JP5415885B2 - Radiation CT apparatus and image processing apparatus - Google Patents

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    • A61B6/58Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/582Calibration
    • A61B6/583Calibration using calibration phantoms

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Description

本発明は、放射線源および検出パネルが回転軸を間に挟んで対向配置された撮影部を回転させつつ、回転軸上に配された被写体の放射線像を撮影する放射線CT装置により取得された画像信号に対して、この画像信号が表す画像上の被写体形状の変形の補正を行う放射線CT装置および画像処理装置に関するものである。   The present invention provides an image acquired by a radiation CT apparatus that captures a radiation image of a subject placed on a rotation axis while rotating an imaging unit in which a radiation source and a detection panel are opposed to each other with the rotation axis interposed therebetween. The present invention relates to a radiation CT apparatus and an image processing apparatus for correcting deformation of a subject shape on an image represented by the image signal.

従来より、放射線撮影を行うための放射線CT(Computed Tomography)装置が知られている。このような放射線CT装置としては、円錐状に放射線を発する放射線源および2次元検出パネルが回転軸を間に挟んで対向配置された撮影部を回転させつつ、回転軸上に被験者を配して放射線像を連続撮影し、さらに連続撮影により得られた画像信号を基に画像再構成演算を行うことによって、3次元的放射線CT像を得るものが知られている(例えば特許文献1等)。   Conventionally, a radiation CT (Computed Tomography) apparatus for performing radiography is known. As such a radiation CT apparatus, a subject is placed on a rotation axis while rotating a radiographic source that emits radiation in a conical shape and an imaging unit in which a two-dimensional detection panel is disposed opposite to the rotation axis. There is known one that obtains a three-dimensional radiation CT image by continuously capturing radiation images and further performing image reconstruction calculation based on image signals obtained by continuous imaging (for example, Patent Document 1).

このような放射線CT装置は、ベッドの上に被験者を寝かせ、撮影部を水平軸周りに回転させながら撮影を行なう装置が一般的だが、この他にも、撮影部が可動式のアームで保持されており、撮影部の位置や角度を自由に調整可能で、被験者を寝かせた状態で撮影部を水平軸周りに回転させながら撮影を行なう態様のみならず、被験者を直立させた状態で撮影部を鉛直軸周りに回転させながら撮影を行なう態様等、種々の撮影を行なうことが可能な装置も提案されている。   Such a radiation CT apparatus is generally an apparatus that shoots a subject on a bed and rotates an imaging unit around a horizontal axis. In addition, the imaging unit is held by a movable arm. The position and angle of the imaging unit can be adjusted freely, and the imaging unit can be used in a state where the subject is standing upright as well as a mode in which imaging is performed while rotating the imaging unit around the horizontal axis with the subject lying down. There has also been proposed an apparatus capable of performing various photographing such as an aspect of photographing while rotating around a vertical axis.

上記のような放射線CT装置のように撮影部を回転させながら撮影を行なう場合、回転軸に対する放射線源および検出パネルの位置関係が常に一定でないと正確な3次元放射線CT像を構築することができないが、放射線源や検出パネルといった重量物を回転させた場合には、Cアームの変形、装置の振動、駆動部の機械的ガタツキ等によって、回転軸に対する放射線源および検出パネルの位置関係を一定に保つことは非常に困難である。   When imaging is performed while rotating the imaging unit as in the radiation CT apparatus as described above, an accurate three-dimensional radiation CT image cannot be constructed unless the positional relationship between the radiation source and the detection panel with respect to the rotation axis is always constant. However, when a heavy object such as a radiation source or a detection panel is rotated, the positional relationship between the radiation source and the detection panel with respect to the rotation axis is kept constant by deformation of the C arm, vibration of the device, mechanical rattling of the drive unit, and the like. It is very difficult to keep.

従って、例えば、予め既知の形状のファントムを撮影しておき、このとき撮影された画像に基づいて被写体形状の補正情報を取得し、実際の撮影により得られた画像について補正情報に基づいて形状を補正する等、何らかの補正を行うことが考えられる。(例えば特許文献1−3等)   Therefore, for example, a phantom of a known shape is photographed in advance, subject shape correction information is acquired based on the image captured at this time, and the shape of the image obtained by actual photographing is determined based on the correction information. It is conceivable to perform some correction such as correction. (For example, patent documents 1-3 etc.)

特開平09−173330号公報JP 09-173330 A 特許第3992389号明細書Japanese Patent No. 399389 特開2005−058309号公報JP 2005-058309 A

ここで、放射線CT装置における放射線源と検出パネルとの位置関係について図面を用いて詳細に説明する。図2(A)は放射線CT装置の放射線源および検出パネルの概略斜視図、図2(B)は図2(A)に示す放射線源および検出パネルの上面図、図2(C)は図2(A)に示す放射線源および検出パネルの側面図である。   Here, the positional relationship between the radiation source and the detection panel in the radiation CT apparatus will be described in detail with reference to the drawings. 2A is a schematic perspective view of the radiation source and detection panel of the radiation CT apparatus, FIG. 2B is a top view of the radiation source and detection panel shown in FIG. 2A, and FIG. 2C is FIG. It is a side view of the radiation source and detection panel which are shown to (A).

図2(A)に示すように、通常は放射線源10および検出パネル11は、放射線源10(より正確には放射線源10内の放射線焦点)からの放射線照射軸が回転軸Zを通って検出パネル11の中心に当たるように配置されるが、上記のような理由により撮影時にはこの配置から外れることがある。   As shown in FIG. 2A, the radiation source 10 and the detection panel 11 normally detect the radiation irradiation axis from the radiation source 10 (more precisely, the radiation focal point in the radiation source 10) through the rotation axis Z. Although it arrange | positions so that it may hit the center of the panel 11, it may remove | deviate from this arrangement | positioning at the time of imaging | photography for the above reasons.

このずれについては、図2(B)、(C)に示すように、放射線焦点10からの放射線照射軸に対して検出パネル11が水平方向(U軸方向)にずれることをU軸オフセット、放射線焦点10からの放射線照射軸に対して検出パネル11が垂直方向(V軸方向)にずれることをV軸オフセット、検出パネル11が水平方向を軸に回転することをUチルト、検出パネル11が垂直方向を軸に回転することをVチルト、放射線焦点10からの放射線照射軸に対して検出パネル11が回転することをピボット角度と呼ぶ。   As shown in FIGS. 2B and 2C, this shift is caused by the fact that the detection panel 11 is shifted in the horizontal direction (U-axis direction) with respect to the radiation irradiation axis from the radiation focus 10. A deviation of the detection panel 11 in the vertical direction (V-axis direction) with respect to the radiation irradiation axis from the focal point 10 is a V-axis offset, a rotation of the detection panel 11 about the horizontal direction is a U-tilt, and the detection panel 11 is vertical. Rotation about the direction is called V tilt, and rotation of the detection panel 11 with respect to the radiation irradiation axis from the radiation focus 10 is called a pivot angle.

正確な3次元放射線CT像を構築するためには、これらの誤差による影響を全て低減するように補正しなくてはならないが、特許文献1では、U軸オフセット、V軸オフセット、ピボット角度についてのみ補正を行っており、特許文献2では、U軸オフセットについてのみ補正を行っており、特許文献3では、U軸オフセット、ピボット角度についてのみ補正を行っている。   In order to construct an accurate three-dimensional radiation CT image, correction must be made so as to reduce all the effects of these errors. However, in Patent Document 1, only the U-axis offset, the V-axis offset, and the pivot angle are used. In Patent Document 2, correction is performed only for the U-axis offset, and in Patent Document 3, correction is performed only for the U-axis offset and the pivot angle.

すなわち、U軸オフセット、V軸オフセット、ピボット角度の補正については種々の補正方法が提案されているが、UチルトやVチルトについては、これまで有効的な方法は提案されていなかった。   That is, various correction methods have been proposed for correcting the U-axis offset, V-axis offset, and pivot angle, but no effective method has been proposed for U-tilt and V-tilt.

本発明は、このうちのVチルトの補正を行うことが可能な放射線CT装置および画像処理装置を提供することを目的とするものである。   An object of the present invention is to provide a radiation CT apparatus and an image processing apparatus capable of correcting the V tilt among them.

本願出願人は、放射線検出手段にVチルトが発生している場合に、3次元放射線CT像上で被写体が水平方向成分を含むように延びることを考慮して、既知の形状のファントムを撮影することにより得られた3次元放射線CT像において、ファントムの形状の水平方向の広がり具合に基づいて放射線検出手段のVチルトの影響を求めて、Vチルトの影響を低減するように画像信号を補正するようにすればVチルトの補正を行うことが可能となることを見出した。   The applicant of the present application photographs a phantom of a known shape in consideration of the subject extending so as to include a horizontal component on a three-dimensional radiation CT image when a V tilt occurs in the radiation detection means. In the three-dimensional radiation CT image obtained by this, the influence of the V tilt of the radiation detecting means is obtained based on the horizontal extent of the phantom shape, and the image signal is corrected so as to reduce the influence of the V tilt. It was found that V tilt can be corrected by doing so.

この点について図面を用いて詳細に説明する。図3は放射線検出手段にVチルトが発生している場合のファントム撮影の状態を示す図、図4は放射線検出手段にVチルトが発生している場合のファントム撮影により取得された3次元放射線CT像の断層図、図5はファントム撮影により取得された3次元放射線CT像の詳細な断層図であり、図5(A)はVチルトが発生していない状態の画像、図5(B)はVチルトが発生している状態の画像、図5(C)は図5(A)および(B)の画像を2値化した状態の画像、図6は図5(A)および(B)の画像のプロファイルである。   This point will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 3 is a diagram showing a state of phantom imaging when a V-tilt is generated in the radiation detecting means, and FIG. 4 is a three-dimensional radiation CT acquired by phantom imaging when a V-tilt is generated in the radiation detecting means. FIG. 5 is a detailed tomogram of a three-dimensional radiation CT image acquired by phantom imaging, FIG. 5A is an image in a state where no V tilt occurs, and FIG. 5C is an image in a state where V tilt is generated, FIG. 5C is an image obtained by binarizing the images of FIGS. 5A and 5B, and FIG. 6 is an image of FIGS. 5A and 5B. This is an image profile.

図3の左側部分は回転軸Zを上から見た状態を表しているが、ここに示す通り、放射線源からは円錐状の放射線(コーンビーム)が照射されるため、放射線検出手段にVチルトが発生していると、微小ファントムAの再構成位置が本来再構成される位置から水平方向にずれることになる。   The left part of FIG. 3 shows a state in which the rotation axis Z is viewed from above. As shown here, since the radiation source emits conical radiation (cone beam), V-tilt is applied to the radiation detection means. If this occurs, the reconstructed position of the micro phantom A is shifted in the horizontal direction from the position where it is originally reconstructed.

また、図3の右側部分は回転軸Zを横から見た状態を表しているが、ここに示す通り、放射線源からは円錐状の放射線(コーンビーム)が照射されるため、放射線検出手段にVチルトが発生していると、微小球体ファントムAの位置がミッドプレーン(回転軸Zを中心とした放射線焦点の回転軌道面)からずれた位置にある場合には、再構成位置が本来再構成される位置から垂直方向において撮影方向毎に異なる量のずれが生じることになる。   In addition, the right part of FIG. 3 shows the state of the rotation axis Z as viewed from the side. As shown here, since the radiation source emits conical radiation (cone beam), When the V tilt is generated, if the position of the microsphere phantom A is shifted from the midplane (the rotational orbital plane of the radiation focal point about the rotation axis Z), the reconstruction position is originally reconstructed. A different amount of deviation occurs in each of the photographing directions in the vertical direction from the position where the image is applied.

これらが組み合わさった結果、図4に示すように、3次元放射線CT像上では、同一形状の微小球体ファントムA、B、Cが配置されている高さに応じて、異なる方向に延伸してCT像A´、B´、C´が再構成されることになる。(図中のA、B、Cは放射線検出手段にVチルトが発生していない場合のCT像を示している。)
ファントムのCT像A´、B´、C´は、原点(画像中心)から各ファントムA、B、Cの中心を結ぶ線上に各々延伸することになるが、この延伸方向は水平方向成分Wと垂直方向成分に分解でき、このうち垂直方向成分は微小球体ファントムA、B、Cが配置されている高さに応じて発生するもので、具体的には、ミッドプレーン上にあるファントムにはVチルト影響量の垂直方向成分は表れず、ミッドプレーンからファントムが垂直方向に離れるほどVチルト影響量の垂直方向成分が多く表れることになる。
As a result of combining these, as shown in FIG. 4, on the three-dimensional radiation CT image, the microsphere phantoms A, B, and C having the same shape are stretched in different directions depending on the height. CT images A ′, B ′, and C ′ are reconstructed. (A, B, and C in the figure show CT images when no V tilt occurs in the radiation detection means.)
The phantom CT images A ′, B ′, and C ′ are each stretched from the origin (image center) onto a line that connects the centers of the phantoms A, B, and C. The vertical component can be decomposed according to the height at which the microsphere phantoms A, B, and C are arranged. Specifically, the phantom on the midplane has V The vertical component of the tilt influence amount does not appear, and the vertical component of the V tilt influence amount appears as the phantom moves away from the midplane in the vertical direction.

水平方向成分Wについては、回転軸Z上にあるファントムにはVチルト影響量の水平方向成分Wは表れず、回転軸Zからファントムが水平方向に離れるほどVチルト影響量の水平方向成分Wが多く表れることになり、また、ミッドプレーンからの高さに関わらず、水平方向における回転軸Zからの距離に応じてVチルトの影響が均一に表れることになる。   Regarding the horizontal direction component W, the horizontal direction component W of the V tilt influence amount does not appear in the phantom on the rotation axis Z, and the horizontal direction component W of the V tilt influence amount increases as the phantom moves away from the rotation axis Z in the horizontal direction. In addition, the effect of V tilt appears uniformly according to the distance from the rotation axis Z in the horizontal direction regardless of the height from the midplane.

すなわち、ファントムのCT像は、原点(画像中心)からファントムの中心を結ぶ線上に延伸することになるので、この延伸方向の長さに基づいてVチルト量を演算するようにしてもよいし、ファントムのCT像の水平方向成分の長さに基づいてVチルト量を演算するようにしてもよいが、いずれにしても、ファントムの形状の水平方向の広がり具合に着目すればVチルト量を把握することが可能になる。   That is, since the CT image of the phantom extends on a line connecting the origin (image center) to the center of the phantom, the V tilt amount may be calculated based on the length in the extending direction. The V tilt amount may be calculated based on the length of the horizontal component of the CT image of the phantom, but in any case, the V tilt amount can be grasped by paying attention to the horizontal extent of the phantom shape. It becomes possible to do.

ここで、ファントムの形状の水平方向の広がり具合を判断する際の方法としては、図5(A)に示すようなVチルトが発生していない状態の画像や図5(B)に示すようなVチルトが発生している状態の画像を図5(C)に示すように2値化して、延伸方向もしくは水平方向といった水平方向成分を含む方向において長さを比較する方法や、図6に示すように図5(A)や図5(B)に示す画像の水平方向成分を含む方向のプロファイルにおける半値幅の長さや、コントラストや、鮮鋭度等の指標を比較する方法等、どのような方法でもかまわない。   Here, as a method for determining the extent of the phantom shape in the horizontal direction, as shown in FIG. 5A, an image in a state where no V tilt is generated or as shown in FIG. A method of binarizing an image in a state where V tilt is generated as shown in FIG. 5C and comparing the lengths in a direction including a horizontal component such as a stretching direction or a horizontal direction, or as shown in FIG. Thus, any method such as a method of comparing the half-value width in the direction profile including the horizontal direction component of the image shown in FIG. 5A or FIG. 5B, a method of comparing indexes such as contrast and sharpness, etc. But it doesn't matter.

本発明の第1の放射線CT装置は上記知見に基づいてなされたものであって、円錐状に放射線を発する放射線源および放射線を検出する放射線検出手段が回転軸を間に挟んで対向配置された撮影部と、撮影部を回転軸を中心に回転させる駆動手段と、放射線検出手段に記録された画像信号を読み出す読出手段と、撮影部を回転させつつ回転軸上に配された被写体の放射線像を連続撮影するように制御する制御手段と、連続撮影により得られた画像信号を基に画像再構成演算を行うことによって被写体の3次元放射線CT像を得る画像処理手段とを備えた放射線CT装置であって、既知の形状のファントムを撮影することにより得られた3次元放射線CT像において、ファントムの形状の水平方向の広がり具合に基づいて放射線検出手段のVチルトの影響を求めて、Vチルトの影響を低減するように画像信号を補正する補正手段を備えたことを特徴とするものである。   The first radiation CT apparatus of the present invention is made on the basis of the above knowledge, and a radiation source for emitting radiation in a conical shape and a radiation detecting means for detecting radiation are arranged opposite to each other with a rotation axis in between. An imaging unit, a driving unit that rotates the imaging unit around a rotation axis, a reading unit that reads an image signal recorded in the radiation detection unit, and a radiation image of a subject arranged on the rotation axis while rotating the imaging unit CT apparatus comprising: control means for controlling to continuously take images, and image processing means for obtaining a three-dimensional radiation CT image of a subject by performing image reconstruction calculation based on image signals obtained by continuous photography In the three-dimensional radiation CT image obtained by photographing a phantom of a known shape, the V-shaped detector of the radiation detecting means is based on the horizontal extent of the phantom shape. Seeking effect of bets, is characterized in that it comprises a correction means for correcting an image signal so as to reduce the effect of V tilt.

ここで、「ファントムの形状の水平方向の広がり具合」とは、3次元放射線CT像の原点およびファントムの中心位置を含む3次元放射線CT像の垂直断面図におけるファントムの水平方向成分を含む方向の長さのみならず、上記断面図におけるファントムの水平方向成分を含む方向のプロファイルにおける半値幅の長さや、コントラストや、鮮鋭度等、ファントムの形状の水平方向成分を含む方向の広がり具合を測ることが可能な指標であればどのようなものでもよい。   Here, “the extent of the phantom shape in the horizontal direction” means a direction including the horizontal direction component of the phantom in the vertical sectional view of the three-dimensional radiation CT image including the origin of the three-dimensional radiation CT image and the center position of the phantom. Measure not only the length but also the spread of the half width in the profile including the horizontal component of the phantom in the above cross-sectional view, the extent of the direction including the horizontal component of the phantom shape, such as contrast and sharpness. Any index can be used as long as it is possible.

本願出願人は、上記のように3次元放射線CT像から放射線検出手段のずれ量を把握する場合、Vチルト量のみならず、V軸オフセット量も容易に把握できることを見出した。この点について図面を用いて詳細に説明する。図7は放射線検出手段にV軸オフセットが発生している場合のファントム撮影の状態を示す図、図8は放射線検出手段にV軸オフセットが発生している場合のファントム撮影により取得された3次元放射線CT像の断層図である。   The applicant of the present application has found that not only the V tilt amount but also the V axis offset amount can be easily grasped when grasping the deviation amount of the radiation detecting means from the three-dimensional radiation CT image as described above. This point will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 7 is a diagram showing a state of phantom imaging when a V-axis offset is generated in the radiation detection means, and FIG. 8 is a three-dimensional image acquired by phantom imaging when a V-axis offset is generated in the radiation detection means. It is a tomogram of a radiation CT image.

図7に示す通り、放射線検出手段にV軸オフセットが発生し、放射線検出手段が上方にずれると、放射線検出手段の検出面でのファントムの投影位置は相対的に下方に移動し、結果的に微小ファントムAの再構成位置が本来再構成される位置から下方に移動することになる。逆に、放射線検出手段が下方にずれると、放射線検出手段の検出面でのファントムの投影位置は相対的に上方に移動し、結果的に微小ファントムAの再構成位置が本来再構成される位置から上方に移動することになる。   As shown in FIG. 7, when a V-axis offset occurs in the radiation detection means and the radiation detection means is displaced upward, the projection position of the phantom on the detection surface of the radiation detection means moves relatively downward, and as a result The reconstruction position of the minute phantom A moves downward from the position where it is originally reconstructed. On the contrary, when the radiation detection means is shifted downward, the projection position of the phantom on the detection surface of the radiation detection means moves relatively upward, and as a result, the reconstruction position of the micro phantom A is originally reconstructed. Will move upwards.

また、放射線源からは円錐状の放射線(コーンビーム)が照射されるため、放射線検出手段にV軸オフセットが発生していると、微小ファントムAの再構成位置が本来再構成される位置から垂直方向において撮影方向毎に異なる量のずれが生じることになる。   Further, since cone-shaped radiation (cone beam) is emitted from the radiation source, if the V-axis offset is generated in the radiation detection means, the reconstruction position of the micro phantom A is perpendicular to the position where it is originally reconstructed. In the direction, a different amount of deviation occurs for each photographing direction.

これらが組み合わさった結果、図8に示すように、3次元放射線CT像上では、微小球体ファントムA、B、Cの配置位置に関わらず、ファントムのCT像A´、B´、C´の中心位置がV軸オフセットの方向とは逆方向に移動するとともに、V軸オフセット量に依存して垂直方向に延伸することになる。従って、ファントムの位置およびファントムの形状の垂直方向の広がり具合に着目すればV軸オフセットを把握することが可能になる。   As a result of combining these, as shown in FIG. 8, on the three-dimensional radiation CT image, the CT images A ′, B ′, and C ′ of the phantoms are displayed regardless of the arrangement positions of the microsphere phantoms A, B, and C. The center position moves in the direction opposite to the direction of the V-axis offset, and extends in the vertical direction depending on the amount of V-axis offset. Therefore, it is possible to grasp the V-axis offset by paying attention to the position of the phantom and the vertical spread of the phantom shape.

なお、ファントムの形状の垂直方向の広がり具合を判断する際の方法としては、上述のVチルトと同様に、撮影画像を2値化して垂直方向成分を含む方向において長さを比較する方法や、垂直方向成分を含む方向のプロファイルにおける半値幅の長さや、コントラストや、鮮鋭度等の指標を比較する方法等、どのような方法でもかまわない。   In addition, as a method for determining the vertical extent of the phantom shape, similarly to the above-described V tilt, a method of binarizing the captured image and comparing the length in the direction including the vertical component, Any method may be used such as a method of comparing indices such as the length of the half-value width in the direction profile including the vertical direction component, contrast, and sharpness.

本発明の第2の放射線CT装置は上記知見に基づいてなされたものであって、円錐状に放射線を発する放射線源および放射線を検出する放射線検出手段が回転軸を間に挟んで対向配置された撮影部と、撮影部を回転軸を中心に回転させる駆動手段と、放射線検出手段に記録された画像信号を読み出す読出手段と、撮影部を回転させつつ回転軸上に配された被写体の放射線像を連続撮影するように制御する制御手段と、連続撮影により得られた画像信号を基に画像再構成演算を行うことによって被写体の3次元放射線CT像を得る画像処理手段とを備えた放射線CT装置であって、既知の形状のファントムを撮影することにより得られた3次元放射線CT像において、ファントムの位置およびファントムの形状の垂直方向の広がり具合に基づいて放射線検出手段のV軸オフセットの影響を求めて、V軸オフセットの影響を低減するように画像信号を補正する補正手段を備えたことを特徴とするものである。   The second radiation CT apparatus of the present invention has been made based on the above knowledge, and a radiation source that emits radiation in a conical shape and a radiation detection means that detects radiation are disposed opposite to each other with a rotation axis in between. An imaging unit, a driving unit that rotates the imaging unit around a rotation axis, a reading unit that reads an image signal recorded in the radiation detection unit, and a radiation image of a subject arranged on the rotation axis while rotating the imaging unit CT apparatus comprising: control means for controlling to continuously take images, and image processing means for obtaining a three-dimensional radiation CT image of a subject by performing image reconstruction calculation based on image signals obtained by continuous photography In a three-dimensional radiation CT image obtained by photographing a phantom of a known shape, based on the position of the phantom and the vertical spread of the phantom shape Seeking effect of V-axis offset of the radiation detecting means, it is characterized in that it comprises a correction means for correcting an image signal so as to reduce the effects of V-axis offset.

ここで、「ファントムの形状の垂直方向の広がり具合」とは、3次元放射線CT像の原点およびファントムの中心位置を含む3次元放射線CT像の垂直断面図におけるファントムの垂直方向成分を含む方向の長さのみならず、上記断面図におけるファントムの垂直方向成分を含む方向のプロファイルにおける半値幅の長さや、コントラストや、鮮鋭度等、ファントムの形状の垂直方向成分を含む方向の広がり具合を測ることが可能な指標であればどのようなものでもよい。   Here, “the extent of the phantom shape in the vertical direction” means a direction including the vertical component of the phantom in the vertical sectional view of the three-dimensional radiation CT image including the origin of the three-dimensional radiation CT image and the center position of the phantom. Measure not only the length but also the width of the half-value width in the profile including the vertical component of the phantom in the above cross-sectional view, the degree of spread in the direction including the vertical component of the phantom shape, such as contrast and sharpness. Any index can be used as long as it is possible.

本発明の放射線CT装置は、画像信号の取得を行なう装置と、画像信号に対して画像処理を行う画像処理装置とが別体に構成されていてもよく、本発明の画像処理装置はこのように別体に構成されたものであって、本発明の第1の画像処理装置は、円錐状に放射線を発する放射線源および放射線を検出する放射線検出手段が回転軸を間に挟んで対向配置された撮影部と、撮影部を回転軸を中心に回転させる駆動手段と、放射線検出手段に記録された画像信号を読み出す読出手段と、撮影部を回転させつつ回転軸上に配された被写体の放射線像を連続撮影するように制御する制御手段と、連続撮影により得られた画像信号を基に画像再構成演算を行うことによって被写体の3次元放射線CT像を得る画像処理手段とを備えた放射線CT装置により取得された画像信号に対して画像処理を行う画像処理装置であって、既知の形状のファントムを撮影することにより得られた3次元放射線CT像において、ファントムの形状の水平方向の広がり具合に基づいて放射線検出手段のVチルトの影響を求めて、Vチルトの影響を低減するように画像信号を補正する補正手段を備えたことを特徴とするものである。   In the radiation CT apparatus of the present invention, an apparatus that acquires an image signal and an image processing apparatus that performs image processing on the image signal may be configured separately. In the first image processing apparatus according to the present invention, a radiation source that emits radiation in a conical shape and a radiation detection means that detects radiation are disposed opposite to each other with a rotation axis therebetween. An imaging unit, a driving unit that rotates the imaging unit around a rotation axis, a reading unit that reads an image signal recorded in the radiation detection unit, and a radiation of a subject arranged on the rotation axis while rotating the imaging unit Radiation CT comprising control means for controlling to continuously take images, and image processing means for obtaining a three-dimensional radiation CT image of a subject by performing image reconstruction calculation based on image signals obtained by continuous photography By equipment An image processing apparatus that performs image processing on an acquired image signal, based on a horizontal spread of a phantom shape in a three-dimensional radiation CT image obtained by photographing a phantom of a known shape And a correction means for correcting the image signal so as to reduce the influence of the V tilt by obtaining the influence of the V tilt of the radiation detection means.

また、本発明の第2の画像処理装置は、円錐状に放射線を発する放射線源および放射線を検出する放射線検出手段が回転軸を間に挟んで対向配置された撮影部と、撮影部を回転軸を中心に回転させる駆動手段と、放射線検出手段に記録された画像信号を読み出す読出手段と、撮影部を回転させつつ回転軸上に配された被写体の放射線像を連続撮影するように制御する制御手段と、連続撮影により得られた画像信号を基に画像再構成演算を行うことによって被写体の3次元放射線CT像を得る画像処理手段とを備えた放射線CT装置により取得された画像信号に対して画像処理を行う画像処理装置であって、既知の形状のファントムを撮影することにより得られた3次元放射線CT像において、ファントムの位置およびファントムの形状の垂直方向の広がり具合に基づいて放射線検出手段のV軸オフセットの影響を求めて、V軸オフセットの影響を低減するように画像信号を補正する補正手段を備えたことを特徴とするものである。   Further, the second image processing apparatus of the present invention includes an imaging unit in which a radiation source that emits radiation in a conical shape and a radiation detection unit that detects radiation are disposed opposite to each other with a rotation axis interposed therebetween, and the imaging unit is configured with the rotation axis Driving means for rotating the image center, reading means for reading out image signals recorded in the radiation detection means, and control for continuously taking radiographic images of the subject arranged on the rotation axis while rotating the imaging unit An image signal obtained by a radiation CT apparatus comprising: means and an image processing means for obtaining a three-dimensional radiation CT image of a subject by performing image reconstruction calculation based on an image signal obtained by continuous imaging An image processing apparatus that performs image processing, and in a three-dimensional radiation CT image obtained by photographing a phantom of a known shape, the phantom position and the phantom shape are perpendicular to each other. Seeking effect of V-axis offset of the radiation detector based on the spatial spread of direction, it is characterized in that it comprises a correction means for correcting an image signal so as to reduce the effects of V-axis offset.

本発明の第1の放射線CT装置および画像処理装置によれば、放射線検出手段にVチルトが発生している場合に、3次元放射線CT像上で被写体が水平方向成分を含むように延びることを考慮して、既知の形状のファントムを撮影することにより得られた3次元放射線CT像において、ファントムの形状の水平方向の広がり具合に基づいて放射線検出手段のVチルトの影響を求めて、Vチルトの影響を低減するように画像信号を補正するようにしたので、従来困難であったVチルトの補正を行うことが可能となる。   According to the first radiation CT apparatus and image processing apparatus of the present invention, when a V tilt occurs in the radiation detection means, the subject extends so as to include a horizontal component on the three-dimensional radiation CT image. In consideration, in a three-dimensional radiation CT image obtained by imaging a phantom of a known shape, the influence of the V tilt of the radiation detection means is obtained based on the horizontal extent of the phantom shape, and the V tilt Since the image signal is corrected so as to reduce the influence of the above, it is possible to correct the V tilt which has been difficult in the past.

また、本発明の第2の放射線CT装置および画像処理装置によれば、放射線検出手段にV軸オフセットが発生している場合に、3次元放射線CT像上で被写体が垂直方向に延びることを考慮して、既知の形状のファントムを撮影することにより得られた3次元放射線CT像において、ファントムの位置およびファントムの形状の垂直方向の広がり具合に基づいて放射線検出手段のV軸オフセットの影響を求めて、V軸オフセットの影響を低減するように画像信号を補正するようにしたので、3次元放射線CT像に基づいて容易にV軸オフセットの補正を行うことが可能となる。   Further, according to the second radiation CT apparatus and image processing apparatus of the present invention, it is considered that the subject extends in the vertical direction on the three-dimensional radiation CT image when a V-axis offset is generated in the radiation detection means. Then, in the three-dimensional radiation CT image obtained by imaging a phantom of a known shape, the influence of the V-axis offset of the radiation detection means is obtained based on the position of the phantom and the vertical spread of the phantom shape. Thus, since the image signal is corrected so as to reduce the influence of the V-axis offset, the V-axis offset can be easily corrected based on the three-dimensional radiation CT image.

本発明の一実施の形態による放射線CT装置の概略構成図1 is a schematic configuration diagram of a radiation CT apparatus according to an embodiment of the present invention. 放射線CT装置の放射線源および検出パネルの概略斜視図Schematic perspective view of radiation source and detection panel of radiation CT apparatus 図2(A)に示す放射線源および検出パネルの上面図Top view of the radiation source and detection panel shown in FIG. 図2(A)に示す放射線源および検出パネルの側面図Side view of radiation source and detection panel shown in FIG. 放射線検出手段にVチルトが発生している場合のファントム撮影の状態を示す図The figure which shows the state of the phantom imaging | photography when V tilt has generate | occur | produced in the radiation detection means 放射線検出手段にVチルトが発生している場合のファントム撮影により取得された3次元放射線CT像の断層図A tomographic view of a three-dimensional radiation CT image acquired by phantom imaging when a V tilt occurs in the radiation detection means ファントム撮影により取得された3次元放射線CT像の詳細な断層図であり、Vチルトが発生していない状態の画像It is a detailed tomogram of a three-dimensional radiation CT image acquired by phantom imaging, and an image in a state where no V tilt occurs Vチルトが発生している状態の画像、An image with V-tilt occurring, 図5(A)および(B)の画像を2値化した状態の画像An image obtained by binarizing the images of FIGS. 5 (A) and 5 (B) 図5(A)および(B)の画像のプロファイルProfiles of images in FIGS. 5 (A) and 5 (B) 放射線検出手段にV軸オフセットが発生している場合のファントム撮影の状態を示す図The figure which shows the state of the phantom imaging when the V-axis offset has generate | occur | produced in the radiation detection means 放射線検出手段にV軸オフセットが発生している場合のファントム撮影により取得された3次元放射線CT像の断層図A tomogram of a three-dimensional radiation CT image acquired by phantom imaging when a V-axis offset occurs in the radiation detection means

以下、本発明の実施の形態について、図面を用いて説明する。図1は本発明の一実施の形態による放射線CT装置の概略構成図である。   Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a radiation CT apparatus according to an embodiment of the present invention.

図1に示すように、放射線CT装置1は、放射線画像の撮影を行なう撮影装置と、被験者Pを支持するための支持台であるベッド22と、撮影装置に接続され、撮影装置の制御や撮影により得られた画像の処理を行うコンピューター30と、このコンピューター30に接続されたモニター31とから構成される。   As shown in FIG. 1, the radiation CT apparatus 1 is connected to an imaging apparatus that captures a radiographic image, a bed 22 that is a support base for supporting the subject P, and the imaging apparatus, and controls and captures the imaging apparatus. The computer 30 which processes the image obtained by this, and the monitor 31 connected to this computer 30 are comprised.

撮影装置は、円錐状の放射線(以後、円錐状放射線ともいう)を発する放射線源10、放射線源10から発せられた放射線を検出する検出パネル11、放射線源10および検出パネル11を保持するCアーム12からなる撮影部2と、この撮影部2を回転させる駆動部15と、駆動部15を保持するアーム20とを有するものである。   The imaging apparatus includes a radiation source 10 that emits conical radiation (hereinafter also referred to as conical radiation), a detection panel 11 that detects radiation emitted from the radiation source 10, and a C-arm that holds the radiation source 10 and the detection panel 11. The imaging unit 2 includes 12, a driving unit 15 that rotates the imaging unit 2, and an arm 20 that holds the driving unit 15.

撮影部2は回転軸Cの周りに360°回転可能である。また、可動部20aを備えたアーム20は、天井に対し移動可能に取り付けられた基部21に保持されており、撮影室内において、広範の位置に移動可能であるとともに、撮影部2の回転方向(回転軸角度)も変更可能に構成されている。   The imaging unit 2 can rotate 360 ° around the rotation axis C. In addition, the arm 20 including the movable portion 20a is held by a base 21 that is movably attached to the ceiling, and can be moved to a wide range of positions in the photographing room, and the rotation direction of the photographing portion 2 ( The rotation axis angle) can also be changed.

放射線源10と検出パネル11とは回転軸Cを間に挟んで対向配置されており、放射線CT装置1により放射線CT撮影を行うときには、回転軸C、放射線源10、検出パネル11の互いの位置関係は固定される。なお、検出パネル11を構成する検出画素が並べられた検出面は、平面であってもよいし湾曲をなすものであってもよい。   The radiation source 10 and the detection panel 11 are arranged to face each other with the rotation axis C interposed therebetween. When performing radiation CT imaging with the radiation CT apparatus 1, the rotation axis C, the radiation source 10, and the detection panel 11 are positioned relative to each other. The relationship is fixed. The detection surface on which the detection pixels constituting the detection panel 11 are arranged may be a flat surface or a curved surface.

コンピューター30は、制御手段としての不図示の中央処理装置(CPU)、不図示のHDDやSSD等のストレージデバイス、不図示のマウスやキーボード等の操作入力手段を備える。   The computer 30 includes a central processing unit (CPU) (not shown) as control means, a storage device (not shown) such as HDD and SSD, and operation input means such as a mouse and keyboard (not shown).

CPUは、検出パネル11から取得した画像信号に対して補正処理を行う補正手段としての機能や、画像信号を基に画像再構成演算を行うことによって被写体の3次元放射線CT像を得る画像処理手段としての機能や、放射線源10の動作制御、検出パネル11の検出動作および画像信号読出動作の制御、駆動部15による撮影部2の回転制御、アーム20および基部21の駆動制御を行なう制御手段としての機能を備える。   The CPU functions as a correction unit that performs correction processing on the image signal acquired from the detection panel 11 or an image processing unit that obtains a three-dimensional radiation CT image of the subject by performing image reconstruction calculation based on the image signal. As control means for controlling the functions of the radiation source 10, the detection operation of the detection panel 11 and the control of the image signal reading operation, the rotation control of the imaging unit 2 by the drive unit 15, and the drive control of the arm 20 and the base unit 21. It has the function of.

以下、放射線CT装置1の作用について説明する。   Hereinafter, the operation of the radiation CT apparatus 1 will be described.

まず、被験者Pをベッド22上に横たわらせ、被験者Pの体の略中心を回転軸Cとして、この回転軸Cを挟んで放射線源10と検出パネル11とが対称位置に配されるように撮影部2の位置決めを行なう。撮影部2の移動は、撮影者によるコンピューター30の操作に基づいて行なわれる。   First, the subject P is laid on the bed 22, and the radiation source 10 and the detection panel 11 are arranged at symmetrical positions with the rotational axis C being the approximate center of the subject P's body. Then, the photographing unit 2 is positioned. The photographing unit 2 is moved based on the operation of the computer 30 by the photographer.

このようにして撮影部2を位置決めした後、撮影者がコンピューター30を操作することにより撮影部2の撮影時の角速度および撮影開始指示が入力されると、CPUは撮影部2を回転させて被験者Pを通る回転軸Cの回りに放射線源10と検出パネル11とを一体的に回転させつつ撮影を行なわせる。   After positioning the photographing unit 2 in this way, when the photographer operates the computer 30 to input the angular velocity and photographing start instruction of the photographing unit 2, the CPU rotates the photographing unit 2 to rotate the subject. Imaging is performed while the radiation source 10 and the detection panel 11 are rotated integrally around a rotation axis C passing through P.

撮影部2を回転させつつ所定角度毎に、放射線源10から発せられ被験者Pを通った円錐状放射線の検出パネル11への曝射および検出パネル11に記録された画像信号の読出しを複数回繰り返して被験者Pを表す放射線画像を連続的に取得する。すなわち、連続撮影における各撮影毎に、検出パネル11に記録された画像信号が読み出されてコンピューター30に入力され、ストレージデバイスに蓄積される。   While rotating the imaging unit 2, the exposure of the conical radiation emitted from the radiation source 10 and passing through the subject P to the detection panel 11 and the reading of the image signal recorded on the detection panel 11 are repeated a plurality of times at predetermined angles. Thus, radiographic images representing the subject P are continuously acquired. That is, for each shooting in the continuous shooting, the image signal recorded on the detection panel 11 is read out, input to the computer 30, and stored in the storage device.

上記の処理が繰り返し実行されて、被験者Pを被写体とする連続撮影が終了する。   The above process is repeatedly executed, and the continuous shooting with the subject P as the subject is completed.

連続撮影の終了後、CPUはストレージデバイスに蓄積されている複数の画像信号に基づいて画像再構成演算を行なうことにより3次元放射線CT像を生成し、モニター31上に表示させる。   After completion of the continuous imaging, the CPU generates a three-dimensional radiation CT image by performing an image reconstruction calculation based on a plurality of image signals stored in the storage device, and displays it on the monitor 31.

なお、撮影部2を回転させながら撮影を行なうと、上記で挙げたような種々の要因が重なって、正確な3次元放射線CT像を取得することが困難であるため、本実施の形態では、被験者Pの周囲に微小球体ファントムを配置するとともに、被験者Pと微小球体ファントムとを同時に撮影している。   Note that, when imaging is performed while rotating the imaging unit 2, it is difficult to obtain an accurate three-dimensional radiation CT image due to the overlap of various factors as described above. A microsphere phantom is arranged around the subject P, and the subject P and the microsphere phantom are photographed simultaneously.

ここで、本実施の形態において行なわれるVチルトおよびV軸オフセット補正処理について詳細に説明する。   Here, the V tilt and V axis offset correction processing performed in the present embodiment will be described in detail.

まず、Vチルト補正処理については、上述の通り、既知の形状のファントムを撮影することにより得られたファントムの3次元放射線CT像上において、ファントムのCT像の延伸方向のうち水平方向成分に着目すればVチルト量を把握することが可能であるため、これらの情報に基づいてVチルト量を求める。そして、画像再構成演算前の複数の画像信号(投影像を表す信号)に対して、上記で求めたVチルトの影響を低減するように画像信号の補正を行う。   First, regarding the V tilt correction process, as described above, on the three-dimensional radiation CT image of the phantom obtained by photographing the phantom of a known shape, attention is paid to the horizontal component in the extending direction of the phantom CT image. Thus, the V tilt amount can be grasped, and the V tilt amount is obtained based on these pieces of information. Then, the image signal is corrected so as to reduce the influence of the V tilt obtained above on a plurality of image signals (signals representing the projection image) before the image reconstruction calculation.

この補正処理については、図2(B)に示すように、検出パネル11にVチルトが発生している場合、放射線源10(より正確には放射線源10内の放射線焦点)を基準に本来の位置よりも近くなっている部分では投影像が小さく映り、放射線焦点10を基準に本来の位置よりも遠くなっている部分では投影像が大きく映ることになるため、これらを相殺するように拡大縮小処理を行えばよい。   As shown in FIG. 2B, the correction process is performed with reference to the radiation source 10 (more precisely, the radiation focus in the radiation source 10) when the detection panel 11 has a V tilt. The projected image appears smaller in the portion closer to the position, and the projected image appears larger in the portion farther than the original position with respect to the radiation focal point 10. What is necessary is just to process.

次に、V軸オフセット補正処理についても、上述の通り、既知の形状のファントムを撮影することにより得られたファントムの3次元放射線CT像上において、ファントムの垂直方向の長さから、V軸オフセットの影響量を把握することが可能となり、ファントムのCT像が本来再構成される位置を基準に上下どちら側にずれているかによってV軸オフセットの移動方向を把握することも可能であるため、これらの情報に基づいてV軸オフセットの量と移動方向を求める。そして、画像再構成演算前の複数の画像信号(投影像を表す信号)に対して、上記で求めたV軸オフセットの影響を低減するように画像信号の補正を行う。   Next, regarding the V-axis offset correction process, as described above, the V-axis offset is calculated from the vertical length of the phantom on the three-dimensional radiation CT image of the phantom obtained by photographing the phantom having a known shape. It is possible to grasp the influence direction of the V-axis offset depending on whether the CT image of the phantom is shifted up or down with respect to the position where the phantom CT image is originally reconstructed. Based on this information, the amount of V-axis offset and the moving direction are obtained. Then, the image signal is corrected so as to reduce the influence of the V-axis offset obtained as described above on a plurality of image signals (signals representing a projection image) before the image reconstruction calculation.

この補正処理については、図2(C)に示すように、検出パネル11にV軸オフセットが発生している場合、放射線焦点10を基準に検出パネル11が本来の位置よりも上方に移動した場合には投影像が下方に映り、放射線焦点10を基準に検出パネル11が本来の位置よりも下方に移動した場合には投影像が上方に映ることになるため、これらを相殺するように移動処理を行えばよい。   As for this correction processing, as shown in FIG. 2C, when the V-axis offset is generated in the detection panel 11, the detection panel 11 is moved above the original position with respect to the radiation focus 10. The projected image is projected downward, and when the detection panel 11 is moved below the original position with respect to the radiation focal point 10, the projected image is projected upward. Can be done.

そして、上記のようにVチルトおよびV軸オフセット補正処理を行った複数の画像信号に基づいて再び画像再構成演算を行なうことにより、VチルトおよびV軸オフセットの影響が低減された3次元放射線CT像を取得することが可能となる。   Then, by performing image reconstruction calculation again based on the plurality of image signals that have been subjected to the V tilt and V axis offset correction processing as described above, the three-dimensional radiation CT in which the influence of the V tilt and the V axis offset is reduced. An image can be acquired.

なお、ファントムの配置位置については、上述の通り、回転軸Z上にあるファントムにはVチルト影響量の水平方向成分は表れず、回転軸Zからファントムが水平方向に離れるほどVチルト影響量の水平方向成分が多く表れることになり、Vチルト影響量を検出するのが容易になるため、回転軸Zから水平方向に離してファントムを配置するのが好ましい。   As for the phantom arrangement position, as described above, the horizontal component of the V tilt influence amount does not appear in the phantom on the rotation axis Z, and the V tilt influence amount increases as the phantom moves away from the rotation axis Z in the horizontal direction. Since many horizontal components appear and it becomes easy to detect the amount of V tilt influence, it is preferable to dispose the phantom away from the rotation axis Z in the horizontal direction.

また、撮影するファントムの形状については、微小球体とすることが好ましいが、必ずしもこの形状である必要はなく、種々の形状のファントムを用いることができる。   The shape of the phantom to be photographed is preferably a microsphere, but it is not always necessary to have this shape, and various shapes of phantoms can be used.

以上、本発明の放射線CT装置について詳細に説明したが、本発明は上記実施の形態に限定されるものではない。   Although the radiation CT apparatus of the present invention has been described in detail above, the present invention is not limited to the above embodiment.

例えば、ファントムの撮影は、必ずしも被験者と同時に行う必要はなく、先にファントムのみ撮影を行なって、このとき得たVチルトおよびV軸オフセットに関する情報を記憶しておき、後に本撮影を行なった際に、予め取得してあるVチルトおよびV軸オフセットに関する情報に基づいて本撮影時の画像信号に対して補正処理を行うようにしてもよい。   For example, it is not always necessary to photograph the phantom at the same time as the subject. When only the phantom is photographed first, information on the V tilt and the V-axis offset obtained at this time is stored, and the actual photographing is performed later. In addition, the correction process may be performed on the image signal at the time of the main photographing based on the information about the V tilt and the V axis offset acquired in advance.

また、画像信号に対する補正処理は、拡大縮小処理や移動処理のみに限るものではなく、画素値変換処理等、目的を達成可能な種々の画像処理を適用できることは勿論である。   Further, the correction process for the image signal is not limited to the enlargement / reduction process and the movement process, and various image processes capable of achieving the object such as a pixel value conversion process can be applied.

また、画像信号に対する補正処理は、VチルトおよびV軸オフセットの両方について行なうものに限らず、どちらか一方のみ行なうようにしてもよい。また、これとは逆に、VチルトおよびV軸オフセットに加えて、U軸オフセット、Uチルト、ピボット角度等の補正も行うようにしてもよい。   In addition, the correction processing for the image signal is not limited to both V tilt and V axis offset, and only one of them may be performed. On the contrary, in addition to V tilt and V axis offset, U axis offset, U tilt, pivot angle, and the like may be corrected.

さらに、上記実施の形態の装置構成は、被験者の胸部や四肢を撮影可能な比較的大型な装置であったが、このような態様に限らず、例えば乳房の周りを撮影部が回転しながら撮影を行なう比較的小型な装置とする等、どのような装置構成としてもよい。   Furthermore, the apparatus configuration of the above embodiment is a relatively large apparatus capable of imaging the subject's chest and limbs, but is not limited to such a mode, for example, imaging while the imaging unit rotates around the breast. Any device configuration may be used, such as a relatively small device that performs the above.

また、上記以外にも、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、各種の改良や変形を行なってもよいのは勿論である。   In addition to the above, it goes without saying that various improvements and modifications may be made without departing from the scope of the present invention.

1 放射線CT装置
2 撮影部
10 放射線源(放射線焦点)
11 検出パネル
12 Cアーム
15 駆動部
20 アーム
21 基部
22 ベッド
30 コンピューター
31 モニター
C 回転軸
P 被験者
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Radiation CT apparatus 2 Imaging part 10 Radiation source (radiation focus)
11 Detection Panel 12 C Arm 15 Drive Unit 20 Arm 21 Base 22 Bed 30 Computer 31 Monitor C Rotating Axis P Subject

Claims (2)

円錐状に放射線を発する放射線源および前記放射線を検出する放射線検出手段が回転軸を間に挟んで対向配置された撮影部と、
該撮影部を前記回転軸を中心に回転させる駆動手段と、
前記放射線検出手段に記録された画像信号を読み出す読出手段と、
前記撮影部を回転させつつ前記回転軸上に配された被写体の放射線像を連続撮影するように制御する制御手段と、
前記連続撮影により得られた画像信号を基に画像再構成演算を行うことによって前記被写体の3次元放射線CT像を得る画像処理手段とを備えた放射線CT装置であって、
既知の形状のファントムを撮影することにより得られた3次元放射線CT像において、前記ファントムの形状の水平方向の広がり具合に基づいて前記放射線検出手段のVチルトの影響を求めて、該Vチルトの影響を低減するように前記画像信号を補正する補正手段を備えたことを特徴とする放射線CT装置。
An imaging unit in which a radiation source that emits radiation in a conical shape and a radiation detection means that detects the radiation are disposed opposite to each other with a rotation axis in between,
Driving means for rotating the imaging unit around the rotation axis;
Reading means for reading out the image signal recorded in the radiation detection means;
Control means for controlling to continuously take a radiographic image of a subject arranged on the rotation axis while rotating the imaging unit;
A radiation CT apparatus comprising image processing means for obtaining a three-dimensional radiation CT image of the subject by performing image reconstruction calculation based on image signals obtained by the continuous imaging,
In the three-dimensional radiation CT image obtained by photographing a phantom of a known shape, the influence of the V tilt of the radiation detection means is obtained based on the horizontal extent of the phantom shape, and the V tilt A radiation CT apparatus comprising correction means for correcting the image signal so as to reduce the influence.
円錐状に放射線を発する放射線源および前記放射線を検出する放射線検出手段が回転軸を間に挟んで対向配置された撮影部と、該撮影部を前記回転軸を中心に回転させる駆動手段と、前記放射線検出手段に記録された画像信号を読み出す読出手段と、前記撮影部を回転させつつ前記回転軸上に配された被写体の放射線像を連続撮影するように制御する制御手段と、前記連続撮影により得られた画像信号を基に画像再構成演算を行うことによって前記被写体の3次元放射線CT像を得る画像処理手段とを備えた放射線CT装置により取得された画像信号に対して画像処理を行う画像処理装置であって、
既知の形状のファントムを撮影することにより得られた3次元放射線CT像において、前記ファントムの形状の水平方向の広がり具合に基づいて前記放射線検出手段のVチルトの影響を求めて、該Vチルトの影響を低減するように前記画像信号を補正する補正手段を備えたことを特徴とする画像処理装置。
A radiation source that emits radiation in a conical shape and a radiation detection unit that detects the radiation is disposed opposite to each other with a rotation axis in between, a drive unit that rotates the imaging unit around the rotation axis, and A reading means for reading out an image signal recorded in the radiation detecting means, a control means for controlling to continuously take a radiographic image of a subject arranged on the rotation axis while rotating the photographing section; and by the continuous photographing. An image for performing image processing on an image signal acquired by a radiation CT apparatus provided with image processing means for obtaining a three-dimensional radiation CT image of the subject by performing image reconstruction calculation based on the obtained image signal A processing device comprising:
In the three-dimensional radiation CT image obtained by photographing a phantom of a known shape, the influence of the V tilt of the radiation detection means is obtained based on the horizontal extent of the phantom shape, and the V tilt An image processing apparatus comprising correction means for correcting the image signal so as to reduce the influence.
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