifically substituted into fI and deformed, the right side becomes constant at σ / √2 regardless of x. <End of proof>.
[0227]
Here, even if the COS interpolation is not a precise cosine curve, a similar effect can be obtained by performing three-point interpolation using an approximate curve.
[0228]
[In the case of “rotation center calculation 1”, if COS interpolation is used, noise will not be uniform and the correlation value will not be reduced at the ４ and ／ positions, so a unit finer than the data pitch The center of rotation is required with high accuracy. ] <End>.
[0229]
<Rotation center calculation 2>
This rotation center calculation 2 utilizes the fact that “transmission data obtained by adding 360 ° is bilaterally symmetric”.
[0230]
This is true at any stage of the data pre-processing.
[0231]
This is, for example, the rotation center calculation described in “Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-298105”. Here, a brief description and new improvements will be described.
[0232]
FIGS. 13A and 13B are conceptual diagrams for explaining the algorithm of rotation center calculation 2.
[0233]
First, the sinogram P (m, n) is added (averaged) in the direction of the rotation angle φ, that is, n, to obtain average projection data (transmission data after logarithmic conversion is referred to as projection data) P (m).
[0234]
Next, a virtual rotation center m0 is set, the folded P '(m) is obtained, the absolute value of the difference from P (m) is added for m, a correlation value is obtained, and the correlation value is changed by changing m0. Is the rotation center mc.
[0235]
FIG. 14 is a flowchart showing the algorithm of the rotation center calculation 2.
[0236]
With reference to FIGS. 13 and 14, the rotation center calculation 2 will be specifically described.
[0237]
Step S50: Apply a low cut (frequency) filter to P (m).
[0238]
Also, a predetermined value P_HThe above value is P_HReplaced with a predetermined value P_LThe following value is P_L(Saturation treatment). (This saturation processing is P_HAnd P_LThis is equivalent to weight multiplication where the weight of the correlation calculation is set to 0 with the following P value. )
Step S51: Initialize m0.
[0239]
Step S52: Reset the correlation value SOKAN.
[0240]
Step S53: Find a loop start value ms of m.
[0241]
ms = INT (m0) +1 (28)
Step S54: Enter a loop of m = ms to M.
[0242]
Step S55: Find a turning point mr.
[0243]
Here, mr is generally not a whole number but a real number.
[0244]
mr = 2 · m0−m (29)
Step S56: The point mr is different from the data point (because it is a real number).
[0245]
Therefore, a value P '(m) at this point is obtained from surrounding data by interpolation calculation.
[0246]
COS interpolation is used for the interpolation.
[0247]
The interpolation is performed by using a function fI as shown in Expression (23).
P ′ (m) = {i (fI (i−mr) · P (i))} (30)
Perform in.
[0248]
Here, Σi is added at i within ± 1.5 before and after mr, and three-point interpolation is performed.
[0249]
Step S57: Integrate the absolute value of the difference between the data values of the reverse route into the correlation value.
[0250]
SOKAN = SOKAN + ABS (P ′ (m) −P (m)) (31)
Here, instead of taking the absolute value here, it may be squared to find a value equivalent to the mean square error as the correlation value, but there is no significant difference in the final result (rotation center).
[0251]
Step S58: The loop of m is repeated.
[0252]
Step S59: It is determined whether the SOKAN value is minimum.
[0253]
Step S60: If it is determined that the SOKAN value is not minimum, m0 is changed and the process returns to step S52.
[0254]
Step S61: If it is determined that the SOKAN value is the minimum, the processing is terminated with m0 as the rotation center.
[0255]
mc = m0 (32)
Here, as in the case of the rotation center calculation 1 described above, the loop format for finding the minimum SOKAN value is described in a simplified manner for easy understanding.
[0256]
In addition, only the basic calculation is described as in the case of the rotation center calculation 1 described above.
[0257]
Various modifications are possible as in the case of the rotation center calculation 1 described above.
[0258]
New improvements from the rotation center calculation described in “Japanese Patent Laid-Open No. 2000-298105” described above are as follows.
[0259]
First, in step S50, by applying a low cut filter to P (m), the instability of the low frequency component is reduced, and the accuracy can be improved.
[0260]
Second, COS interpolation is used in the interpolation calculation in step S56.
[0261]
When the primary interpolation is used, if the setting of m0 is 1/4 and 3/4 of the data point, the interpolation is shifted by a half pitch, the noise of the interpolation value is reduced, and the correlation value is reduced. There is a problem that the 1/4 and 3/4 positions are selected as the rotation centers.
[0262]
When COS interpolation is used, such a point is eliminated, the noise becomes homogenous, and the correlation value does not decrease at the 1/4 and 3/4 positions. Therefore, the accuracy is improved with a unit smaller than the data pitch. The center of rotation is required. <End>.
[0263]
<Reverse transformation reconstruction>
Conventionally, as a reconstruction method of the offset scan, a fan-parallel transformation FBP method of rearranging parallel beams, performing filter correction, and backprojecting is used.
[0264]
In the case of normal scanning, a direct FBP method is used in which a filter is corrected and back-projected with the fan beam unchanged.
[0265]
For this reason, in a computed tomography apparatus in which a normal scan and an offset scan are mixed, two types of reconstruction methods are mixed.
[0266]
By employing the “reverse transform reconstruction” described here for the offset scan, the reconstruction method can be directly used as one type of the FBP method.
[0267]
The “reverse transformation reconstruction” can be referred to as a sinogram reverse process + direct FBP method.
[0268]
FIG. 15 is a conceptual diagram for explaining the reverse processing of the sinogram.
[0269]
The area of m = -M to M is the original sinogram 45, the area of ms to M 'is the recalculation unit 46, and the area of -M to M' is the sinogram 47 after the reverse processing.
[0270]
A recalculation unit 46 is added to the original sinogram 45 (partially overwritten) to obtain a sinogram 47 after the reverse processing.
[0271]
In principle, by using the data of the reverse path (mr, nr) as the data of the uncollected X-ray path (m, n), a sinogram in the same range on the left and right around the rotation center mc is created. Processing.
[0272]
(Mr, nr) is calculated from (m, n) by the above-described reverse transformation 40.
[0273]
FIG. 16 is a flowchart showing the sinogram reverse process.
[0274]
Step S70: Using the rotation center mc (real number), a loop range between the set angle θ0 of the rotation center and m is obtained.
[0275]
θ0 = mc · Δθ (33)
ms = INT (mc) +1 (34)
M ′ = INT (2 · mc + M) (35)
Step S71: Enter a loop from m = ms to M '.
[0276]
Step S72: mr is obtained by reverse conversion.
[0277]
Here, mr is generally not a whole number but a real number.
[0278]
θ = m · Δθ (15)
θr = 2 · θ0−θ (13)
mr = θr / Δθ (18)
Step S73: Enter a loop of n = 0 to N-1.
[0279]
Step S74: nr is obtained by reverse conversion.
[0280]
Here, nr is generally not a whole number but a real number.
[0281]
φ = n · Δθ (16)
φr = φ + 180 ° -2 · (θ−θ0) (14)
nr = φr / Δφ (19)
Step S75: Since mr and nr are real numbers, the point (mr, nr) is different from the data point.
[0282]
Therefore, a value Pr (mr, nr) at the point is obtained from surrounding data by interpolation calculation.
[0283]
Here, for the interpolation, the primary interpolation of the equation (24) is usually sufficient, but the COS interpolation of the equation (25) or the mixed interpolation of the equation (26) may be used.
[0284]
Step S76: Replace P (m, n).
[0285]
P (m, n) = Pr (mr, nr) (36)
Step S77: The loop of m and n is repeated.
[0286]
Step S78: A sinogram is completed in the region of m = -M to M '.
[0287]
In the above-described calculation flow, the range of m = ms to M uses the original value P (m, n) or the average of P (m, n) and Pr (mr, nr). It is possible.
[0288]
By using the sinogram 47 after the reverse process and reconstructing by the normal direct FBP method, the larger one of the distances between the center of rotation and both edges of the X-ray beam can be set as the maximum sectional image radius. Thus, a cross-sectional image within the radius of the offset scan area can be reconstructed.
[0289]
By employing the “reverse transform reconstruction” as described above, even if the normal scan and the offset scan are mixed, the reconstruction method can be directly used as one type of the FBP method.
[0290]
This makes it possible to arrange the configuration (software) of the reconfiguration unit 24. <End>.
[0291]
As described above, the following effects can be obtained with the computed tomography apparatus according to the present embodiment.
[0292]
In the above-described “offset scan 1”, simply adjusting the imaging magnification in the normal scan state and setting the subject 4 to just fit in the scan area, the same scan area in which the subject 4 just fits is automatically set. Can be moved to “optimal offset position 1”.
[0293]
In the above-described “offset scan 2”, the imaging magnification is adjusted in the normal scan state, and the setting is made so that the subject 4 just fits in the scan area. It is possible to move to “optimal offset position 2” having a slightly larger scan area (earlier than offset scan 1).
[0294]
In the above-described offset scan, a transmission image can be obtained with a large imaging magnification, and thus a high-resolution cross-sectional image can be obtained.
[0295]
Thus, in the present embodiment, even in a computed tomography apparatus in which the X-ray geometry can be freely set, the geometry of the offset scan can be easily set, so that a high-resolution cross-sectional image can be easily obtained. Become.
[0296]
In the “optimal normal scan”, the photographing magnification is adjusted in the normal scan state, and the setting is made so that the subject 4 just fits in the scan area. Can be moved to the “optimal normal scan position” in which the shooting magnification is increased to the maximum.
[0297]
Further, in the “rotation center calculation 1”, the rotation center can be obtained with high accuracy from the transmission image itself of the subject 4 without using a special jig.
[0298]
Since the correlation is directly obtained from the sinogram as compared with the above-mentioned “rotation center calculation 2”, the accuracy of the center calculation is good. Particularly, even in the case of an offset scan in which the rotation center is located at the end of the sinogram, the correlation area is limited. In spite of the smaller size, the center search can be performed well.
[0299]
In addition, even when the subject 4 is elongated and the absorption becomes extremely large in one direction, the center can be found well by reducing the weight of the area on the sinogram (where P becomes large). .
[0300]
Further, in the “rotation center determination 2”, similarly, the rotation center can be accurately determined from the transmission image of the subject 4 without using a special jig.
[0301]
In this method, the center of rotation is determined by autocorrelation of the symmetry from the added transmission data (projection data) obtained by adding the sinogram in the rotation direction. In particular, the conventional method employs a low cut filter applied to the added transmission data. Since the three-point interpolation using the interpolation function of the cosine curve of the interpolation at the time of the correlation is adopted, it is possible to obtain the rotation center with high accuracy.
[0302]
In addition, since "reverse transform reconstruction" is adopted, even if the normal scan and the offset scan are mixed, the reconstruction method can be a direct FBP method.
[0303]
This makes it possible to arrange the configuration (software) of the reconfiguration unit 24.
[0304]
(Modification)
(A) In the first embodiment, by simply switching the movement command, the rotary table 5 is automatically set to “optimal offset position 1”, “optimal offset position 2”, and “optimal normal scan position”. It is also possible to add a function of moving between the positions.
[0305]
(B) In the first embodiment, the rotary table 5 and the X-ray tube are automatically moved when moving to the “optimal offset position 1 (or 2)” or the “optimal normal scan position”. 1 or the subject 4 may interfere with the X-ray tube 1 or the like.
[0306]
Therefore, the shift calculation / control unit 22 is provided with an interference prevention function (software) to read the photographing distance FCD, the detection distance FDD, y, the table height h, the subject maximum radius ro (manual input), etc., and calculate. The mechanism can be controlled so as to stop when the interference condition is satisfied (immediately before) by the processing.
[0307]
(C) In the first embodiment, instead of incorporating the interference prevention function into the shift calculation / control unit 22, the shift calculation / control unit 22 moves toward the target position only while the operator keeps pressing the operation button “table move”. It is also possible to add a function that keeps moving.
[0308]
The operator presses this manual operation button while visually checking for interference (through the lead glass window of the X-ray shielding box).
[0309]
The shift calculation / control unit 22 stops the operation when the target position is reached, and displays the completion.
[0310]
This makes it possible to prevent interference that can flexibly cope with any case with a simple function.
[0311]
(D) In the first embodiment, step S9 and step S10 can be performed in “offset scan 1” instead of steps S4 to S8 in FIG.
[0312]
In step S9, y2 ′ is obtained by adding a mechanism error correction to y2,
y2 ′ = y2-δy (37)
In step S10, the rotation center is directly moved to the offset position (FCD2, y2 ').
[0313]
Similarly, in “offset scan 2”, steps S17 and S18 can be performed instead of steps S12 to S16 in FIG.
[0314]
In step S17, y2 'is obtained by adding a mechanical error correction to y2 in the above equation (37), and in step S18, the rotation center is directly moved to the offset position (FCD2, y2').
[0315]
The mechanism error δy is obtained by the following “mechanism error δy calculation 1” or “mechanism error δy calculation 2”.
[0316]
<Mechanism error δy calculation 1>
FIG. 17 is a diagram for explaining an example of the mechanism error δy calculation 1.
[0317]
This shows the positional relationship between the focal point F, the rotation center C, and the detection center D of the X-ray beam 2 on the imaging surface 14.
[0318]
The calculation of the mechanism error δy here is based on the premise that the points C and D move almost linearly when the shooting distance FCD and the detection distance FDD are changed.
[0319]
Coordinates XY are immovable coordinates, 50 is a movement locus of the rotation center C, and 51 is a movement locus of the detection center D.
[0320]
The direction connecting the focal point F of the X-ray beam 2 and the detection center D is the center line 30, that is, the x-axis.
[0321]
In FIG. 17, the Y-axis direction is extended to emphasize the mechanism error δy.
[0322]
When the coordinates of the rotation center C and the detection center D are (Yc, FCD) and (Yd, FDD), respectively, the movement trajectory 50 of the rotation center C and the movement trajectory 51 of the detection center D are expressed by equations, respectively.
Yc = Ac + Bc · FCD (38)
Yd = Ad + Bd · FCD (39)
It becomes.
[0323]
Ac, Bc, Ad, and Bd are constants.
[0324]
The mechanism error δy, which is the deviation of the point C from the x-axis, is calculated using Yc and Yd.
δy = Yc−Yd · FCD / FDD (40)
It can be seen from FIG.
[0325]
Substituting the above equations (38) and (39) into equation (40),
δy = Ac + (Bc−Bd) · FCD−Ad · FCD / FDD (41)
It becomes.
[0326]
By changing the name of the constant, the following equation is obtained as the mechanism error δy calculation equation.
[0327]
δy = a + b · FCD + c · FCD / FDD (42)
If the constants a, b, and c are obtained in advance, the equation can be used to calculate the mechanism error δy from the shooting distance FCD and the detection distance FDD.
[0328]
Next, calibration for obtaining constants a, b, and c will be described.
[0329]
Since there are three unknowns, the constants a, b, and c can be obtained if the mechanism error δy is known for at least three combinations of the photographing distance FCD and the detection distance FDD.
[0330]
This three-point calibration is performed as follows.
[0331]
First, three points are measured with the y shift as the origin, that is, with the rotation center C aligned with the center line 30 (deviation from the mechanism error).
[0332]
(1) The rotation center position dc is measured at the FCD1 (C1) point and the FDD1 (D1 point), and the mechanism error δy is obtained by the following equation.
[0333]
δy11 = dc11 · FCD1 / FDD1 (43)
(2) The rotation center position dc is measured at the FCD1 (C1) point and the FDD2 (D2 point), and the mechanism error δy is obtained by the following equation.
[0334]
δy12 = dc12 · FCD1 / FDD2 (44)
(3) The rotation center position dc is measured at the FCD2 (C2) point and the FDD2 (D2 point), and the mechanism error δy is obtained by the following equation.
[0335]
δy22 = dc22 · FCD2 / FDD2 (45)
Next, substituting each measured value into equation (42),
δy11 = a + b · FCD1 + c · FCD1 / FDD1 (46)
δy12 = a + b · FCD1 + c · FCD1 / FDD2 (47)
δy22 = a + b · FCD2 + c · FCD2 / FDD2 (48)
It becomes.
[0336]
Solving the simultaneous equations (46), (47) and (48), constants a, b and c are obtained.
[0337]
By subtracting equation (47) from equation (46) and solving for constant c,
c = (δy11−δy12) / {FCD1 · (1 / FDD1-1 / FDD2)} (49)
It becomes.
[0338]
By subtracting equation (48) from equation (47) above and solving for constant b,
b = (δy12−δy22) / (FCD1-FDD2) −c / FDD2 (50)
It becomes.
[0339]
From the above equation (47) × FCD2−the above equation (48) × FCD1, the constant a is solved.
a = (δy12 · FCD2-δy22 · FCD1) / (FCD2-FCD1) (51)
It becomes.
[0340]
As a result, the constants a, b, and c are obtained by using the above equations (43), (44), (45), (49), (50), and (51), and calibration is completed.
[0341]
As shown in FIG. 17, the points C1 and C2 are points close to F in the calibration.
[0342]
This is because the effect of the mechanism error δy becomes large when the photographing magnification is large, so that the calibration is performed with a weight in an arrangement where the photographing magnification is large.
[0343]
Thereby, even when the movement locus 50 of the point C has a slight deviation from the straight line, the influence can be reduced.
[0344]
The calibration can be performed at three or more points to improve the statistical accuracy. <End>.
[0345]
<Mechanism error δy calculation 2>
In the calculation of the mechanism error δy, the mechanism error δy can be accurately calculated even when the movement trajectory of the point C and the point D deviates greatly from the straight line.
[0346]
FIG. 18 is a diagram illustrating an example of calibration of the mechanism error δy calculation 2.
[0347]
FIG. 18 shows a calibration point 53 based on a combination of the photographing distance FCD and the detection distance FDD.
[0348]
The photographing distance FCD is set to increase the number of calibration points at a position where the photographing magnification is large so as to increase the accuracy.
[0349]
The photographing distances FCD of the calibration points are arranged in ascending order, FCD0 (i) and FDD are also arranged in ascending order, and set as FDD0 (j).
[0350]
Adjust the y shift to the origin, measure the rotation center position dc at each calibration point,
δy0 (i, j) = dcij · FCD0 (i) / FDD0 (j) (52)
Obtains δy0.
[0351]
FCD0 (i), FDD0 (j), and δy0 (i, j) are stored as error tables, and calibration is completed.
[0352]
The above calibration can be performed fully automatically.
[0353]
FIG. 19 is a flowchart illustrating an example of the algorithm of the mechanism error δy calculation 2.
[0354]
This is to calculate the mechanism error δy in this arrangement from the photographing distance FCD and the detection distance FDD.
[0355]
Step S80: Find i satisfying FCD <FCDO (i) while changing i in the increasing direction.
[0356]
Step S81: A division ratio gi between i-1 and i is obtained.
[0357]
gi = (FCD−FCD0 (i−1))
/ (FCD0 (i)-FCD0 (i-1)) ... (53)
Step S82: Find j satisfying FDD <FDD0 (j) while changing j in the increasing direction.
[0358]
Step S83: The division ratio gi of j-1 and j is determined.
[0359]
gj = (FDD-FDD0 (j-1)) / (FDD0 (j) -FDD0 (j-1)) (54)
Step S84: δy is obtained by primary interpolation (four-point interpolation).
[0360]
δy = {δy0 (i, j) · gi + δy0 (i−1, j) · (1-gi)} · gj
+ {Δy0 (i, j−1) · gi + δy0 (i−1, j−1) · (1-gi)} · (1-gj) (55)
Thereby, even when the movement locus of the point C and the point D deviates from the straight line, the mechanism error δy in this arrangement can be accurately calculated from the photographing distance FCD and the detection distance FDD.
[0361]
When the deviation from the straight line is large, the accuracy can be prevented from being lowered by increasing the number of calibration points. <End>.
[0362]
(E) In the above description, two contrasting methods have been described for calculating the mechanism error δy.
[0363]
One is correction using a trajectory as a straight line, and the other is one using interpolation.
[0364]
In addition to these, various modifications are possible. For example, the relationship of δy-FCD is considered as a straight line or a curve (polynomial), and the coefficient of the straight line or the curve is obtained for several points of the detection distance FDD. When calculating the mechanism error δy, there is a method in which a coefficient is interpolated with the value of the detection distance FDD and used.
[0365]
(F) In the “offset skin 1” and the “offset scan 2”, the offset line 31 is set as a single straight line, but may be a curved line or a broken line.
[0366]
This means that the value of Lof may be changed depending on the shooting distance FCD or the shooting magnification.
[0367]
However, in order to uniquely determine the offset position, the offset line needs to be determined such that the offset scan area radius r monotonically decreases when the shooting distance FCD is reduced.
[0368]
(Second embodiment)
The computer tomography apparatus according to the present embodiment has the same hardware configuration as that of the first embodiment, and therefore, the same parts as those in FIG. Here, only the different parts will be described.
[0369]
That is, the computer tomography apparatus according to the present embodiment changes the shooting distance FCD and the detection distance FDD by the offset scan described above to the shift calculation / control unit 22, which is one of the functional blocks of the software in FIG. Then, when the adjustment is made so that the subject 4 just fits in the scan area, a function of controlling the turntable 5 so that the rotation center position (dc) does not shift is added.
[0370]
Next, the operation of the computed tomography apparatus according to the present embodiment configured as described above will be described.
[0371]
First, when capturing a cross-sectional image of the subject 4, the operator selects between the normal scan mode and the offset scan mode.
[0372]
The operator places the subject 4 on the turntable 5 and inputs a command to the data processing unit 19 to cause the X-ray tube 1 to emit the X-ray beam 2 and display a transmission image of the subject 4. The photographing magnification is adjusted by changing the photographing distance FCD (and the detection distance FDD) while displaying the real-time moving image on the unit 20.
[0373]
At this time, the shift calculation / control unit 22 of the data processing unit 19 controls the y shift so that the rotation center C is always on the center line 30 or the offset line 31 depending on the mode.
[0374]
This control will be described later in the section “Rotation center continuous setting”.
[0375]
In the case of the normal scan mode, the image pickup distance FCD (and the detection distance FDD) is rotated by electric power so that the transmission image (at the position where a cross-sectional image is to be obtained) is exactly within the field of view of the image at all rotation positions. ) Is set.
[0376]
In the case of the offset scan, the object is rotated by electric power, and the photographing distance FCD (at the position where a cross-sectional image is to be obtained) is set so that one side of the transmitted image (at the position where a cross-sectional image is to be obtained) just fits in the field of view of the image. And the detection distance FDD).
[0377]
Next, in the same manner as in the first embodiment, a normal scan or an offset scan is performed to obtain a cross-sectional image.
[0378]
Since the “continuous rotation center setting” is not sufficiently accurate for reconstruction, the rotation center is obtained from the transmission data of the position of the transmission surface 14 of the transmission image in the same manner as in the first embodiment. Later, reconstruction is performed using this.
[0379]
<Continuous rotation center setting> (Operation according to the present embodiment)
FIG. 20 is a geometric diagram illustrating the state of “continuous rotation center setting”.
[0380]
This indicates the positional relationship between the focal point F, the rotation center C, the detection center D, and the like of the X-ray beam 2 on the imaging surface 14.
[0381]
“Continuous rotation center setting” means that when the operator changes the shooting distance FCD and the detection distance FDD manually or electrically, the rotation center C is automatically set to the offset line 31 or the center line by the shift calculation / control unit 22. The y-shift is controlled so as to be above 30.
[0382]
FIG. 21 is a flowchart illustrating an example of the algorithm of “continuous rotation center setting” algorithm.
[0383]
Hereinafter, description will be made in the order of steps.
[0384]
Step S90: When the end of the continuous setting of the table position is input, the processing is ended.
[0385]
Step S91: The technique is divided according to the movement command of the photographing distance FCD or the detection distance FDD.
[0386]
Step S92: If there is a movement command, the shooting distance FCD and the detection distance FDD are moved.
[0387]
Step S93: Calculate the y-direction mechanism error δy at the photographing distance FCD and the detection distance FDD.
[0388]
This uses the aforementioned “mechanism error δy calculation 1”, “mechanism error δy calculation 2”, and the like.
[0389]
Step S94: The technique is divided according to the mode.
[0390]
Step S95: In the case of the normal scan mode,
y = −δy (56)
Then, y is obtained.
[0391]
Step S96: In the case of the offset scan mode,
y = Lof · FCD / FDD−δy (57)
Then, y is obtained.
[0392]
Step S97: Move to y and return to step S90.
[0393]
By moving y every fine movement of the photographing distance FCD and the detection distance FDD in the above-described flow, the mechanism error δy is corrected and the rotation center C is moved along the offset line 31 or the center line 30. Can be.
[0394]
Further, by switching the mode, the rotation center C can be switched between the offset line 31 and the center line 30. <End>.
[0395]
As described above, the following effects can be obtained with the computed tomography apparatus according to the present embodiment.
[0396]
In the present embodiment, when the imaging distance FCD and the detection distance FDD are changed by the offset scan and adjusted so that the subject 4 just fits in the scan area, the rotation center position (Lof) is determined by the shift calculation / control unit 22. Since the rotary table 5 is controlled so as not to shift, the adjustment can be performed very easily.
[0397]
Similarly, also in the case of the normal scan, even if the photographing distance FCD and the detection distance FDD are changed, the mechanism error δy is corrected, and the rotation table 5 is controlled so that the rotation center position does not deviate from the detection center D. As a result, the geometric setting can be performed without waste (the scan area can be maximized at the same shooting distance FCD).
[0398]
Further, the rotary table position can be easily switched between the center position and the offset position by the mode switching input.
[0399]
In the offset scan, a transmission image can be obtained at a large photographing magnification, so that a high-resolution cross-sectional image can be obtained.
[0400]
Thus, in the present embodiment, even in a computed tomography apparatus in which the X-ray geometry can be freely set, the geometry of the offset scan can be easily set, so that a high-resolution cross-sectional image can be easily obtained. Become.
[0401]
In addition, it is possible to obtain the same effects as in the case of the above-described first embodiment.
[0402]
(Other embodiments)
It should be noted that the present invention is not limited to the above embodiments, and can be variously modified and implemented in an implementation stage without departing from the scope of the invention.
In addition, the above embodiments may be implemented in appropriate combinations as much as possible. In such a case, the combined effects can be obtained.
Furthermore, the above embodiments include inventions at various stages, and various inventions can be extracted by appropriately combining a plurality of disclosed constituent features.
For example, even if some constituent elements are deleted from all the constituent elements shown in the embodiments, at least one of the problems described in the section of the problem to be solved by the invention can be solved, and the effects of the invention can be solved. In the case where (at least one of) the effects described in the section is obtained, a configuration from which this component is deleted can be extracted as an invention.
[0403]
【The invention's effect】
As described above, according to the computed tomography apparatus of the present invention, offset scanning can be easily performed even when the X-ray geometry is changed.
[0404]
Further, according to the computed tomography apparatus of the present invention, it is possible to perform a normal scan geometry setting without waste.
[0405]
Further, according to the computed tomography apparatus of the present invention, the calibration of the center of rotation can be easily performed.
[0406]
Furthermore, according to the computed tomography apparatus of the present invention, it is possible to use the same reconstruction method (one type) while allowing the offset scan and the normal scan.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram showing a first embodiment of a computed tomography apparatus according to the present invention.
FIG. 2 is a geometric diagram showing movement to an “optimal offset position 1” in the computer tomography apparatus according to the first embodiment;
FIG. 3 is a flowchart showing a movement to an “optimal offset position 1” in the computer tomography apparatus according to the first embodiment;
FIG. 4 is a geometric diagram showing movement to an “optimal offset position 2” in the computer tomography apparatus according to the first embodiment;
FIG. 5 is a flowchart showing a movement to an “optimal offset position 2” in the computer tomography apparatus according to the first embodiment;
FIG. 6 is a geometric diagram showing movement to the “optimal normal scan position” in the computer tomography apparatus according to the first embodiment;
FIG. 7 is a flowchart showing a movement to an “optimal normal scan position” in the computer tomography apparatus according to the first embodiment;
FIG. 8 is a diagram showing an X-ray path for explaining a reverse transformation in the computer tomography apparatus of the first embodiment.
FIG. 9 is a diagram showing a sinogram P (θ, φ) in the computer tomography apparatus according to the first embodiment;
FIG. 10 is a diagram showing a sinogram P (m, n) in the computer tomography apparatus according to the first embodiment.
FIG. 11 is a flowchart showing an algorithm of rotation center calculation 1 in the computer tomography apparatus of the first embodiment.
FIG. 12 is a view showing an example of an interpolation function in the computer tomography apparatus according to the first embodiment;
FIG. 13 is a conceptual diagram for explaining an algorithm of rotation center calculation 2 in the computer tomography apparatus of the first embodiment.
FIG. 14 is a flowchart showing an algorithm of rotation center calculation 2 in the computer tomography apparatus of the first embodiment.
FIG. 15 is a conceptual diagram for explaining a sinogram reverse process in the computer tomography apparatus according to the first embodiment;
FIG. 16 is a flowchart showing a sinogram reverse process in the computer tomography apparatus according to the first embodiment;
FIG. 17 is an exemplary view for explaining an example of a mechanical error δy calculation 1 in the computer tomography apparatus according to the modification of the first embodiment.
FIG. 18 is a view for explaining an example of calibration of a mechanical error δy calculation 2 in the computer tomography apparatus according to the modification of the first embodiment.
FIG. 19 is a flowchart illustrating an example of an algorithm of a mechanical error δy calculation 2 in the computer tomography apparatus according to the modification of the first embodiment;
FIG. 20 is a geometric diagram showing a state of “continuous rotation center setting” in the computer tomography apparatus according to the second embodiment of the present invention.
FIG. 21 is a flowchart illustrating an example of an algorithm of “continuous rotation center setting” in the computer tomography apparatus according to the second embodiment;
FIG. 22 is a conceptual diagram showing an example of a scan area of a normal scan and an offset scan.
[Explanation of symbols]
1. X-ray tube
2. X-ray beam
3. Detector
4: Subject
5. Rotary table
6 ... Rotating / elevating mechanism
7 ... y shift mechanism
8 x shift mechanism
9 ... Detector support frame
10. X-ray tube support frame
13 ... Rotary axis
14 ... Shooting surface
16 ... High voltage generator
17 ... X-ray controller
18. Mechanism control unit
19 Data processing unit
20 Display unit
21: Scan control unit
22: Shift calculation / control unit
23: Rotation center calculation unit
24 ... Reconstruction unit
30 ... Center line
31 ... Offset line
40 ... Reverse conversion
45… Original sinogram
46 ... Recalculation unit
47 ... Sinogram after reverse processing
50: Movement locus of rotation center C
51: Movement locus of the detection center D
53 ... Calibration point
101 ... X-ray tube
102 ... X-ray beam
103 ... Detector
FCD: Shooting distance
FDD: Detection distance
C: Center of rotation
Cn: Center of rotation
Cof: rotation center
D: detection center
F: Focus of X-ray beam 2
θ ... Set angle of detection channel
φ: Rotation angle of detection channel
An: Scan area (normal scan)
Aof: Scan area (offset scan)
δy: mechanism error
L_{w …}Effective half width of detector 3
Lof ... Offset position
r: Normal scan area radius
r ': assumed radius when there is no mechanism error
θ0: Set angle of rotation center
h ... Table height
ro: maximum radius of the subject 4
dc: rotation center position.

Claims (9)

An X-ray source that emits an X-ray beam;
A rotating table on which the subject is placed,
An X-ray detector that detects a fan-shaped X-ray beam orthogonal to a rotation axis of at least the rotary table from the X-ray source transmitted through the subject,
A computer tomography apparatus for obtaining a cross-sectional image of the subject from a plurality of transmission data of the subject detected by the X-ray detector at a plurality of rotation positions of the turntable,
An x-shift mechanism for moving the rotary table in the direction of the X-ray beam;
A y-shift mechanism for moving the rotary table in a direction transverse to the X-ray beam along a plane of the X-ray beam;
Movement position calculation means for moving at least the rotation center of the rotary table to the offset position on a predetermined line near the edge in the X-ray beam or the center position on the center line of the X-ray beam by the y-shift mechanism. , And movement control means,
A computed tomography apparatus characterized by comprising: The computer tomography apparatus according to claim 1,
Of the distance between the center of rotation of the rotary table and both edges of the X-ray beam, a smaller distance is a normal scan area radius, and a larger distance is an offset scan area radius,
As the moving position calculating means, the center of rotation of the rotary table is substantially at the center of the X-ray beam and the radius of the normal scan area at the position of the center of rotation of the rotary table when there is an “optimal offset command” A computer tomography apparatus, wherein the offset position having substantially the same offset scan area radius is obtained as a movement position. In the computer tomography apparatus according to claim 1 or 2,
When the smaller distance among the distance between the center of rotation of the rotary table and both edges of the X-ray beam is the normal scan area radius,
The moving position calculating means includes a normal scan area radius at the position of the rotary table rotation center when the rotation center of the rotary table is substantially at the center of the X-ray beam and an “optimum normal scan command” is issued. Wherein the center position having a normal scan area radius substantially equal to the above is obtained as a movement position. The computer tomography apparatus according to any one of claims 1 to 3,
The movement control means may move the rotation center of the turntable toward the offset position or the center position obtained by the movement position calculation means while the “external movement command” is being input. A computed tomography apparatus characterized in that: The computer tomography apparatus according to any one of claims 1 to 4,
A computer tomography apparatus, comprising: a rotation center obtaining unit that obtains a rotation center position of the transmission data based on the transmission data of the subject. The computer tomography apparatus according to any one of claims 1 to 5,
The computer tomography apparatus according to claim 1, wherein the moving position calculating means corrects a deviation between a direction of the x shift of a rotation center of the rotary table and a direction of the center line of the X-ray beam. An X-ray source that emits an X-ray beam;
A rotating table on which the subject is placed,
An X-ray detector that detects a fan-shaped X-ray beam orthogonal to a rotation axis of at least the rotary table from the X-ray source transmitted through the subject,
A computer tomography apparatus for obtaining a cross-sectional image of the subject from a plurality of transmission data of the subject detected by the X-ray detector at a plurality of rotation positions of the turntable,
On a sinogram created by a plurality of transmission data of the subject, transmission data at a plurality of points, and transmission data at a plurality of points each forming an inverted X-ray path with the plurality of points determined by setting a virtual rotation center. And a rotation center calculating unit that obtains the virtual rotation center that gives the best correlation by changing the virtual rotation center as a rotation center position. An X-ray source that emits an X-ray beam;
A rotating table on which the subject is placed,
An X-ray detector that detects a fan-shaped X-ray beam orthogonal to a rotation axis of at least the rotary table from the X-ray source transmitted through the subject,
A computer tomography apparatus for obtaining a cross-sectional image of the subject from a plurality of transmission data of the subject detected by the X-ray detector at a plurality of rotation positions of the turntable,
A virtual rotation center is set on average transmission data obtained by adding a plurality of transmission data of the subject by one rotation and removing low-frequency components, and the virtual transmission center and the average transmission data are subjected to the virtual transmission using three-point interpolation. A rotation center calculating unit that obtains a correlation between the rotation center and the inverted transmission data that is folded back, and changes the virtual rotation center to obtain the virtual rotation center that gives the best correlation as a rotation center position. A computed tomography apparatus characterized by the above-mentioned. An X-ray source that emits an X-ray beam;
A rotating table on which the subject is placed,
An X-ray detector that detects a fan-shaped X-ray beam orthogonal to a rotation axis of at least the rotary table from the X-ray source transmitted through the subject,
A computer tomography apparatus for obtaining a cross-sectional image of the subject from a plurality of transmission data of the subject detected by the X-ray detector at a plurality of rotation positions of the turntable,
On a sinogram created by a plurality of transmission data of the subject, an extended sinogram having a larger distance between the center of rotation of the rotary table and both edges of the X-ray beam on both sides of the center of rotation of the rotary table. Is set, and the transmission data of the X-ray path in the opposite direction to the X-ray path of each point is adopted for at least the expanded area, thereby completing the expansion sinogram and reconstructing a cross-sectional image from the expansion sinogram. A computed tomography apparatus characterized by comprising structural means.

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