JP2005040328A

JP2005040328A - Radiological image processing apparatus

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Publication number: JP2005040328A
Application number: JP2003277471A
Authority: JP
Inventors: Osamu Tsujii; 修辻井
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 2003-07-22
Filing date: 2003-07-22
Publication date: 2005-02-17

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To develop a technology to control a size of a photographing region by altering a FDD considering that the FDD can be easily altered in a human body rotating type CBCT and to provide a radiological image processing apparatus with which scanning data correction method, an X-ray quantity and an X-ray focus point size are most appropriately controlled depending on the FDD. <P>SOLUTION: The technology to control the size of the photographing region by altering the FDD considering that the FDD can be easily altered in the human body rotating type CBCT is developed. Also, the scanning data correction method, the X-ray quantity and the X-ray focus point size are most appropriately controlled depending on the FDD. A cone beam CT apparatus has a means to alter a distance between focus detectors (Focus Detector Distance, FDD) or/and alters a pretreatment coefficient and a reconstitution coefficient by the above FDD. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

本発明は、例えばＸ線等の放射線を利用して画像撮影を行うＸ線ＣＴ装置等の放射線一般を使用して被検体内の放射線特性分布を画像化する放射線撮像装置に関する。特には、コーンビームＣＴ装置において、焦点検出器間距離（ＦｏｃｕｓＤｅｔｅｃｔｏｒＤｉｓｔａｎｃｅ、ＦＤＤ）を変更する手段を有し、また／かつ、前記ＦＤＤにより前処理係数、再構成係数を変更することを特徴とする。 The present invention relates to a radiation imaging apparatus for imaging a radiation characteristic distribution in a subject using radiation in general, such as an X-ray CT apparatus that performs image capturing using radiation such as X-rays. In particular, the cone beam CT apparatus has means for changing a focus detector distance (FDD), and / or a preprocessing coefficient and a reconstruction coefficient are changed by the FDD. To do.

従来、被検体に対してＸ線を曝射し、該被検体を透過或いは被検体で散乱したＸ線をＸ線検出器で検出し、このＸ線検出出力（Ｘ線のフォトン数）に基づいて被検体の透視画像、断層像或いは三次元画像を撮像するＸ線ＣＴ装置が知られている。係るＸ線ＣＴ装置として、コーンビームＣＴ装置が開発されている。通常のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線ビームはＺ方向に薄く切り出されており、ファンビームと呼ばれるが、コーンビームＣＴ（ＣＢＣＴ）では、Ｚ方向にも広がったＸ線ビームを用い、このＸ線ビームはコーンビームと呼ばれる。 Conventionally, X-rays are exposed to a subject, X-rays transmitted through the subject or scattered by the subject are detected by an X-ray detector, and based on this X-ray detection output (number of photons of X-rays) An X-ray CT apparatus that captures a fluoroscopic image, a tomographic image, or a three-dimensional image of a subject is known. As such an X-ray CT apparatus, a cone beam CT apparatus has been developed. In a normal X-ray CT apparatus, the X-ray beam is cut out thinly in the Z direction, which is called a fan beam, but cone beam CT (CBCT) uses an X-ray beam that also spreads in the Z direction. The beam is called a cone beam.

そして、このＣＢＣＴとしては、現在のところ、従来型ＣＴ（すなわちｒｏｗが１列だけのもの）において、いわゆる第３世代型あるいはＲ／Ｒ型と呼ばれる方式に相当する形式が検討されている。この第３世代型ＣＴとは、Ｘ線源と検出器のペアが被検体の周囲を回転しながらスキャン（投影データの収集）を行うものである。図８は、ＣＢＣＴ装置の一例を示すものである。同図に示すＣＢＣＴ装置も、第３世代型ＣＴ装置に属するものであり、Ｚ軸を回転軸として、Ｘ線源とともにＸ線検出器も被検体の周囲を回動し、一回転で関心領域のスキャンを終えるものである。 As the CBCT, at present, a format corresponding to a so-called third generation type or R / R type method in a conventional CT (that is, a row having only one row) is being studied. In the third generation CT, a pair of X-ray source and detector performs scanning (collection of projection data) while rotating around the subject. FIG. 8 shows an example of a CBCT apparatus. The CBCT apparatus shown in the figure also belongs to the third generation CT apparatus. The X-ray detector and the X-ray detector rotate around the subject around the Z axis as the rotation axis, and the region of interest can be rotated once. This is the end of the scan.

通常のＸ線ＣＴ装置では、チャンネル（ＣＨ）方向にサンプリングするために検出素子がＣＨ方向に１ライン並んでおり、個々の素子はチャンネル番号で識別される。これに対し、かかるＣＢＣＴ装置では、同図に示すように、検出素子がさらにＺ方向（ＲＯＷ方向）にも配列されている。すなわち、コーンビームＣＴ装置における検出器は、検出素子が直交格子状に２次元配置されて構成される。このようなＣＢＣＴ装置によれば、検出素子をｚ方向（ＲＯＷ方向）及びＣＨ方向の２方向に格子状に配置して検出器を構成するとともに、放射線をＺ方向にも厚みをもたせて円錐（コーン）状に曝射することによって、複数列分の投影データを一括して得ることができる（例えば、特許文献１参照）。 In a normal X-ray CT apparatus, in order to sample in the channel (CH) direction, one line of detection elements is arranged in the CH direction, and each element is identified by a channel number. On the other hand, in this CBCT apparatus, as shown in the figure, the detection elements are further arranged in the Z direction (ROW direction). That is, the detector in the cone beam CT apparatus is configured by two-dimensionally arranging detection elements in an orthogonal lattice shape. According to such a CBCT apparatus, detectors are configured by arranging detector elements in two directions of the z direction (ROW direction) and the CH direction to form a detector, and radiation is provided with a thickness in the Z direction as well as a cone ( By exposing in a cone shape, projection data for a plurality of rows can be obtained in a lump (see, for example, Patent Document 1).

一方、Ｘ線単純撮影においては、半導体を使用したＦＰＤ（ＦｌａｔＰａｎｅｌＤｅｔｅｃｔｏｒ）が使用されるようになったが、ＣＴにも応用可能であり、この場合はコーンビームＣＴが構成可能となる。 On the other hand, in X-ray simple imaging, an FPD (Flat Panel Detector) using a semiconductor has been used, but it can also be applied to CT. In this case, a cone beam CT can be configured.

他方、イメージインテンシファイア（Ｉ．Ｉ．）を使用したコーンビームＣＴのいうアイデアがある。これは、従来の一般撮影用Ｘ線装置に、ＦＰＤと回転テーブルを取り付け、回転テーブル上に被検体を設置し、回転テーブルにより被検体を回転させながら撮影を行うことで、立位撮影のＸ線幾何学系でＣＴ撮影を行うものである。この方式では、従来のＣＴより小さな設置面積で安価にＣＴを実現できることがメリットである（例えば、特許文献２参照）。 On the other hand, there is an idea of cone beam CT using an image intensifier (II). This is because a conventional general X-ray apparatus is equipped with an FPD and a rotary table, a subject is placed on the rotary table, and imaging is performed while rotating the subject with the rotary table. CT imaging is performed with a line geometry system. This method is advantageous in that CT can be realized at a lower cost with a smaller installation area than conventional CT (see, for example, Patent Document 2).

この出願の発明に関連する先行技術文献としては次のものがある。
特開２０００−１０７１６２号公報（［０００５］から［０００７］、図１６）特開２０００−２１７８１０（［００１７］から［００２１］、図１） Prior art documents related to the invention of this application include the following.
JP 2000-107162 A ([0005] to [0007], FIG. 16) JP 2000-217810 ([0017] to [0021], FIG. 1)

前述のような従来の医療用ＣＴは、焦点検出器間距離（ＦＤＤ）固定で設計製造されている。また、拡大撮影を行う際は、ＦＤＤは固定のままでＦＣＤ（焦点再構成中心距離）を対応している。医療用ＣＴは、焦点検出器間距離（ＦＤＤ）は、固定で設計製造されている。拡大撮影を行う際にも、ＦＤＤは固定のままでＦＣＤ（焦点再構成中心距離）を対応されている。そこで、人体が回転するタイプのＣＢＣＴを考えると、ＦＣＤを変更するには回転テーブルの移動が必要となる。回転精度と剛性を有する回転テーブルが必要であるので、回転テーブルの移動はメカ機構を大型化する欠点があった。 Conventional medical CTs as described above are designed and manufactured with a fixed focus detector distance (FDD). Further, when performing magnified shooting, the FDD remains fixed and corresponds to FCD (focus reconstruction center distance). The medical CT is designed and manufactured with a fixed focus detector distance (FDD). Also when performing magnified shooting, the FDD is fixed and the FCD (focus reconstruction center distance) is supported. Therefore, when considering a CBCT of a type in which the human body rotates, the rotary table needs to be moved to change the FCD. Since a rotary table having rotational accuracy and rigidity is required, the movement of the rotary table has the disadvantage of increasing the size of the mechanical mechanism.

そこで人体回転型のＣＢＣＴにおいては、ＦＤＤを変更するのが容易であることに着目して、ＦＤＤの変更により撮影領域のサイズを制御する技術を開発した。また、ＦＤＤに依存してスキャンデータの補正方法、Ｘ線量、Ｘ線焦点サイズ等を最適に制御する放射線画像処理装置を提供することを目的とする。 Therefore, focusing on the fact that it is easy to change the FDD in the CBCT of the human body rotation type, a technique for controlling the size of the imaging region by changing the FDD has been developed. It is another object of the present invention to provide a radiation image processing apparatus that optimally controls a scan data correction method, X-ray dose, X-ray focal spot size, and the like depending on FDD.

この発明は下記の構成を備えることにより上記課題を解決できるものである。 The present invention can solve the above problems by providing the following configuration.

（１）被検体に放射線を曝射する放射線発生源と、前記放射線中で人体を回転させる回転手段と、前記放射線を検出し且つ被写体の体軸方向に複数列検出器を有する２次元検出器とを有する放射線ＣＴ撮影装置において、前記放射線発生源と前記２次元検出器の距離を変更することを特徴とする放射線画像処理装置。 (1) A two-dimensional detector having a radiation source for exposing a subject to radiation, a rotating means for rotating a human body in the radiation, a plurality of detectors for detecting the radiation and in the body axis direction of the subject The radiation image processing apparatus characterized by changing the distance of the said radiation generation source and the said two-dimensional detector.

（２）被検体に放射線を曝射する放射線発生源と、前記放射線中で人体を回転させる回転手段と、前記放射線を検出し且つ被写体の体軸方向に複数列検出器を有する２次元検出器とを有する放射線ＣＴ撮影装置において、前記放射線発生源と前記２次元検出器の距離を入力する手段を有し、前記距離をもとに前記２次元検出器で収集されて投影データの前処理係数を選択することを特徴とする放射線画像処理装置。 (2) A two-dimensional detector having a radiation source for exposing a subject to radiation, a rotating means for rotating a human body in the radiation, and a plurality of detectors for detecting the radiation and in the body axis direction of the subject And a means for inputting a distance between the radiation source and the two-dimensional detector, and a preprocessing coefficient of projection data collected by the two-dimensional detector based on the distance A radiographic image processing apparatus, wherein:

（３）前記（２）において、前記前処理係数は、すくなくともゲイン補正用係数と水補正係数の一であることを特徴とする放射線画像処理装置。 (3) The radiation image processing apparatus according to (2), wherein the preprocessing coefficient is at least one of a gain correction coefficient and a water correction coefficient.

以上説明したように本発明によれば、回転テーブルと検出器の位置関係を固定にした状態で、ＦＤＤを変更することにより複数の拡大率、再構成領域の撮影を行うことが可能になる。ゲイン補正データ、水補正データを設定されたＦＤＤに応じて選択することによりＣＴ値保証を行うことが可能だからである。 As described above, according to the present invention, it is possible to photograph a plurality of enlargement ratios and reconstruction areas by changing the FDD in a state where the positional relationship between the rotary table and the detector is fixed. This is because the CT value can be guaranteed by selecting the gain correction data and the water correction data according to the set FDD.

本発明の好ましい実施形態を、添付図面を参照しながら詳細に説明する。 Preferred embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.

図１は、実施例の構成例である。Ｘ線発生手段１１から発射されたＸ線は、人体１６を透過したのちに胸当て１３板及び散乱線除去グリッド（図示しない）を通過した後に２次元検出器１２に到達する。２次元検出器１２は、半導体センサから構成され、１画素が２５０×２５０μｍ、センサ外形が４３×４３ｃｍである。画素数は１７２０×１７２０画素である。２次元検出器１２で取得されたデータは、再構成手段１４に転送されて画像再構成がされる。 FIG. 1 is a configuration example of the embodiment. X-rays emitted from the X-ray generation means 11 pass through the human body 16, pass through the breastplate 13 and the scattered radiation removal grid (not shown), and then reach the two-dimensional detector 12. The two-dimensional detector 12 is composed of a semiconductor sensor, and one pixel is 250 × 250 μm and the sensor outer shape is 43 × 43 cm. The number of pixels is 1720 × 1720 pixels. Data acquired by the two-dimensional detector 12 is transferred to the reconstruction unit 14 for image reconstruction.

図２に実施例１のブロック図を示す。システム全体は一のコンピュータシステムにより構成される。ＢＵＳ２３はコンピュータの内部バスと考えることができ、このＢＵＳを介して制御信号やデータの送信受信が行われる。 FIG. 2 shows a block diagram of the first embodiment. The entire system is composed of one computer system. The BUS 23 can be considered as an internal bus of the computer, and control signals and data are transmitted and received via the BUS.

以下、図３に示した実施例のフローチャートを用いて説明する。インタフェース手段２１を介してＦＤＤの変更が行われる。変更の方向は、Ｘ線発生手段１１を支持している天井走行装置（図示しない）によって自動で所定の位置に移動する方法と、操作者が撮影領域に手動で調整する方法がある。手動でＦＤＤ調整する場合は、設定したＦＤＤをインタフェース手段２１に入力する必要がある。 Hereinafter, description will be made with reference to the flowchart of the embodiment shown in FIG. The FDD is changed through the interface means 21. The direction of the change includes a method of automatically moving to a predetermined position by an overhead traveling device (not shown) supporting the X-ray generation means 11 and a method of an operator manually adjusting the imaging region. When manually adjusting the FDD, it is necessary to input the set FDD to the interface unit 21.

ＦＤＤを変更した場合の撮影幾何系を図４に示す。図は撮影系を上方から観察した場合を示す。２次元検出器１２の幅は、前述のように４３０ｍｍである。回転テーブルの中心Ｃは、２次元検出器１２から２７８ｍｍの位置に固定されている。図４では、ＦＤＤの設定位置は、Ｘ線焦点１１をＦｏｃｕｓ１、Ｆｏｃｕｓ２に位置する場合の２箇所である。 FIG. 4 shows an imaging geometric system when the FDD is changed. The figure shows a case where the imaging system is observed from above. The width of the two-dimensional detector 12 is 430 mm as described above. The center C of the rotary table is fixed at a position of 278 mm from the two-dimensional detector 12. In FIG. 4, there are two FDD setting positions when the X-ray focal point 11 is positioned at Focus 1 and Focus 2.

Ｘ線焦点１１をＦｏｃｕｓ１で示す位置に設定する場合はＦＤＤ＝１２８０ｍｍ、撮影領域半径Ｒ１＝１６６ｍｍである。Ｘ線焦点１１をＦｏｃｕｓ２で示す位置に設定する場合はＦＤＤ＝２４５８ｍｍ、撮影領域半径Ｒ２＝１９０ｍｍである。撮影領域を５１２×５１２画素で再構成した場合の、画素サイズはそれぞれＲ１の場合は０．６５ｍｍ、Ｒ２の場合は０．７４ｍｍである。分解能は、Ｘ線焦点サイズと画素サイズで形成されるＸ線ビーム幅にも依存する。Ｆｏｃｕｓ１の場合は、Ｆｏｃｕｓ２に較べてＦＤＤが二分の一であるので、Ｘ線発生装置１１から放出するＸ線量を四分の一に制限できる。よって、Ｘ線焦点サイズを小焦点（０．５ｍｍなど）に選択可能であり、Ｘ線ビーム幅をＦｏｃｕｓ２に較べて狭く出来るので、分解能の良好な画像が得られる。Ｆｏｃｕｓ１は頭部等の分解能を必要とする撮影に使用され、Ｆｏｃｕｓ２は広い撮影領域を必要とする胸部、腹部の撮影に使用される。よって、ＦＤＤの切替を撮影部位ボタンに依存して行ってもよい。 When the X-ray focal point 11 is set at the position indicated by Focus 1, FDD = 1280 mm and imaging region radius R 1 = 166 mm. When the X-ray focal point 11 is set at the position indicated by Focus2, FDD = 2458 mm and the imaging region radius R2 = 190 mm. When the imaging area is reconfigured with 512 × 512 pixels, the pixel size is 0.65 mm for R1 and 0.74 mm for R2. The resolution also depends on the width of the X-ray beam formed by the X-ray focal spot size and the pixel size. In the case of Focus 1, the FDD is one-half that of Focus 2, so the X-ray dose emitted from the X-ray generator 11 can be limited to a quarter. Therefore, the X-ray focal spot size can be selected as a small focal spot (0.5 mm or the like), and the X-ray beam width can be narrower than that of Focus 2, so that an image with good resolution can be obtained. Focus 1 is used for imaging such as the head that requires resolution, and Focus 2 is used for imaging the chest and abdomen that require a wide imaging area. Therefore, FDD switching may be performed depending on the imaging region button.

インタフェース手段２１を介して撮影開始の指示が出される（Ｓ１０１）。撮影開始の指示が出されると制御手段１８からの指示により人体１６が固定された回転テーブル１５が回転を開始する（Ｓ１０２）。ここで制御手段１８とはコンピュータであればＣＰＵに該当する。制御手段１８は回転テーブル１５から発生されるエンコーダ信号（図示しない）を監視し、所定の一定速度、及び角度に到達したかを確認する（Ｓ１０３）。所定の一定速度、及び角度に到達した時点でＸ線発生手段に信号を送りＸ線曝射を開始する（Ｓ１０４）。該エンコーダ信号はデータの積分タイミング決定にも使用される。 An instruction to start photographing is issued via the interface unit 21 (S101). When an instruction to start photographing is issued, the rotary table 15 to which the human body 16 is fixed starts rotating according to an instruction from the control means 18 (S102). Here, if the control means 18 is a computer, it corresponds to a CPU. The control means 18 monitors an encoder signal (not shown) generated from the rotary table 15 and confirms whether a predetermined constant speed and angle have been reached (S103). When a predetermined constant speed and angle are reached, a signal is sent to the X-ray generation means to start X-ray exposure (S104). The encoder signal is also used to determine data integration timing.

テーブル一回転あたり２５０００パルスを発生させるエンコーダを使用する場合に、一回転に対して１０００ビューの投影データを収集するとすれば、エンコーダ信号２５パルス毎に２次元検出器１２からデータが収集されることになる。制御手段１８では該エンコードパルスをカウントして２５パルス毎に積分信号を発生させて、２次元検出器１２に到達したＸ線量をカウントする（Ｓ１０５）。 If an encoder that generates 25000 pulses per rotation of the table is used and if 1000 views of projection data are collected per rotation, data is collected from the two-dimensional detector 12 every 25 pulses of the encoder signal. become. The control means 18 counts the encode pulses, generates an integrated signal every 25 pulses, and counts the X-ray dose reaching the two-dimensional detector 12 (S105).

本実施例においては、Ｘ線は連続に発生されることを想定しているが、これに限定されるものでなく、該エンコーダ信号をもとに２次元検出器１２の積分区間に合わせてパルス状のＸ線を発生させてもよい。２次元検出器１２からのデータはＢＵＳを介して逐次的に再構成手段１４に転送される。データの転送は、回転テーブル１５が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数が収集されるまで続く（Ｓ１０６）。回転テーブル１５が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数に達すれば、制御手段１８はＸ線発生手段に指令して、Ｘ線の曝射を停止する（Ｓ１０７）。その後回転テーブル１５を減速させながら停止まで制御する（Ｓ１０８）。Ｘ線曝射が完了した直後に最後の投影データが再構成手段１４に転送される。制御手段１８は、該収集された投影データをもとにした再構成を再構成手段１４に指示する。全体のデータ収集が完了してから再構成を開始してもよい（Ｓ１０９）。 In the present embodiment, it is assumed that X-rays are generated continuously, but the present invention is not limited to this, and pulses are generated in accordance with the integration interval of the two-dimensional detector 12 based on the encoder signal. X-rays may be generated. Data from the two-dimensional detector 12 is sequentially transferred to the reconstruction means 14 via the BUS. The data transfer continues until the turntable 15 rotates a predetermined rotation angle and a predetermined number of views are collected (S106). When the rotary table 15 rotates a predetermined rotation angle and reaches a predetermined number of views, the control unit 18 instructs the X-ray generation unit to stop the X-ray exposure (S107). Thereafter, the rotating table 15 is controlled to stop while being decelerated (S108). Immediately after the X-ray exposure is completed, the last projection data is transferred to the reconstruction unit 14. The control unit 18 instructs the reconstruction unit 14 to perform reconstruction based on the collected projection data. Reconfiguration may be started after the entire data collection is completed (S109).

再構成は、前処理、フィルタ処理、逆投影処理から構成される（Ｓ１０９）。前処理は、再構成手段１４に内蔵された前処理手段２８により行われ、オフセット処理、ＬＯＧ変換、ゲイン補正、水補正、欠陥補正から構成される。オフセット処理はＸ線が入力されない時のセンサ出力を減算する処理である。ＬＯＧ変換は、再構成画像を、物質のＸ線吸収係数ベースの値で出力するための対数変換である。 The reconstruction includes preprocessing, filter processing, and back projection processing (S109). Pre-processing is performed by pre-processing means 28 incorporated in the reconstruction means 14, and includes offset processing, LOG conversion, gain correction, water correction, and defect correction. The offset process is a process of subtracting the sensor output when no X-ray is input. The LOG transformation is a logarithmic transformation for outputting a reconstructed image as a value based on an X-ray absorption coefficient of a substance.

図５を使用してゲインデータの収集を説明する。リファレンス検出器２４は、撮影領域外でＸ線量をモニタするための検出器で、線量変動を補正するために使用される。チャンネル１（２５）およびチャンネル２（２６）は、２次元検出器１２に含まれる任意の２個のチャンネルである。ゲインデータは、撮影エリア内にＸ線の減衰を生じさせるものを置かない状態で撮影される。各チャンネルの出力値Ｒは、式１のようになる。 The gain data collection will be described with reference to FIG. The reference detector 24 is a detector for monitoring the X-ray dose outside the imaging region, and is used for correcting dose fluctuation. Channel 1 (25) and channel 2 (26) are any two channels included in the two-dimensional detector 12. The gain data is imaged in a state in which no X-ray attenuation is placed in the imaging area. The output value R of each channel is as shown in Equation 1.

ここで、Ｃ_１、Ｃ_２、Ｃ_３は、各チャンネルのゲイン係数、Ｉ_０は入射線量である。 Here, C ₁ , C ₂ , and C ₃ are gain coefficients of each channel, and I ₀ is an incident dose.

図６は、水データ撮影の系を示している。Ｘ線焦点からチャンネル１の透過パスはＷ１、チャンネル２への透過パスがＷ２であることを示している。各チャンネルの水出力値Ｒは、式２のようになる。 FIG. 6 shows a water data imaging system. The transmission path from the X-ray focus to channel 1 is W1, and the transmission path to channel 2 is W2. The water output value R of each channel is as shown in Equation 2.

ここで、μ_Ｗは、水の線吸収係数である。 Here, μ _W is a linear absorption coefficient of water.

図７は、被写体データ撮影の系を示している。Ｘ線焦点からチャンネル１の透過パスはＧ１、チャンネル２への透過パスがＧ２であることを示している。各チャンネルの被写体出力値Ｒは、式３のようになる。 FIG. 7 shows a subject data photographing system. The transmission path from the X-ray focus to channel 1 is G1, and the transmission path to channel 2 is G2. The subject output value R for each channel is given by Equation 3.

ここで、μ_Ｇは、被写体が均一だとしての線吸収係数である。 Here, μ _G is a linear absorption coefficient assuming that the subject is uniform.

上記のデータより被写体データをリファレンス補正、ゲイン補正した値と求めると、式４のようになる。 When the subject data is obtained as a value obtained by subjecting the subject data to reference correction and gain correction from the above data, Equation 4 is obtained.

被写体データをプロジェクションとして操作者に提供する場合は、式４に示すゲイン補正値を使用することが好ましい。式５に示す水補正値は、水ファントムのプロジェクションとの対比を示しているのでプロジェクション画像の観察には適さないからである。 When subject data is provided to an operator as a projection, it is preferable to use a gain correction value shown in Expression 4. This is because the water correction value shown in Equation 5 is not suitable for observing the projection image because it indicates a comparison with the projection of the water phantom.

被写体データをリファレンス補正、水補正した値と求めると、式５のようになる。 When the subject data is obtained as a reference corrected and water corrected value, Equation 5 is obtained.

式５で示す値に対してＬＯＧ変換が行われてフィルタ処理、逆投影処理が行われる。 LOG conversion is performed on the value shown in Expression 5, and filter processing and back projection processing are performed.

上記の式４および式５を計算する際に使用される式２、式３の両補正データは、ＦＤＤにあわせて選択される（Ｓ１１２）。ここで、種々のＦＤＤにあわせてゲイン補正データ、水補正データを予め取得しておく必要がある。ＣＴ値を厳密に再現するのはＦＤＤが一致する水データを使用する必要があるが、それに限定されるものではなく、最も近いＦＤＤで撮影されたゲイン補正データ、水補正データを選択、使用してもよい。種々のＦＤＤに対応する補正データは、前処理係数保存手段２２に保存される。 Both correction data of Formula 2 and Formula 3 used when calculating the above Formula 4 and Formula 5 are selected in accordance with FDD (S112). Here, it is necessary to obtain gain correction data and water correction data in advance according to various FDDs. To accurately reproduce the CT value, it is necessary to use water data with the same FDD. However, the present invention is not limited to this, and the gain correction data and water correction data taken with the closest FDD are selected and used. May be. Correction data corresponding to various FDDs is stored in the preprocessing coefficient storage unit 22.

フィルタ処理では、ラマチャンドラン関数あるいはシェップローガン関数が一般的であり、本実施例でもこれらの関数使用する。フィルタ処理されたデータは逆投影される。これらフィルタ処理から逆投影までのアルゴリズムは、フェルドカンプのアルゴリズムを使用している。逆投影が完了してＣＴの断面画像が再構成されると断面は画像表示手段１９に表示される（Ｓ１１０）。断面画像を表示し撮影は完了する（Ｓ１１１）。 In the filter processing, a Ramachandran function or a Shepp Logan function is generally used, and these functions are also used in this embodiment. The filtered data is backprojected. The algorithm from the filtering process to the back projection uses the Feldkamp algorithm. When the back projection is completed and the CT cross-sectional image is reconstructed, the cross-section is displayed on the image display means 19 (S110). The cross-sectional image is displayed and the photographing is completed (S111).

さて、再構成アルゴリズムは、フェルドカンプのアルゴリズムを使用するが、これに限定されるものではない。参考文献には、フェルドカンプ（Ｆｅｌｄｋａｍｐ）とデイビス（Ｄａｖｉｓ）およびクレス（Ｋｒｅｓｓ）が記載した方法（「実用コーンビームアルゴリズム」（“ＰｒａｃｔｉｃａｌＣｏｎｅ−ＢｅａｍＡｌｇｏｒｉｔｈｍ”），Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．Ａ１，６１２〜６１９，１９８４がある。人体１６の回転は、回転テーブル１５の上に人体１６が立つことで行われる。 The reconstruction algorithm uses the Feldkamp algorithm, but is not limited thereto. References include the method described by Feldkamp, Davis and Kress ("Practical Cone-Beam Algorithm"), J. Opt. Soc. Am. 612-619, 1984. The rotation of the human body 16 is performed by the human body 16 standing on the rotary table 15.

放射線撮影装置の構成図Configuration diagram of radiation imaging equipment 実施例のブロック図Example block diagram 実施例のフローチャートExample flowchart 実施例において２種類のＦＤＤに対応する幾何学系を示す図The figure which shows the geometric system corresponding to two types of FDD in an Example ゲイン補正データの撮影系を示す図The figure which shows the photographing system of gain correction data 水補正データの撮影系を示す図The figure which shows the photography system of water correction data 被写体データの撮影系を示す図Diagram showing subject data shooting system 従来のＣＢＣＴの概念図Conceptual diagram of conventional CBCT

Explanation of symbols

１１Ｘ線焦点（Ｘ線発生手段）
１２２次元検出器
１３胸当て
１４再構成手段
１５回転テーブル
１６人体
１７ＦＤＤ変更手段
１８制御手段
１９画像表示手段
２０形態変動検出手段
２１インタフェース手段
２２前処理係数保存手段
２３ＢＵＳ
２４リファレンス検出器
２５チャンネル１
２６チャンネル２
２７水ファントム
２８前処理手段 11 X-ray focus (X-ray generation means)
12 two-dimensional detector 13 breast pad 14 reconstruction means 15 rotary table 16 human body 17 FDD change means 18 control means 19 image display means 20 form variation detection means 21 interface means 22 preprocessing coefficient storage means 23 BUS
24 Reference detector 25 Channel 1
26 Channel 2
27 Water phantom 28 Pretreatment means

Claims

A radiation source for irradiating a subject with radiation; a rotating means for rotating a human body in the radiation; and a two-dimensional detector for detecting the radiation and having a plurality of row detectors in a body axis direction of the subject. In the radiation CT imaging apparatus, the radiation image processing apparatus characterized by changing a distance between the radiation generation source and the two-dimensional detector.

A radiation source for irradiating a subject with radiation; a rotating means for rotating a human body in the radiation; and a two-dimensional detector for detecting the radiation and having a plurality of row detectors in a body axis direction of the subject. The radiation CT imaging apparatus includes means for inputting a distance between the radiation source and the two-dimensional detector, and selects a preprocessing coefficient of projection data collected by the two-dimensional detector based on the distance. A radiographic image processing apparatus.

3. The radiation image processing apparatus according to claim 2, wherein the preprocessing coefficient is at least one of a gain correction coefficient and a water correction coefficient.