JP2766544B2 - Data correction device for CT device - Google Patents
Data correction device for CT deviceInfo
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ この発明はCT（Computer Tomography）装置に係り、
特に放射線発生部および放射線検出器群の各回転中心が
ずれたとき、投影データを補間することにより回転中心
の一致した投影データを得るCT装置のデータ補正装置に
関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial Application Field] The present invention relates to a CT (Computer Tomography) apparatus,
More particularly, the present invention relates to a data correction apparatus of a CT apparatus that obtains projection data having the same rotation center by interpolating the projection data when the rotation centers of the radiation generating unit and the radiation detector group are shifted.
［従来の技術］ 第５図は一般的なCT装置を示す原理図であり、図にお
いて（１）はＸ線発生部、（２）はＸ線発生部（１）か
ら放射されて一定の広がり角を持つＸ線ビーム、（３）
はＸ線発生部（１）に対向配置されてＸ線ビーム（２）
を検出するＸ線検出器群、（４）はＸ線ビーム（２）の
光路中に配置された測定対象物、（５）はＸ線発生部
（１）およびＸ線検出器群（３）の回転中心である。[Prior Art] FIG. 5 is a principle view showing a general CT apparatus. In the figure, (1) is an X-ray generation unit, and (2) is a certain spread emitted from the X-ray generation unit (1). Angled x-ray beam, (3)
Denotes an X-ray beam (2) which is disposed opposite to the X-ray generation unit (1).
X-ray detectors for detecting X-rays, (4) an object to be measured arranged in the optical path of the X-ray beam (2), (5) X-ray generator (1) and X-ray detectors (3) Is the center of rotation.
上記のように構成された、CT装置はＸ線発生部（１）
およびＸ線検出器群（３）を回転中心（５）の周りに回
転させ、それぞれの回転位置でＸ線ビーム（２）を発生
させる。The CT device configured as above is an X-ray generator (1)
And the X-ray detector group (3) is rotated around the center of rotation (5) to generate an X-ray beam (2) at each rotational position.
このＸ線ビーム（２）は測定対象物（４）を透過し、
その透過長さに依存した減衰を受けた後、Ｘ線検出器群
（３）により検出される。こうして得られた検出データ
は投影データと呼ばれる。This X-ray beam (2) passes through the measurement object (4),
After undergoing attenuation depending on the transmission length, it is detected by the X-ray detector group (3). The detection data thus obtained is called projection data.
ここで、Ｘ線発生部（１）およびＸ線検出器群（３）
の回転角をθ、Ｘ線ビーム（２）の広がり角をγとし、
Ｘ線の投影データをＲθ（γ）で表わすと、投影データ
Ｒθ（γ）は回転角増分△θごとに360゜分収集され、
これに基づいて測定対象物（４）の断層像の画像再構成
が行われる。Here, the X-ray generator (1) and the X-ray detector group (3)
Is the rotation angle of θ, and the spread angle of the X-ray beam (2) is γ,
When the X-ray projection data is represented by R θ (γ), the projection data R θ (γ) is collected for 360 ° for each rotation angle increment {θ,
Based on this, image reconstruction of the tomographic image of the measurement object (4) is performed.
第６図は回転中心がずれたときに得られる投影データ
のプロファイルを示す説明図であり、（６）はＸ線発生
部（１）の回転中心、（７）はＸ線検出器群の回転中心
である。各回転中心（６）および（７）は互いにずれて
おり、回転中心（６）に対する回転中心（７）のずれの
方法をｙ軸としている。FIG. 6 is an explanatory view showing a profile of projection data obtained when the rotation center is shifted. (6) is the rotation center of the X-ray generation unit (1), and (7) is the rotation of the X-ray detector group. The center. The rotation centers (6) and (7) are shifted from each other, and the method of shifting the rotation center (7) with respect to the rotation center (6) is defined as the y-axis.
実線部（８）は２つの回転中心（６），（７）がずれ
ていないときのＸ線検出器群（３）の位置を示してお
り、最終的に得たい投影データはこの位置上のものであ
る。破線部（９）は回転中心（６），（７）がずれてい
るときのＸ線検出器群（３）の位置を示しており、実際
の投影データはこの位置上で収集される。実線部（10）
は回転中心（６），（７）がずれていないときに得られ
る投影データのプロファイルを示し、破線部（11）は回
転中心（６），（７）がずれているときの投影データの
プロファイルを示している。The solid line (8) indicates the position of the X-ray detector group (3) when the two rotation centers (6) and (7) are not shifted, and the projection data desired to be finally obtained is on this position. Things. A broken line (9) indicates the position of the X-ray detector group (3) when the rotation centers (6) and (7) are shifted, and actual projection data is collected on this position. Solid line part (10)
Indicates a profile of projection data obtained when the rotation centers (6) and (7) are not shifted, and a broken line (11) indicates a profile of projection data when the rotation centers (6) and (7) are shifted. Is shown.
ここでは、各回転角における投影データプロファイル
を示しており、図から明らかなように、回転中心
（６），（７）のずれにより、投影データプロファイル
は破線のように順次ずれている。即ち、投影データのプ
ロファイルはＸ線発生部（１）を中心としたＸ線ビーム
の広がり角γ方向へのずれとなっている。従って、回転
角θ、ビームの広がり角γの位置での投影データをＲθ
（γ）とすると、回転中心（６），（７）がずれていな
いときの投影データのサンプリング点はＲ
θｉ（γｊ）、回転中心（６），（７）がずれていると
きに収集された投影データはＲθｉ（γｊ′）と表され
る。Here, the projection data profile at each rotation angle is shown, and as is clear from the figure, the projection data profile is sequentially shifted as shown by a broken line due to the shift of the rotation centers (6) and (7). That is, the profile of the projection data is shifted in the direction of the spread angle γ of the X-ray beam centering on the X-ray generator (1). Therefore, the projection data at the position of the rotation angle θ and the beam spread angle γ is R θ
Assuming that (γ), the sampling point of the projection data when the rotation centers (6) and (7) are not shifted is R
Projection data collected when θi (γ j ) and the rotation centers (6) and (7) are shifted are represented as R θi (γ j ′).
一般に、医療用のCT装置においては、放射線発生手段
と放射線検出手段とが一体化されてガントリ内を回転す
るように構成されたものが多いが、非破壊検査用のCT装
置においては、例えば複雑に入り組んだ種々の配管など
の検査を行う際に機械的な制約事項が生じる可能性があ
り、配管形状に対して回転の制約を受けるおそれがあ
る。Generally, in a medical CT apparatus, a radiation generating unit and a radiation detecting unit are often integrated and configured to rotate in a gantry. Inspection of various complicated pipes or the like may cause mechanical restrictions, and rotation of the pipe shape may be restricted.
上記のような従来のCT装置では、測定対象物（４）の
正確な画像を再構成するためには、Ｘ線発生部（１）と
Ｘ線検出器群（３）の両者の回転中心（５）を正確に一
致させなければならないという問題点があった。In the conventional CT apparatus as described above, in order to reconstruct an accurate image of the object to be measured (4), the rotation centers (X) of both the X-ray generation unit (1) and the X-ray detector group (3) ( There is a problem that 5) must be exactly matched.
この発明はこのような問題点を解決するためになされ
たもので、放射線発生部と放射線検出器群の両回転中心
がずれても、収集された投影データを補間処理すること
により、回転中心のずれがない場合と同程度の画質の正
確な再構成画像を得ることができるCT装置のデータ補正
装置を得ることを目的とする。The present invention has been made in order to solve such a problem, and even if both the rotation centers of the radiation generating unit and the radiation detector group are shifted, by interpolating the collected projection data, the rotation center of the rotation center can be adjusted. An object of the present invention is to provide a data correction apparatus of a CT apparatus capable of obtaining an accurate reconstructed image of the same image quality as that in the case where there is no shift.
［課題を解決するための手段］ この発明に係るCT装置のデータ補正装置は、放射線発
生部および放射線検出器群のそれぞれの回転中心が互い
にずれているときに、得られた投影データを全データ取
得後、または各回転角ごとに補間補正を行うことによ
り、回転中心がずれていないときと同様に正確な投影デ
ータを得て、それにより正確な画像再構成を得るように
したものである。[Means for Solving the Problems] A data correction apparatus for a CT apparatus according to the present invention is configured such that when the respective rotation centers of a radiation generator and a group of radiation detectors are shifted from each other, the obtained projection data is converted into all data. By performing interpolation correction after acquisition or for each rotation angle, accurate projection data is obtained in the same manner as when the rotation center is not shifted, thereby obtaining an accurate image reconstruction.
［作 用］ この発明においては、回転中心がずれていても各回転
角ごとに投影データを補間処理するので、一次元の簡単
な補間計算で投影データの補正が行われる。[Operation] In the present invention, since the projection data is interpolated for each rotation angle even if the rotation center is shifted, the projection data is corrected by a simple one-dimensional interpolation calculation.
［実施例］ 以下、この発明の一実施例を図について説明する。第
１図はこの発明の一実施例を示す流れ図である。尚、こ
の発明が適用されるCT装置は第５図に示した通りであ
る。Embodiment An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a flowchart showing one embodiment of the present invention. The CT apparatus to which the present invention is applied is as shown in FIG.
但し、この発明においては、CT装置のデータ補正装置
として、放射線発生手段および放射線検出器群を回転さ
せながら投影データを収集する手段と、放射線発生手段
および放射線検出器群の回転中心が互いにずれていると
きに得られた投影データを各回転角ごとに補間計算によ
り補正する手段と、補正された投影データに基づいて再
構成画像を得る手段とを備えている。また、これらの投
影データ収集手段、投影データ補正手段および再構成画
像取得手段は、第１図内の各ステップS3、S5およびS6に
それぞれ対応している。However, in the present invention, as a data correction device of the CT apparatus, a means for collecting projection data while rotating the radiation generating means and the radiation detector group and a rotation center of the radiation generating means and the radiation detector group are shifted from each other. And means for correcting the projection data obtained when interpolation is performed by interpolation for each rotation angle, and means for obtaining a reconstructed image based on the corrected projection data. The projection data collection unit, projection data correction unit, and reconstructed image acquisition unit correspond to steps S3, S5, and S6 in FIG. 1, respectively.
第６図について説明したように、回転中心（６），
（７）がずれていないときの投影データのサンプリング
点はＲθｉ（γｊ）、回転中心（６），（７）がずれて
いるときに収集された投影データはＲθｉ（γｊ′）と
表わすことができる。従って、回転角θ方向への補間は
不要であり、Ｘ線ビームの広がり方向γに対する一次元
補間のみにより投影データの補正が可能なことが分か
る。As described with reference to FIG. 6, the rotation center (6),
The sampling point of the projection data when (7) is not shifted is R θi (γ j ), and the projection data collected when the rotation centers (6) and (7) are shifted is R θi (γ j ′). Can be expressed as Therefore, it is understood that interpolation in the direction of the rotation angle θ is unnecessary, and that the projection data can be corrected only by one-dimensional interpolation in the spreading direction γ of the X-ray beam.
この点に鑑みて、投影データを収集した後、回転中心
（６），（７）のずれを補正し、画像再構成が行われ
る。In view of this point, after collecting the projection data, the displacement of the rotation centers (6) and (7) is corrected, and the image is reconstructed.
まず、ステップS1でｉを０にセットし、ステップS2で
回転角を△θ増分し、ステップS3で投影データを収集す
る。First, i is set to 0 in step S1, the rotation angle is incremented by △ θ in step S2, and projection data is collected in step S3.
次に、ステップS4で回転角θｉ（＝ｉ・△θ）が360
゜以上になつたか否かを判定し、ノー（Ｎ）のときはス
テップS7でｉをインクリメントした後ステップS1に戻
り、イエス（Ｙ）のときはステップS5に進む。Next, in step S4, the rotation angle θ i (= i · △ θ) becomes 360
を It is determined whether or not the above has been reached. If the answer is no (N), i is incremented in step S7, and the process returns to step S1, and if the answer is yes (Y), the process proceeds to step S5.
ステップS5では投影データＲθｉ（γｊ′）をγｊ′
に対して補正し、続いてステップS6で画像再構成を行
う。In step S5, the projection data R θi (γ j ′) is converted to γ j ′
, And image reconstruction is performed in step S6.
第２図および第３図は具体的なスプライン補間による
補間結果を示した説明図である。第２図は、回転中心
（６），（７）がずれている場合およびずれていない場
合の投影データを示しており、第３図は補正後得られた
投影データおよび回転中心（６），（７）がずれていな
い場合の投影データを示している。FIG. 2 and FIG. 3 are explanatory diagrams showing specific interpolation results by spline interpolation. FIG. 2 shows the projection data when the rotation centers (6) and (7) are shifted and when they are not shifted, and FIG. 3 shows the projection data and the rotation centers (6) and (6) obtained after the correction. (7) shows projection data when there is no shift.
図において点線部（12）は回転中心（６），（７）が
ずれているときに各回転角で得られた投影データを示
し、実線部（13）は回転中心（６），（７）がずれてい
ないときに各回転角で得られるべき投影データを示して
いる。各図の横軸はＸ線検出器群（３）の並びに対応し
ており、縦軸はそれぞれの点の投影値に対応している。In the figure, a dotted line (12) indicates projection data obtained at each rotation angle when the rotation centers (6) and (7) are shifted, and a solid line (13) indicates rotation centers (6) and (7). 3 shows the projection data to be obtained at each rotation angle when is not shifted. The horizontal axis in each figure corresponds to the sequence of the X-ray detector group (3), and the vertical axis corresponds to the projection value of each point.
また第３図において、点線部（14）は回転中心
（６），（７）がずれているときに得られた投影データ
（12）をスプライン補間により補正した投影データであ
り、回転中心（６），（７）がずれていない場合の投影
データ（13）とほとんど重なり合っている。これからわ
かるように、スプライン補間による投影データ（14）の
補正は良好である。In FIG. 3, a dotted line portion (14) is projection data obtained by correcting projection data (12) obtained when the rotation centers (6) and (7) are deviated by spline interpolation. ) And (7) almost overlap the projection data (13) when they are not shifted. As can be seen, the correction of the projection data (14) by spline interpolation is good.
第４図は上記の補正投影データを用いて得られた再構
成画像の評価結果を示す説明図であり、次に示す画像評
価関数E1（正規化誤差分散）、E2（正規化絶対平均誤
差）、E3（隣接する４点の平均値絶対誤差）を使用して
いる。FIG. 4 is an explanatory diagram showing an evaluation result of a reconstructed image obtained using the above-mentioned corrected projection data. The following image evaluation functions E1 (normalized error variance) and E2 (normalized absolute average error) are shown below. , E3 (average absolute error of four adjacent points).
但し、 Pij:フアントムの画素（i,j）の値 rij:再構成画像の画素（i,j）の値 第４図に示したように、スプライン補間による投影デ
ータの補正を行うことによりE1,E2,E3値はいずれも誤差
なしのときの値に近くなっており、回転中心（６），
（７）のずれによって生じた誤差を補正できることがわ
かる。従って、回転中心（６），（７）のずれを機械的
に補正したり、精密な位置合わせを行うことなく、投影
データを補正するだけで画質劣化を防ぐことができる。 Here, P ij : the value of the pixel (i, j) of the phantom r ij : the value of the pixel (i, j) of the reconstructed image As shown in FIG. 4, the projection data is corrected by spline interpolation. The E1, E2, and E3 values are all close to the values when there is no error, and the rotation centers (6),
It can be seen that the error caused by the deviation of (7) can be corrected. Therefore, the image quality can be prevented from being deteriorated only by correcting the projection data without mechanically correcting the shift between the rotation centers (6) and (7) or performing precise alignment.
なお、上記実施例では投影データを全回転角に対して
収集した後に補正を行ったが、補間計算は各回転角ごと
に実施できるので、各回転角で投影データを収集し、そ
の都度補間計算をするようにしても同様の効果が得られ
る。In the above embodiment, the correction was performed after the projection data was collected for all the rotation angles. However, since the interpolation calculation can be performed for each rotation angle, the projection data is collected at each rotation angle, and the interpolation calculation is performed each time. The same effect can be obtained by performing the following.
また、上記実施例では、一次元補間計算にスプライン
補間を用いたが、他の一般的な補間計算法であつても同
様の効果を期待できる。Further, in the above embodiment, spline interpolation is used for one-dimensional interpolation calculation. However, similar effects can be expected by other general interpolation calculation methods.
更に、放射線がＸ線の場合を示したが、他の放射線を
用いても同等の効果を奏することは言うまでもない。Further, although the case where the radiation is X-rays has been described, it goes without saying that the same effect can be obtained by using other radiations.
［発明の効果］ この発明は以上説明したとおり、放射線発生部および
放射線検出器群のそれぞれの回転中心が互いにずれてい
るとき得られた投影データを補間補正する手段を設けた
ので、機械的に両回転中心を予め精密に一致させる必要
なしに画質劣化の殆んどない再構成画像を得ることがで
きる。従って、精密な機械を作成する必要がなくなり、
コスト低減を実現したCT装置のデータ補正装置が得られ
る効果がある。[Effects of the Invention] As described above, the present invention includes means for interpolating and correcting projection data obtained when the respective rotation centers of the radiation generating unit and the radiation detector group are shifted from each other. It is possible to obtain a reconstructed image with almost no image quality deterioration without having to precisely match both rotation centers in advance. Therefore, there is no need to create a precision machine,
There is an effect that a data correction device for a CT device that achieves cost reduction can be obtained.
【図面の簡単な説明】 第１図はこの発明の一実施例を示す流れ図、第２図は回
転中心にずれがある場合とない場合の各回転角における
投影データを示す説明図、第３図は回転中心にずれがあ
るときの投影データを補正して得られた投影データとず
れのないときの投影データを示す説明図、第４図はこの
発明の一実施例による再構成画像の評価結果を示す説明
図、第５図は一般的なCT装置を示す原理図、第６図は放
射線発生手段および放射線検出器群の回転中心がずれた
ときに得られる各回転角毎の投影データのプロファイル
を示す説明図である。 図において、（１）はＸ線発生部（放射線発生手段）、
（３）はＸ線検出器群（放射線検出器群）、（６）はＸ
線発生部の回転中心、（７）はＸ線検出器群の回転中
心、S3は投影データを収集するステップ、S5は投影デー
タを補正するステップ、S6は再構成画像を得るステップ
である。BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is a flowchart showing one embodiment of the present invention, FIG. 2 is an explanatory diagram showing projection data at each rotation angle with and without a shift in the center of rotation, FIG. FIG. 4 is an explanatory view showing projection data obtained by correcting projection data when there is a shift in the center of rotation and projection data when there is no shift, and FIG. 4 is an evaluation result of a reconstructed image according to an embodiment of the present invention. FIG. 5 is a principle diagram showing a general CT apparatus, and FIG. 6 is a profile of projection data for each rotation angle obtained when the rotation centers of the radiation generating means and the radiation detector group are shifted. FIG. In the figure, (1) is an X-ray generator (radiation generator),
(3) X-ray detector group (radiation detector group), (6) X-ray detector group
The rotation center of the line generating unit, (7) is the rotation center of the X-ray detector group, S3 is a step of collecting projection data, S5 is a step of correcting projection data, and S6 is a step of obtaining a reconstructed image.
Claims (1)
射線検出器群とを対向配置させたCT装置において、 前記放射線発生手段および前記放射線検出器群を回転さ
せながら投影データを収集する手段と、 前記放射線発生手段および前記放射線検出器群の回転中
心が互いにずれているときに得られた前記投影データを
各回転角ごとに補間計算により補正する手段と、 補正された投影データに基づいて再構成画像を得る手段
と を備えたことを特徴とするCT装置のデータ補正装置。1. A CT apparatus in which a radiation generating means and a group of radiation detectors are arranged to face each other with a measurement object interposed therebetween, wherein means for collecting projection data while rotating the radiation generating means and the group of radiation detectors. Means for correcting the projection data obtained when the rotation centers of the radiation generating means and the radiation detector group are displaced from each other by interpolation calculation for each rotation angle, based on the corrected projection data And a means for obtaining a reconstructed image.
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| Date | Code | Title | Description |
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