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Dokumentenidentifikation DE102006054136A1 24.05.2007
Titel Röntgen-CT-Vorrichtung und Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung
Anmelder GE Medical Systems Global Technology Company, LLC, Waukesha, Wis., US
Erfinder Nishide, Akihiko, Hino, Tokyo, JP;
Kawachi, Naoyuko, Hino, Tokyo, JP;
Izuhara, Akira, Hino, Tokyo, JP;
Gohno, Makoto, Hino, Tokyo, JP;
Watanabe, Motoki, Hino, Tokyo, JP
Vertreter Rüger und Kollegen, 73728 Esslingen
DE-Anmeldedatum 15.11.2006
DE-Aktenzeichen 102006054136
Offenlegungstag 24.05.2007
Veröffentlichungstag im Patentblatt 24.05.2007
IPC-Hauptklasse G01N 23/06(2006.01)A, F, I, 20061115, B, H, DE
IPC-Nebenklasse A61B 6/03(2006.01)A, L, I, 20061115, B, H, DE   
Zusammenfassung Es ist eine Tomographie oder Röntgen-CT-Fluoroskopie mit reduzierter Strahlungsexposition in einer Röntgen-CT-Vorrichtung (100) oder einer Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung beschrieben. Ein Kanalrichtungs-Röntgenkollimator (31) oder ein Röntgenstrahlformungsfilter (32) ist in der Kanalrichtung positionsgesteuert, um eine Rötgendatenakquisition vorzunehmen, während die Bestrahlung mit Röntgenstrahlen auf lediglich den interessierenden Bereich beschränkt ist. Es wird entweder das Profil des gesamten Objektes gewonnen oder das Profil des gesamten Objektes wird aus Ansichten oder Übersichtsbildern der Bestrahlung des gesamten Objektes außerhalb der Röntgenprojektionsdaten vorausberechnet. Eine Bildrekonstruktion von Ansichten, bei denen nicht das gesamte Objekt bestrahlt wird, außerhalb der gesammelten Röntgenprojektionsdaten wird durchgeführt, indem fehlende Teile aus dem Profil des gesamten Objektes vorhergesagt und entsprechend Korrekturen vorgenommen werden. Dadurch ist es möglich, lediglich den interessierenden Bereich mit Röntgenstrahlen zu bestrahlen, um die Röntgenstrahldosis für das Objekt bei der Tomographie mittels der Röntgen-CT-Vorrichtung (100) oder die Exposition des Objektes mit Röntgenstrahlen und die Strahlungsexposition der Hände einer Bedienperson zum Zeitpunkt einer durch Röntgen-CT-Fluoroskopie gestützten Punktion zu reduzieren.

Beschreibung[de]
HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Röntgen-CT(Computertomographie)-Bildgebungsverfahren und eine Röntgen-CT-Vorrichtung, und sie betrifft ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren sowie eine Röntgen-CT-Vorrichtung für Projektionsdaten, von denen ein Teil des Kanals fehlt, oder Projektionsdaten, die Stoffe (wie beispielsweise Metalle) enthalten, die kaum Röntgenstrahlen durchlassen. Sie betrifft ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren und eine Röntgen-CT-Vorrichtung für Projektionsdaten, die mit Hilfe eines Kollimators in der Kanalrichtung akquiriert werden sollen, so dass ermöglicht wird, eine niedrige Strahlungsbelastung zu erzielen.

Die vorliegende Erfindung betrifft ferner ein Röntgen-CT-Fluoroskopie-Bildrekonstruktionsverfahren sowie eine Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung, durch die die Exposition von Händen eines Bedieners mit Röntgenstrahlen verringert ist.

Die Anforderungen zur Reduktion der Strahlungsdosis, der Patienten bei der Röntgen-CT ausgesetzt werden, steigen. Zur Erzielung einer niedrigen Strahlungsdosis wird versucht, eine deutliche Reduktion der Strahlungsbelastung dadurch zu bewerkstelligen, dass Methoden mit geringer Exposition zusammengestellt werden, selbst wenn jeder Strahlungsbelastung reduzierende Effekt nur mäßig ist. Es steigen auch Anforderungen an die Reduktion der Strahlungseinwirkung auf die Hände einer Bedienperson während einer durch Röntgen-CT-Fluoroskopie gestützten Punktion.

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Durchführung einer Bildrekonstruktion unter gleichzeitiger geeigneter Vorhersage eines Profils, das in der Kanalrichtung fehlt, und unter Ergänzung mittels geeigneter Projektionsdaten durch Verwendung „einer Information über jeden Profilbereich in dem rekonstruierten Sichtfeld (Field of View)", der einen der charakteristischen Parameter darstellt, die von einem als Scout-Bild bezeichneten Übersichtsbild oder von Röntgenprojektionsdaten einer Ansicht, die in den Röntgenprojektionsdaten in der Kanalrichtung nicht fehlen, erhalten werden, um den mit Röntgenstrahlen unzureichend belichteten Teil hinzuzufügen, der in einigen Kanälen dadurch fehlt, dass durch Verwendung eines Kanalrichtungs-Röntgenkollimators oder eines Röntgenstrahlformungsfilters lediglich der interessierende Bereich mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird, obwohl dies in einem Widerspruch zu dem Prinzip der Bildrekonstruktion steht, wonach „eine Bildrekonstruktion dadurch erzielt wird, dass lediglich ein Teil und nicht der gesamte in dem Sichtfeld der Rekonstruktion vorhandene Objektbereich mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird".

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur geeigneten Durchführung einer Bildrekonstruktion durch Ergänzung bzw. Ersatz beeinträchtigter Röntgenprojektionsdaten unter Verwendung einer ähnlichen Methode, selbst wenn der Rauschabstand, also das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (S/N-Verhältnis) auf einigen Kanälen der Röntgenprojektionsdaten äußerst schlecht ist.

Eine Herausforderung für die vorliegende Erfindung besteht darin, ob eine Bildrekonstruktion in passender Weise erreicht werden kann oder nicht, indem eine Positionssteuerung in der Kanalrichtung oder eine Apperturweitensteuerung eines Kollimators oder eines Röntgenstrahlformungsfilters derart durchgeführt wird, dass lediglich das minimale Gebiet des interessierenden Bereiches des Objektes mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird.

Wenn in herkömmlichen Systemen in den Röntgenprojektionsdaten Projektionsdaten in der Kanalrichtung fehlen oder diese Stoffe (wie beispielsweise Metalle) enthalten, die kaum Röntgenstrahlen durchlassen können, und ein schlechtes S/N-Verhältnis aufweisen, tritt eine Inkonsistenz in den Röntgenprojektionsdaten des Tomogramms auf, weil der gesamte Ausschnitt des Objektes in den abgebildeten Bereich nicht einbezogen werden kann oder weil Röntgenprojektionsdaten, die dem Ausschnitt des Objektes entsprechen, nicht erhalten werden können. Aus diesem Grund werden andere Regionen des Objektes als der interessierende Bereich ebenfalls mit Röntgenstrahlen bestrahlt, und der gesamte Abschnitt des Objektes wird in dem abgebildeten Bereich mit einbezogen. Infolgedessen ist es schwierig, die Strahlungsdosis auf eine derartige Weise zu reduzieren, dass lediglich der interessierende Bereich mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird. Außerdem ist in herkömmlichen Systemen kein Kanalrichtungskollimator vorhanden, der sich in einer Kanalrichtung derart bewegen könnte, dass lediglich der interessierende Bereich mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird. Ferner ist kein Verfahren bekannt, mit dem eine Röntgenausstrahlung mit Hilfe eines Röntgenstrahlformungsfilters auf den interessierenden Bereich fokussiert und die Umgebung kaum mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird.

Herkömmliche Röntgen-CT-Vorrichtungen erfassen Tomogramme in dem Bildrekonstruktionsbereich üblicherweise dadurch, dass sämtliche Kanäle des Röntgendetektors bestrahlt werden, wie dies in 2 veranschaulicht ist. Ein Beispiel für eine herkömmliche Röntgentomographie enthält zum Beispiel die Druckschrift JP-A 152925/2000.

Die vorliegende Erfindung betrifft eine einen mehrreihigen Röntgendetektor verwendende Röntgen-CT-Vorrichtung, die eine Steuerung in der Weise ausführt, dass eine geeignete Position in der z-Richtung bestrahlt wird, indem sie einen Kollimator aufweist, der eine Verfolgung oder Nachführung in der z-Richtung (der Richtung der Schichtdicke), die der Fortschrittsrichtung eines Bildaufnahmetisches entspricht, vornimmt.

In diesem Fall wurde jedoch der gesamte Bereich des Objektes mit Röntgenstrahlen bestrahlt, selbst wenn der gewünschte Bereich, der aufgenommen werden sollte, lediglich einen Teil des tomographischen Sichtfeldes bildete, das eine x-y-Ebene darstellt. Wenn beispielsweise eine Schichtbildaufnahme lediglich einer der Lungen oder des Herzens erwünscht war, wurden beide Lungen und das Herz mit Röntgenstrahlen bestrahlt.

KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

Vor diesem Hintergrund ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Röntgen-CT-Vorrichtung zu schaffen, die selbst in dem Fall, wenn Projektionsdaten in der Kanalrichtung fehlen, durch Korrektur der Projektionsdaten eine Bildrekonstruktion zur Gewinnung eines Tomogramms mit höherer Bildqualität durchführt.

Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine Röntgen-CT-vorrichtung zu schaffen, die mit wenigstens entweder einem Kanalrichtungs-Röntgenkollimator und/oder einem Röntgenstrahlformungsfilter ausgestattet ist, der lediglich den interessierenden Bereich der durch Tomographie abzubildenden Region mit Röntgenstrahlen bestrahlt, den interessierenden Bereich der abzubildenden Region nachverfolgt und eine Tomographie ohne Bestrahlung eines nicht benötigten Gebietes mit Röntgenstrahlen oder bei reduzierter Bestrahlung durchführt und auf der Basis der Vorhersage aufgrund eines Übersichtsbildes (Scout-Bildes) oder aufgrund charakteristischer Parameter, für die der Profilbereich von Projektionsdaten, die in den Röntgenprojektionsdaten in der Kanalrichtung nicht fehlen oder deren S/N-Verhältnis nicht beeinträchtigt ist, ein Beispiel darstellt, Röntgenprojektionsdaten in einem beliebigen fehlenden Teil oder Röntgenprojektionsdaten, deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist, korrigiert, um eine Bildgebung bei reduzierter Strahlungsbelastung zu ermöglichen.

Eine noch weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung zu schaffen, die den durch Röntgenstrahlen bestrahlten Bereich mit Hilfe eines Kanalrichtungs-Röntgenkollimators oder eines Röntgenstrahlformungsfilters begrenzt, um die Bestrahlungsdosis für den Bediener, insbesondere die Strahlungseinwirkung auf die Hände eines Bedieners bei einer Bestrahlung zum Zeitpunkt einer Punktion bei einer Röntgen-CT-Fluoroskopie reduziert.

Deshalb kann gemäß der Erfindung zur Steuerung des Kanalrichtungs-Röntgenkollimators in einer derartigen Weise, dass er lediglich den abzubildenden Bereich mit Röntgenstrahlen bestrahlt, bewirkt werden, dass lediglich der interessierende Bereich mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird, indem die Position und Apperturweite der Röntgenstrahlen des Kanalrichtungs-Röntgenkollimators einer Regelung mit Rückführung unterworfen werden, während die Ausgabe eines Röntgendetektors überwacht wird, oder es kann die Position des wunschgemäß abzubildenden Bereiches, der im Voraus bekannt ist, in Bezug auf jede Ansichtsposition berechnet und veranlasst werden, dass lediglich der interessierende Bereich mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird, indem die Position und Apperturweite der Röntgenstrahlen des Kanalrichtungs-Röntgenkollimators einer Vorwärtssteuerung bzw. -regelung unterworfen werden. In den Röntgenprojektionsdaten, die erhalten werden, fehlen dann zum Teil Projektionsdaten, weil nicht das gesamte Tomogrammbild, in dem das Objekt enthalten ist, einer Fluoroskopie unterworfen worden ist. Aus diesem Grund ist es zur Verbesserung der Bildqualität des Tomogramms des interessierenden Bereiches der abzubildenden Region erforderlich, die Röntgenprojektionsdaten unter Verwendung charakteristischer Parameter, für die der Profilbereich des Teils mit fehlenden Projektionsdaten ein Beispiel darstellt, vorherzusagen und nach der Durchführung einer Hinzufügung bzw. Addition und Korrektur das Bild zu rekonstruieren.

Für diese Vorhersage der Projektionsdaten wird ein Profilbereich, der dem gesamten bildgebenden Sichtfeld in der z-Koordinatenposition, in der das Objekt vorhanden ist, aus der z-Koordinate jeder Position, in der ein Tomogramm erwünscht ist, bei der Durchführung eines Vorfeld- oder Übersichtscanns (Scout-Scanns) und aus dem Profil des Übersichtbildes in der Bildgebungsposition im Voraus ermittelt. Die Differenz bzw. der Unterschied zwischen diesem Profilbereich des gesamten Bildgebungssichtfeldes und den in der Kanalrichtung durch Steuerung des Kollimators erhaltenen Röntgenprojektionsdaten wird ebenfalls im Vorfeld berechnet. Diese Differenz bzw. dieser Unterschied entspricht dem Teil, der nicht in die Projektionsdaten des Bereiches, der durch den Kanalrichtungs-Röntgenkollimator begrenzt ist, abgebildet wird, so dass zur Korrektur ein Äquivalent zu diesem zu den durch den Kollimator in der Kanalrichtung gesteuerten bzw. kontrollierten Projektionsdaten hinzugefügt wird. Durch Rekonstruktion eines Bildes aus den korrigierten Projektionsdaten kann ein Tomogramm mit normaler Bildqualität gewonnen werden, wobei Artefakte und eine teilweise oder völlige CT-Wert-Zunahme oder -Abnahme des Tomogramms in dem wunschgemäß abzubildenden Bereich verhindert werden.

Ferner kann in dem Fall, wenn lediglich der interessierende Bereich stark mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird, während andere Bereiche wenig mit Röntgenstrahlen bestrahlt werden, indem ein (auch als Keilfilter, Zusatzfilter oder Bowtie-Filter bezeichneter) Röntgenstrahlformungsfilter anstelle des Kanalrichtungs-Röntgenkollimators verwendet wird, eine ähnliche Korrektur bewerkstelligt werden, um ein richtiges Tomogramm zu ergeben.

Ferner kann durch Anwendung des vorerwähnten Bildgebungsverfahrens und Bildrekonstruktionsverfahrens auf eine Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung nicht nur die Strahlungsexposition für das Objekt, sondern auch die Röntgenstrahlungsdosis für die Hände des Bedieners während einer Punktion reduziert werden. In diesem Fall kann die Einrichtung derart vorgesehen werden, dass nicht zugelassen wird, dass die Bedienerhände in den interessierenden Bereich, der mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird, eindringen.

Gemäß einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, zu der gehören: eine Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung, die bei einer Drehung einer Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und eines mehrreihigen Röntgendetektors, der in einer gegenüberliegenden Anordnung Röntgenstrahlen detektiert, Röntgenprojektionsdaten in Bezug auf durch ein dazwischen angeordnetes Objekt durchgelassene Röntgenstrahlen erfasst; eine Bildrekonstruktionseinrichtung, die aus den durch die Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung erfassten Projektionsdaten eine Bildrekonstruktion durchführt; eine Bildanzeigeeinrichtung, die ein der Bildrekonstruktion unterzogenes Tomogramm anzeigt; und eine Bildgebungsbedingungs-Einstelleinrichtung, die verschiedene Bildgebungsbedingungen für die Tomographie festlegt, wobei die Röntgen-CT-Vorrichtung dadurch gekennzeichnet ist, dass sie eine derartige Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, die eine Bildrekonstruktion durch Berichtigung von in einigen Kanälen fehlenden Röntgenprojektionsdaten oder Projektionsdaten, deren X/N-Verhältnis beeinträchtigt ist, durchführt.

Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der ersten Ausführungsform ist, wenn das Objekt in dem Bildgebungssichtfeld der Röntgen-CT-Vorrichtung vollständig enthalten ist, der gesamte Profilbereich in dem Fall eines normalen parallelen Strahls konstant oder gleich bleibend.

Auch in dem Fall eines Fächerstrahls kann dieser als ungefähr konstant oder gleich bleibend angesehen werden.

Durch Verwendung derartiger charakteristischer Eigenschaften der Röntgen-CT-Vorrichtung kann, selbst wenn einige Kanäle fehlen oder ein schlechteres S/N-Verhältnis aufweisen, eine Bildrekonstruktion nach Vornahme von Korrekturen durch Hinzufügung von Röntgenprojektionsdaten zum Zeitpunkt der Bildrekonstruktion bewerkstelligt werden.

Gemäß einer zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der ersten Ausführungsform eine Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, die, wenn Röntgenprojektionsdaten, die in einigen Kanälen fehlen oder deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist, korrigiert werden sollen, Projektionsdaten von Ansichten verwendet, die in den Röntgenprojektionsdaten nicht fehlen.

Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der zweiten Ausführungsform können zusätzlich zu der ersten Ausführungsform in dem Fall, wenn das Objekt nicht kreisförmig sondern ovalförmig ist oder durch eine ovale Gestalt angenähert werden kann, Projektionsdaten frei von Fehldaten in der Kanalrichtung oder ohne ein beeinträchtigtes S/N-Verhältnis in einigen Ansichtsrichtungen gesammelt werden, wenn die Apperturweite des Röntgenstrahls in der Kanalrichtung bis zu einem gewissen Maße ausreicht. Durch Verwendung derartiger Röntgenprojektionsdaten kann selbst in dem Fall, wenn einige Kanäle fehlen oder das S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist, eine Bildrekonstruktion bewerkstelligt werden, nachdem Korrekturen durch Hinzufügung von Röntgenprojektionsdaten zum Zeitpunkt einer Bildrekonstruktion vorgenommen werden.

Gemäß einer dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie bei der Röntgen-CT-Vorrichtung nach der ersten oder der zweiten Ausführungsform eine Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, die in dem Fall, wenn Röntgenprojektionsdaten, die in einigen Kanälen fehlen oder ein beeinträchtigtes S/N-Verhältnis aufweisen, korrigiert werden müssen, charakteristische Parameter von Ansichten verwendet, die in den Röntgenprojektionsdaten nicht fehlen.

Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der dritten Ausführungsform werden zusätzlich zu der ersten oder zweiten Ausführungsform in dem Fall, in dem das Objekt nicht kreisförmig sondern oval ist oder als ovalförmig angenähert werden kann, charakteristische Parameter, wie beispielsweise der Profilbereich der Röntgenprojektionsdaten, gewonnen, wobei Röntgenprojektionsdaten frei von Fehldaten in der Kanalrichtung oder ohne ein beeinträchtigtes S/N-Verhältnis in einigen Ansichtsrichtungen erfasst werden können, wenn die Apperturweite des Röntgenstrahls in der Kanalrichtung bis zu einem gewissen oder entsprechenden Maße ausreichend ist. Durch Verwendung derartiger charakteristischer Parameter kann, selbst wenn einige Kanäle fehlen oder das S/N-Verhältnis schlecht ist, eine Bildrekonstruktion bewerkstelligt werden, nachdem Korrekturen durch Addition von Röntgenprojektionsdaten zu dem Zeitpunkt der Bildrekonstruktion vorgenommen werden.

Gemäß einer vierten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie bei der Röntgen-CT-Vorrichtung nach der ersten Ausführungsform eine Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, die, wenn Röntgenprojektionsdaten, die in einigen Kanälen fehlen oder deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist, korrigiert werden müssen, Übersichtsbilder (Scout-Bilder) verwendet.

Gemäß ihrer vierten Ausführungsform sieht die Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung vor, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie zusätzlich zu der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der ersten Ausführungsform den gesamten Profilbereich des Objektes unter Verwendung von Übersichtsbildern des Objektes erhalten kann. Gewöhnlich werden Übersichtsbilder von wenigstens einer Richtung aus oder aus zwei Richtungen, der 0-Grad-Richtung und der 90-Grad-Richtung, gewonnen. Da die Anordnung bei der Übersichtsbildgebung gewöhnlich derart ist, dass das gesamte Objekt abgebildet werden kann, kann das gesamte Profil des Objektes bekannt sein. Durch Verwendung derartiger Übersichtsbilder kann eine Bildrekonstruktion selbst dann, wenn einige Kanäle fehlen oder das S/N-Verhältnis schlecht ist, bewerkstelligt werden, nachdem Korrekturen durch Hinzufügung von Röntgenprojektionsdaten zum Zeitpunkt der Bildrekonstruktion vorgenommen worden sind.

Gemäß einer fünften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie bei der Röntgen-CT-Vorrichtung nach der ersten oder der vierten Ausführungsform eine Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, die in dem Fall, wenn Röntgenprojektionsdaten, die in einigen Kanälen fehlen oder deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist, korrigiert werden sollen, charakteristische Parameter von Übersichtsbildern verwendet.

Gemäß ihrer fünften Ausführungsform sieht die Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung vor, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie zusätzlich zu der ersten Ausführungsform und der vierten Ausführungsform Röntgenprojektionsdaten in der z-Richtungsposition, in der das Objekt wunschgemäß abgebildet werden soll, gewinnen kann, wenn Übersichtsbilder des Objektes in wenigstens einer aus der 0-Grad-Richtung und der 90-Grad-Richtung ausgewählten Richtung oder aus einer beliebigen sonstigen Richtung, erfasst werden und charakteristische Parameter, wie beispielsweise der Profilbereich dieser Röntgenprojektionsdaten, ermittelt werden können. Durch Verwendung dieser charakteristischer Parameter kann eine Bildrekonstruktion selbst dann, wenn einige Kanäle fehlen oder das S/N-Verhältnis schlecht ist, bewerkstelligt werden, nachdem Korrekturen durch Hinzufügung von Röntgenprojektionsdaten zum Zeitpunkt der Bildrekonstruktion vorgenommen werden.

Gemäß einer sechsten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der dritten oder der fünften Ausführungsform eine Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, bei der die charakteristischen Parameter ein Profil bzw. einen Profilbereich enthalten.

Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung nach der sechsten Ausführungsform können Röntgenprojektionsdaten des Objektes in der z-Richtungsposition, in der das Objekt wunschgemäß abgebildet werden soll, aus Übersichtsbildern in wenigstens einer Richtung aus der 0-Grad-Richtung und der 90-Grad-Richtung oder einer beliebigen sonstigen Richtung erhalten werden, und daraus kann das Profil bzw. der Profilbereich bestimmt werden. Wenn das Objekt nicht kreisförmig, sondern oval gestaltet ist oder durch eine ovale Gestalt angenähert werden kann, können Röntgenprojektionsdaten des Objektes, die in der Kanalrichtung nicht fehlen oder deren S/N-Verhältnis nicht beeinträchtigt ist, in einigen Ansichtsrichtungen erhalten werden, wenn die Apperturweite des Röntgenstrahls in der Kanalrichtung in einem gewissen Maße ausreichend ist, wobei daraus der Profilbereich erhalten werden kann. Wenn das Objekt in dem bildgebenden Sichtfeld der Röntgen-CT-Vorrichtung vollständig enthalten ist, ist der gesamte Profilbereich in dem Fall eines normalen parallelen Strahls konstant oder gleich bleibend. Auch in dem Fall eines Fächerstrahls kann er als annähernd konstant oder gleich bleibend betrachtet werden. Aus diesem Grund können auf der Basis des gesamten Profilbereiches, der durch einen Übersichtsscann erhalten wird, fehlende Teile der Projektionsdaten in den Projektionsdaten, die mit Hilfe des Kanalrichtungs-Röntgenkolliymators erhalten werden, durch Vorhersage ergänzt werden, und es kann eine richtige Schichtbildaufnahme für die Region oder den Bereich, die bzw. der wunschgemäß abgebildet werden soll, erhalten werden. Selbst für den Fall, dass die Ursache für das Fehlen einiger Kanäle in den Projektionsdaten in einem Auslassen oder Überspringen eines Kanals oder irgendeinem Problem in dem Röntgendetektor liegt, kann auch eine Korrektur vorgenommen werden, um eine Bildrekonstruktion auszuführen. Selbst wenn aufgrund eines in dem Tomogramm vorhandenen Stoffes, der kaum Röntgenstrahlen durchlässt (wie Metall oder dergleichen) die Daten auf einigen Kanälen in den Projektionsdaten fehlen oder ein großes Rauschen auftritt, kann eine Bildrekonstruktion mit höherer Bildqualität bewerkstelligt werden, wenn es möglich ist, eine Korrektur durch Ersatz der Daten durch sanfte Projektionsdaten unter Aufrechterhaltung des Profilbereichs vorzunehmen.

Gemäß einer siebten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie in einer der ersten bis sechsten Ausführungsform eine Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung, bei der das Fehlen einiger Kanäle in den Projektionsdaten dem Kanalrichtungs-Röntgenkollimator zuordenbar ist, sowie eine Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, die durch Ausrechnen der Menge der Korrektur der Röntgenprojektionsdaten, die auf der Basis der Positionsinformation des Kanalrichtungs-Röntgenkollimators erfasst werden, und durch eine entsprechende Korrektur der Röntgenprojektionsdaten eine Bildrekonstruktion ausführt.

Die Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der siebten Ausführungsform ermöglicht es, indem sie den Kanalrichtungs-Röntgenkollimator anweist, keinen anderen Bereich als den interessierenden Bereich mit Röntgenstrahlen zu bestrahlen oder, in anderen Worten, eine Reduktion der Exposition mit Röntgenstrahlen durch Reduktion einer unnötigen Bestrahlung mit Röntgenstrahlen in der Kanalrichtung zu erzielen. Eine Reduktion der Exposition mit Röntgenstrahlen kann dadurch erzielt werden, dass der Kanalrichtungs-Röntgenkollimator so gesteuert wird, dass er nur eine Region oder einen Bereich, der wunschgemäß abgebildet werden soll, mit Röntgenstrahlen bestrahlt und es ermöglicht, die Bestrahlung mit Röntgenstrahlen zu optimieren.

Was ferner die Bildrekonstruktion anbetrifft, kann bei der vorstehend beschriebenen ersten bis siebten Ausführungsform selbst dann eine Bildrekonstruktion bewerkstelligt werden, wenn einige Kanäle fehlen oder das S/N-Verhältnis schlecht ist, nachdem Korrekturen durch Hinzufügung von Röntgenprojektionsdaten zum Zeitpunkt der Bildrekonstruktion vorgenommen werden.

Gemäß einer achten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie in einer der ersten bis sechsten Ausführungsform eine Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung, bei der das Fehlen einiger Kanäle in den Projektionsdaten dem Röntgenstrahlformungsfilter zugeordnet werden kann, und eine Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, die die Bildrekonstruktion durch Ausrechnen der Menge der Korrektur der Röntgenprojektionsdaten, die auf der Basis der Positionsinformation des Röntgenstrahlformungsfilters gewonnen werden, und durch eine entsprechende Korrektur der Röntgenprojektionsdaten ausführt.

Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der achten Ausführungsform bestrahlt auch das Röntgenstrahlformungsfilter, wie der Kanalrichtungs-Röntgenkollimator, den interessierenden Bereich mit Röntgenstrahlen, indem er die Röntgenapperturweite lediglich in Bezug auf die Röntgenstrahlposition in einer bestimmten Kanalrichtung zentriert. Außerhalb der Röntgenapperturweite ist die Röntgenstrahlungsdosis reduziert, wobei das S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist. Aus diesem Grund kann durch Verwendung von Röntgenprojektionsdaten des Objektes, die von Übersichtsbildern oder dem gesamten Profilbereich des Objektes, der das Röntgenprofil des gesamten Objektes enthält und von Röntgenprojektionsdaten bestimmter Ansichten gewonnen wird, die keine fehlenden Röntgenprojektionsdaten oder Beeinträchtigung des S/N-Verhältnisses aufweisen, erhalten werden, eine Bildrekonstruktion bewerkstelligt werden, nachdem Korrekturen durch Hinzufügung von Röntgenprojektionsdaten während der Bildrekonstruktion vorgenommen worden sind, selbst wenn einige Kanäle fehlen oder deren S/N-Verhältnis schlecht ist.

Gemäß einer neunten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie bei einer der ersten bis achten Ausführungsform eine Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, die unter Verwendung einer Information über den Profilbereich aus Übersichtsbildern oder des Profilbereiches von Röntgenprojektionsdaten von Ansichten, die in einem Kanal nicht fehlen, Röntgenprojektionsdaten einiger Kanäle, die fehlen oder deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist, derart korrigiert und hinzufügt, dass sie den Profilfläche der Röntgenprojektionsdaten jeder Ansicht konstant oder gleich hält.

Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung nach der neunten Ausführungsform ist, wenn das Objekt in dem bildgebenden Sichtfeld der Röntgen-CT-Vorrichtung vollständig enthalten ist, der gesamte Profilbereich in dem Fall eines normalen parallelen Strahls konstant. Auch in dem Fall eines Fächerstrahls kann er als ungefähr konstant angesehen werden. Aus diesem Grund kann durch Verwendung des gesamten Profilbereiches, der durch einen Übersichtsscann erhalten wird, oder des gesamten Profilbereiches des Objektes, der das Röntgenprofil des gesamten Objektes enthält und aus Röntgenprojektionsdaten bestimmter Ansichten gewonnen wird, bei denen keine Röntgenprojektionsdaten fehlen oder keine Beeinträchtigung des S/N-Verhältnisses vorliegt, eine Korrektur vorgenommen werden, indem Röntgenprojektionsdaten derart hinzugefügt werden, dass der Profilbereich von Röntgenprojektionsdaten in jeder Ansichtsrichtung gleich dem Gesamtprofilbereich und in jeder Ansichtsrichtung im Wesentlichen konstant oder gleich bleibend gemacht wird. Auf diese Weise kann eine Bildrekonstruktion nach der Vornahme von Korrekturen durch Hinzufügung von Röntgenprojektionsdaten zum Zeitpunkt der Bildrekonstruktion bewerkstelligt werden, selbst wenn einige Kanäle fehlen oder das S/N-Verhältnis schlecht ist.

Gemäß einer zehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie in einer der ersten bis neunten Ausführungsform eine Bildbedingungs-Einstelleinrichtung, um den interessierenden Bereich, der wunschgemäß abgebildet werden soll, festzulegen, und eine Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, die die Position der Röntgenprojektionsdaten, die hinzugefügt werden sollen, und das Profilbereichsmaß gemäß der Position und gemäß Übersichtsbildern des interessierenden Bereiches, der wunschgemäß abgebildet werden soll, oder gemäß der Positionsbeziehung zwischen den Röntgenprojektionsdaten von Ansichten, die in irgendeinem Kanal nicht fehlen, und dem Profilbereich variiert.

Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorstehend beschriebenen zehnten Ausführungsform können Projektionsdaten in der zehnten Ausführungsform korrigiert werden, wenn der Profilbereich Sc von Röntgenprojektionsdaten in einer bestimmten Ansichtsrichtung kleiner ist als der Gesamtprofilbereich S, indem Röntgenprojektionsdaten von S-Sc zu beiden Seiten des Profils hinzugefügt werden, um den Profilbereich der Röntgenprojektionsdaten in jeder Ansichtsrichtung gleich dem Gesamtprofilbereich und in jeder Ansichtsrichtung im Wesentlichen konstant oder gleich zu machen.

Insbesondere wenn der interessierende Bereich, der wunschgemäß abgebildet werden soll, festgelegt ist und dieser interessierende Bereich nicht in der Mitte des gesamten bildgebenden Sichtfeldes angeordnet ist, variiert der Bereich von Teilen des Profils, die in den Röntgenprojektionsdaten unzureichend enthalten oder hinsichtlich ihres S/N-Verhältnisses beeinträchtigt sind, auf beiden Seiten in Abhängigkeit von den Positionen der Ansichten. Aus diesem Grunde sollte eine Korrektur vorgenommen werden, während der Bereich des Röntgenprofils, der von Ansicht zu Ansicht hinzugefügt werden soll, verändert wird.

Dies ermöglicht eine Bewerkstelligung der Bildrekonstruktion, selbst wenn einige Kanäle fehlen oder das S/N-Verhältnis schlecht ist, nach der Vornahme von Korrekturen durch Hinzufügung von Röntgenprojektionsdaten zum Zeitpunkt der Bildrekonstruktion.

Gemäß einer elften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der zehnten Ausführungsform eine Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung mit entweder einem Kanalrichtungs-Röntgenkollimator, der während einer Akquisition von Röntgenprojektionsdaten den interessierenden Bereich, der wunschgemäß abgebildet werden soll, in der Kanalrichtung verfolgt bzw. nachführt, und/oder einen Röntgenstrahlformungsfilter aufweist.

Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der elften Ausführungsform wird der Kanalrichtungs-Röntgenkollimator oder der Röntgenstrahlformungsfilter einer Positionssteuerung und einer Apperturweitensteuerung in dem interessierenden Bereich, der wunschgemäß abgebildet werden soll, unterworfen, um eine Röntgenbestrahlungsdosis zu minimieren.

Außerdem kann in diesem Fall, nachdem entweder der Bereich außerhalb des interessierenden Bereichs überhaupt nicht mit Röntgenstrahlen oder bei reduzierter Röntgenstrahlungsdosis bestrahlt wird, eine Exposition mit der Strahlung reduziert werden.

Gemäß einer zwölften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der elften Ausführungsform eine Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung aufweist, die im Voraus durch Berechnung entweder der Kanalposition und/oder der Apperturweite in der Kanalrichtung für jede Ansicht oder für Ansichten in konstanten Intervallen für einen interessierenden Bereich einer im Vorfeld festgelegten Region des Objektes, die wunschgemäß abgebildet werden soll, ermittelt und wenigstens entweder den Kanalrichtungs-Röntgenkollimator und/oder den Röntgenstrahlformungsfilter einer Vorwärtssteuerung unterwirft, um die Kanalposition und die Kanalapperturweite, die auf diese Weise ermittelt werden, anzupassen.

Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der zwölften Ausführungsform kann, nachdem die Kanalposition und die Apperturweite des Kanalrichtungs-Röntgenkollimators oder des Röntgenstrahlformungsfilters in jeder Ansichtsposition im Voraus für einen vorbestimmten interessierenden Bereich, der wunschgemäß abgebildet werden soll, ermittelt werden, eine Optimierung der Bestrahlung mit Röntgenstrahlen erreicht werden, indem der Kanalrichtungs-Röntgenkollimator oder der Röntgenstrahlformungsfilter durch die Steuerung mit diesem abgeglichen bzw. ausgerichtet wird.

Gemäß einer dreizehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der elften Ausführungsform eine Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung aufweist, die die Ausgabe des Röntgendetektors in jeder Ansicht oder in Ansichten in konstanten Intervallen einsieht, misst, ob wenigstens entweder der Kanalrichtungs-Röntgenkollimator und/oder der Röntgenstrahlformungsfilter sich in der korrekten Stellung in der Kanalrichtung befindet und die richtige Apperturweite in der Kanalrichtung aufweist oder nicht, und jede Abweichung zwischen den Sollwerten und den Messwerten einer Regelung mit Rückführung unterwirft.

Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der dreizehnten Ausführungsform ist es möglich, die Position des Kanalrichtungs-Röntgenkollimators oder des Strahlformungs-Röntgenfilters durch Auslesen des Ausgangssignals des Röntgendetektors zu lokalisieren und für den Fall, dass sich der Kanalrichtungs-Röntgenkollimator oder der Röntgenstrahlformungsfilter außerhalb seiner festgelegten Position befindet, jede Abweichung zwischen den Sollwerten und den Messwerten der Position in der Kanalrichtung einer Regelung durch einen Kollimatorregler zu unterwerfen, wodurch ermöglicht wird, den Kanalrichtungs-Röntgenkollimator in eine genauere Position zu überführen und eine genaue Steuerung zu erzielen.

Gemäß einer vierzehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie bei der Röntgen-CT-Vorrichtung nach der zwölften oder der dreizehnten Ausführungsform eine Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, die unter Verwendung des Profilbereiches eines Übersichtsbildes oder einer Information über den Profilbereich von Röntgenprojektionsdaten einer Ansicht, bei der kein Kanal fehlt, Röntgenprojektionsdaten einiger Kanäle außerhalb der Apperturweite in der Kanalrichtung, die in einigen Kanälen fehlen oder deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist, korrigiert und hinzufügt, um den Profilbereich der Röntgenprojektionsdaten aller Ansichten konstant oder gleich zu machen.

Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vierzehnten Ausführungsform wird die Positionssteuerung und Apperturweitenregelung des Röntgenkollimators oder des Röntgenstrahlformungsfilters entsprechend der Position und Größe des interessierenden Bereichs, der wunschgemäß abgebildet werden soll, bewerkstelligt. Es ist dann möglich, die Position und den Bereich des Röntgenprofils der hinzuzufügenden Projektionsdaten jeder Ansicht unter Verwendung der Information über die Position und Apperturweite des Röntgenkollimators oder des Röntgenstrahlformungsfilters zu bestimmen. Indem Röntgenprofile in Positionen hinzugefügt werden, die nicht mit einem Röntgenstrahl bestrahlt werden, und dadurch Korrekturen derart vorgenommen werden, dass der Profilbereich der Röntgenprojektionsdaten jeder Ansicht konstant gemacht wird, kann ein geeignetes Tomogramm einer Bildrekonstruktion unterworfen werden.

Gemäß einer fünfzehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Fluroskopievorrichtung geschaffen, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren in einer Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einer der ersten bis vierzehnten Ausführungsform verwendet.

Bei der Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung gemäß der fünfzehnten Ausführungsform kann, nachdem der interessierende Bereich alleine oder der interessierende Bereich in einer konzentrierteren Weise durch den Kanalrichtungs-Röntgenkollimator oder den Röntgenstrahlformungsfilter mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird und andere Bereiche nicht oder nur wenig mit Röntgenstrahlen bestrahlt werden, die Exposition der Hände einer Bedienperson mit Röntgenstrahlen zum Zeitpunkt einer durch die Röntgen-CT-Fluoroskopie gestützten Punktion reduziert werden.

Gemäß einer sechzehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung geschaffen, bei der der Kanalrichtungs-Röntgenkollimator oder der Röntgenstrahlformungsfilter ortsfest in dem zentralen Teil oder in der Nähe des zentralen Teils in der Kanalrichtung angeordnet ist, wobei eine niedrige Strahlungsbelastung erzielt wird, indem der zentrale Teil des Bildrekonstruktionsbereiches zu dem interessierenden Bereich gemacht und der interessierende Bereich des Objektes mit dem zentralen Teil des Bildrekonstruktionsbereiches abgestimmt bzw. ausgerichtet wird.

Bei der Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung gemäß der sechzehnten Ausführungsform wird zusätzlich zu der fünfzehnten Ausführungsform das Maß der Positionssteuerung und der Apperturweitensteuerung des Röntgenkollimators oder des Röntgenstrahlformungsfilters dadurch reduziert, dass der interessierende Bereich, der wunschgemäß abgebildet werden soll, in den zentralen Teil des gesamten Bildgebungsbereiches gebracht wird, was eine stabilere Steuerung zur Folge hat.

Die Röntgen-CT-Vorrichtung und die Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ergeben den Effekt, dass eine Röntgen-CT-Vorrichtung verwirklicht wird, die Tomogramme mit höherer Bildqualität ergeben kann, indem sie selbst dann, wenn Projektionsdaten in der Kanalrichtung fehlen, unter Korrektur von Projektionsdaten eine Bildrekonstruktion durchführt.

Sie ergeben ferner den Effekt, dass eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen ist, die mit entweder einem Kanalrichtungs-Röntgenkollimator und/oder einem Röntgenstrahlformungsfilter ausgestattet ist, der nur den interessierenden Bereich der durch Tomographie abzubildenden Region mit Röntgenstrahlen bestrahlt, den interessierenden Bereich der abzubildenden Region nachverfolgt und die Tomographie durchführt, wobei der nicht benötigte Bereich nicht oder nur bei reduzierter Dosis mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird und wobei auf der Basis einer Vorhersage aufgrund eines Übersichtsbildes oder aufgrund charakteristischer Parameter, für die der Profilbereich von Projektionsdaten, die in den Röntgenprojektionsdaten in der Kanalrichtung nicht fehlen oder deren S/N-Verhältnis nicht beeinträchtigt ist, ein Beispiel bildet, die Röntgenprojektionsdaten in einem fehlenden Teil oder mit beeinträchtigtem S/N-Verhältnis korrigiert werden, um eine Bildgebung bei reduzierter Strahlungsbelastung zu ermöglichen.

Darüber hinaus ergeben sie den Effekt, dass eine Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung geschaffen ist, die den mit Röntgenstrahlen bestrahlten Bereich mit Hilfe des Kanalrichtungs-Röntgenkollimators oder des Röntgenstrahlformungsfilters begrenzt, um die Exposition für den Bediener, insbesondere die Bestrahlung der Hände des Bedieners, mit einer Strahlung zum Zeitpunkt einer Punktion bei der Röntgen-CT-Fluoroskopie zu verringern.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

1 zeigt ein Blockschaltbild einer Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.

2 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung der Drehung einer Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung (Röntgenstrahlröhre) und eines mehrreihigen Röntgendetektors.

3 zeigt ein Flussdiagramm eines Verfahrens zur Korrektur von Projektionsdaten, die Fehldaten enthalten oder deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist.

4 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung eines Kanalrichtungskollimators (einer exzentrischen säulen- oder zylinderförmigen Bauart).

5 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung eines Kanalrichtungskollimators (einer Bauart mit Abschirmplatten).

6 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung eines Beispiels für einen Röntgenstrahlformungsfilter.

7 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer Steuerung durch den Kanalrichtungskollimator.

8 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer Steuerung durch den Kanalrichtungskollimator.

9 zeigt ein Flussdiagramm unter Veranschaulichung des Ablaufs einer Datenakquisition und Bildrekonstruktion in einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.

10 zeigt ein Flussdiagramm unter Veranschaulichung von Einzelheiten von Vorverarbeitungen.

11 zeigt ein Flussdiagramm unter Veranschaulichung von Einzelheiten einer dreidimensionalen Bildrekonstruktionsverarbeitung.

12 zeigt ein Konzeptbild unter Veranschaulichung des Zustands der Projektion einer Linie in der Röntgenstrahlsenderichtung auf einen Rekonstruktionsbereich.

13 zeigt ein konzeptionelles Schaubild unter Veranschaulichung einer auf die Ebene eines Detektors projizierten Linie.

14 zeigt ein konzeptionelles Schaubild unter Veranschaulichung des Zustands der Projektion von Projektionsdaten Dr(Ansicht, x, y) auf den Rekonstruktionsbereich.

15 zeigt ein konzeptionelles Schaubild unter Veranschaulichung rückprojizierter Pixeldaten D2 in dem Rekonstruktionsbereich.

16 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung des Zustands der Gewinnung von Rückprojektionsdaten D3 durch entsprechende Addition der Rückprojektionspixeldaten D2 für sämtliche Ansichten zu den Pixeln.

17 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung eines Verfahrens zur Korrektur von Projektionsdaten, wenn ein Teil eines Detektors eine Störung hat.

18 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung eines Verfahrens zur Korrektur von Projektionsdaten, wenn in der Gegenwart von Metall ein Metallartefakt aufgetreten ist.

19 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung eines interessierenden Bereiches und nicht interessierender Bereiche.

20 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer Vorhersage von fehlenden Projektionsdaten.

21 zeigt Schaubilder unter Veranschaulichung der Hinzufügung fehlender Projektionsdaten mit Hilfe eines Kanalrichtungs-Röntgenkollimators.

22 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer Vorwärtssteuerung durch den Kanalrichtungskollimator.

23 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung des bildgebenden interessierenden Bereiches und des bestrahlten Bereiches von Kanälen, wenn der Ansichtswinkel = 0 Grad.

24 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung des bildgebenden interessierenden Bereiches, der minimal bestrahlten Kanäle und der maximal bestrahlten Kanäle, wenn der Ansichtswinkel = 0 Grad.

25 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung des interessierenden Bereiches, der minimal bestrahlten Kanäle und der maximal bestrahlten Kanäle, wenn der Ansichtswinkel &bgr; beträgt.

26 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer Regelung durch den Kanalrichtungskollimator.

27 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer Steuerung einer runden Röntgenappertur mittels eines säulen- bzw. zylinderförmigen Röntgenkollimators, dessen Drehachse exzentrisch liegt, im Falle eines breiten Röntgenstrahls.

28 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer Steuerung der runden Röntgenappertur mittels eines säulen- bzw. zylinderförmigen Röntgenkollimators, dessen Drehachse exzentrisch liegt, im Falle eines schmalen Röntgenstrahls.

29 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer Steuerung der runden Röntgenappertur mittels eines planaren Röntgenkollimators, wenn der Röntgenstrahl breit ist.

30 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer Steuerung der runden Röntgenappertur durch den planaren Röntgenkollimator, wenn der Röntgenstrahl schmal ist.

31 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung der normalen Position eines Röntgenstrahlformungsfilters 32.

32 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer Positionssteuerung (Teil 1) des Röntgenstrahlformungsfilters 32.

33 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer Positionssteuerung (Teil 2) des Röntgenstrahlformungsfilters 32.

34 zeigt ein Flussdiagramm einer Ausführungsform (Ausführungsform 5) in einer Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung ist nachstehend in größeren Einzelheiten mit Bezug auf in der Zeichnung veranschaulichte Ausführungsformen beschrieben. Im Übrigen ist die vorliegende Erfindung nicht auf die oder durch die veranschaulichten Ausführungsformen beschränkt.

1 zeigt ein strukturelles Blockschaltbild einer Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Diese Röntgen-CT-Vorrichtung 100 ist mit einer Bedienkonsole 1, einem Bildgebungstisch 10 und einer Scanngantry 20 ausgestattet.

Die Bedienkonsole 1 ist mit einer Eingabevorrichtung 2 zur Entgegennahme von durch einen Bediener vorgenommenen Eingaben, einer zentralen Verarbeitungseinheit 3 zur Ausführung der Verarbeitung der Bildrekonstruktion und dergleichen, einem Datenakquisitionspuffer bzw. -zwischenspeicher 5 zur Erfassung von durch die Scanngantry 20 akquirierten Projektionsdaten, einem Monitor oder Bildschirm 6 zur Anzeige von CT-Bildern, die aus den Projektionsdaten rekonstruiert werden, und einer Speichereinheit 7 zur Speicherung von Programmen, Daten und Röntgen-CT-Bildern ausgestattet.

Eine Eingabe der Bildgebungsbedingungen wird über die Eingabevorrichtung 2 vorgenommen und in der Speichereinheit 7 gespeichert.

Der Bildgebungstisch 10 ist mit einer Liege oder einem Gestell 12 ausgestattet, die bzw. das ein Objekt, das darauf angeordnet ist, durch die Öffnung der Scanngantry 20 in diese hinein platziert und aus dieser herausnimmt. Die Liege 12 wird durch einen in dem Bildgebungstisch 10 eingebauten Motor angehoben, abgesenkt und entlang der Tischanlage bewegt.

Die Scanngantry 20 ist mit einer Röntgenstrahlröhre 21, einer Röntgensteuerung 22, einem Kollimator 23 (Kollimator in der Schichtdickenrichtung), einem mehrreihigen Röntgendetektor 24, einem DAS (Datenakquisitionssystem) 25, einer Dreheinheitssteuerung 26 zur Steuerung der Drehbewegung der Röntgenröhre 21 und anderer Komponenten um die Körperachse des Objektes herum und einer Regeleinrichtung 29 zum Austausch von Steuerungssignalen und dergleichen mit der Bedienkonsole 1 und dem Bildgebungstisch 10 versehen.

2 veranschaulicht die geometrische Anordnung der Röntgenröhre 21 und des mehrreihigen Röntgendetektors 24. In der Schichtdickenrichtung sind die Röntgenstrahlen durch den Kollimator 23 (Kollimator in der Schichtdickenrichtung) gesteuert, während in der Kanalrichtung die Röntgenstrahlen durch einen Kanalrichtungskollimator 31 gesteuert sind. Sowohl in der Schichtdickenrichtung als auch in der Kanalrichtung ist die Röntgenappertur dadurch gesteuert, dass zwei exakt oder in etwa säulen- bzw. zylinderförmige Objekte, die aus einem Material hergestellt sind, das gar nicht oder kaum Röntgenstrahlen durchlässt, um ihre zu den Mittelachsen exzentrische Drehachsen herum gedreht werden. Die Position und Weite der Röntgenappertur sind durch unabhängige Bewegungen zweier flacher bzw. plattenförmiger Röntgenabschirmungen, die aus einem Material hergestellt sind, das gar nicht oder kaum Röntgenstrahlen durchlässt, in der Schichtrichtung und der Kanalrichtung gesteuert. Ein Beispiel für einen säulenförmigen Röntgenabschirmkollimator mit exzentrischer Drehachse ist in 4 veranschaulicht, während ein Beispiel für einen plattenförmigen oder flachen Röntgenstrahlen abschirmenden Kollimator in 5 veranschaulicht ist. Die Art und Weise, in der die Apperturposition und die Apperturweiten dieser Kollimatoren gesteuert werden, sind in den 27, 28, 29 und 30 näher veranschaulicht.

Außerdem ist vor der Röntgenröhre 21 ein Röntgenstrahlformungsfilter 32 vorgesehen. Dieser Röntgenstrahlformungsfilter 32 ist ein Röntgenfilter, der hinsichtlich der Filterdicke in der Kanalrichtung in dem Zentrum am dünnsten ist und nicht soviel Röntgenstrahlen absorbiert und dessen Filterdicke zu den Randkanälen hin ansteigt, so dass immer mehr Röntgenstrahlen absorbiert werden. 6 zeigt ein Beispiel für einen derartigen Röntgenfilter.

Die Röntgenröhre 21 und der mehrreihige Röntgendetektor 24 drehen sich um den Rotationsmittelpunkt IC herum. Wenn die vertikale Richtung die y-Richtung darstellt, die horizontale Richtung die x-Richtung darstellt und die Richtung der Tischbewegung, die senkrecht zu diesen verläuft, die z-Richtung ist, ist die Drehebene der Röntgenröhre 21 und des mehrreihigen Röntgendetektors 24 die x-y-Ebene. Ferner stellt die Bewegungsrichtung der Liege 12 die z-Richtung dar.

2 veranschaulicht eine Ansicht der geometrischen Anordnung der Röntgenröhre 21 und des mehrreihigen Röntgendetektors 24, betrachtet in der x-y-Ebene.

Die Röntgenröhre 21 erzeugt einen Röntgenstrahl, der als Konusstrahl CB bezeichnet wird. Wenn die Richtung der Mittelachse des Konusstrahls CB parallel zu der y-Richtung verläuft, soll der Ansichtswinkel 0 Grad betragen.

Der mehrreihige Röntgendetektor 24 weist beispielsweise 256 Detektorreihen bzw. -zeilen auf. Jede Detektorreihe weist beispielsweise 1024 Detektorkanäle auf.

Nachdem, wie in 2 veranschaulicht, ein Röntgenstrahl, der den Röntgenstrahlfokuspunkt der Röntgenröhre 21 verlässt, eine derartige räumliche Steuerung durch den Röntgenstrahlformungsfilter 32 erfährt, dass mehr Röntgenstrahlen das Zentrum des Rekonstruktionsbereiches P bestrahlen und weniger Röntgenstrahlen die Randbereiche des Rekonstruktionsbereiches P bestrahlen, werden Röntgenstrahlen, die in dem Rekonstruktionsbereich P vorhanden sind, durch das Objekt absorbiert, wobei durchgelassene Röntgenstrahlen durch den mehrreihigen Röntgendetektor 24 in Form von Röntgendetektordaten erfasst werden.

Wie in 2 veranschaulicht, ist der Röntgenstrahl, der den Röntgenfokus der Röntgenstrahlröhre 21 verlässt, einer Steuerung durch den Röntgenkollimator 23 in der Schichtdickenrichtung des Tomogramms und zwar in einer derartigen Weise ausgesetzt, dass die Röntgenstrahlweite auf der Drehmittelachse IC D beträgt, wobei Röntgenstrahlen durch das in der Nähe der Drehmittelachse IC befindliche Objekt absorbiert werden und wobei durchgelassene Röntgenstrahlen durch den mehrreihigen Röntgendetektor 24 als Röntgendetektordaten erfasst werden. Außerdem steuert der Kanalrichtungskollimator 31 die Position und Weite des Röntgenstrahls in der Kanalrichtung.

Erfasste Projektionsdaten, die aus der Bestrahlung mit Röntgenstahlen herrühren, werden von dem mehrreihigen Röntgendetektor 24 aus dem DAS 25 zugeführt und durch das DAS 25 einer A/D-Wandlung unterworfen und über einen Schleifring 30 dem Datenakquisitionspuffer 5 übergeben. Die dem Datenakquisitionspuffer 5 zugeführten Daten werden durch die zentrale Verarbeitungseinheit 3 entsprechend einem Programm in der Speichereinheit 7 verarbeitet, um in ein Tomogramm gewandelt zu werden, das auf dem Bildschirm 6 angezeigt wird.

3 zeigt ein Flussdiagramm, das in schematisierter Weise die Betriebsweise der Röntgen-CT-Vorrichtung 100 veranschaulicht.

Das Folgende ist nachstehend in Bezug auf die vorliegende Erfindung beschrieben:

  • (1) der Fall, wenn ein Teil eines Detektors ein Problem oder eine Störung aufweist (Ausführungsform 1),
  • (2) der Fall, wenn Metall vorhanden ist (Ausführungsform 2),
  • (3) der Fall, wenn ein zusätzlicher Kanalrichtungskollimator angeordnet ist und die Kanalrichtungskollimatoren gemäß der Größe des wunschgemäß zu rekonstruierenden FOV (Field of View, Sichtfeld) gesteuert werden (Ausführungsform 3).

Während ein Kollimator der Abschirmzylinderbauart (ein säulen- bzw. zylinderförmiger Kollimator der Bauart mit exzentrischer Drehachse (4)) oder ein Kollimator der Abschirmplattenbauart (die flache oder plattenförmige Kollimatorbauart (5)) für den Kollimator gemäß der Ausführungsform 3 vorstellbar ist, sind beide gemäß der vorliegenden Erfindung anwendbar. Während die Kollimatorsteuerung in der z-Richtung (der Schichtdickenrichtung) bewerkstelligt wird, indem vorgesehen ist, dass das DAS 25 z-Kanaldaten liest, wird die Kollimatorsteuerung in der Kanalrichtung durchgeführt, indem die Position von Röntgenstrahlen, die dazu gebracht werden sollen, auf den mehrreihigen Röntgendetektor 25 aufzutreffen, die durch den Winkel &bgr; (den Ansichtswinkel &bgr;) der Röntgendatenakquisitionsanlage und die Position und Größe des interessierenden Bereiches, der abgebildet werden soll, bestimmt ist, im Vorfeld ermittelt wird und die Apperturposition sowie die Apperturweite des Kanalrichtungskollimators auf dieser Basis einer Vorwärtssteuerung unterworfen werden. Es wird auch eine Regelung (mit Rückführung) in der Kanalrichtung anhand des Wertes des Hauptdetektorkanals des DAS 25, der Projektionsdaten erfasst (vgl. 7 und 8), sofern erforderlich, durchgeführt.

Der Fortschritt beim Leistungsverhalten der das DAS steuernden CPUs und der die Kollimatoren steuernden CPUs scheint sie dazu eingerichtet zu haben, im Wesentlichen problemfrei Berechnungen für eine Regelung der Appertur des Kanalrichtungskollimators auf der Basis der von dem Hauptdetektorkanal des mehrreihigen Röntgendetektors ausgelesenen Daten ausführen zu können. Wenn der Patient zu korpulent ist, um ein ausreichend hohes S/N-Verhältnis der Röntgendaten sicherzustellen, kann auch nur eine Regelung gemäß der Position des Kanalrichtungskollimators, die aus der Position und Größe des abgebildeten Sichtfeldes voraussagbar ist, durchgeführt werden.

Antriebssysteme, wie beispielsweise ein Schrittmotor, zur Steuerung des Betriebs des Kollimators werden in diesem Fall als ausreichend reaktionsschnell betrachtet.

In dem Gesamtflussdiagramm nach 3 findet der folgende Arbeitsablauf in jeder der Ausführungsformen 1, 2 und 3 statt.

In Schritt P1 wird ein Objekt auf der Liege 12 platziert und ausgerichtet. Das auf der Liege 12 gelagerte Objekt wird einer Ausrichtung der Referenzpunkte jedes Bereichs in Bezug auf die Zentralposition des Schichtlichtes der Scanngantry 20 ausgesetzt. Danach werden Daten von Übersichtsbildern (sog. Scout-Bildern) erfasst. Die Übersichtsbilder werden gewöhnlich bei 0 Grad und bei 90 Grad aufgenommen, wobei für einige Bereiche, einschließlich des Kopfes beispielsweise, lediglich ein 90-Grad-Übersichtsbild aufgenommen wird. Einzelheiten zur Übersichtsbildgebung sind nachstehend beschrieben.

In Schritt P2 wird nach der Festlegung der Bildgebungsbedingungen der abzubildende Bereich auf dem Übersichtsbild festgelegt. In Bezug auf die Bildgebungsbedingungen wird gewöhnlich eine Bildgebung ausgeführt, während gleichzeitig die Position und Größe des aufzunehmenden Tomogramms auf dem Übersichtsbild angezeigt wird. In diesem Fall wird auch eine Information über die Röntgenbestrahlungsdosis bei einer vollständigen Umdrehung während eines Spiralscannens, eines Spiralscannens mit variablem Pitchfaktor, eines herkömmlichen Scannvorgangs (Axialscann) oder eines kinematographischen bzw. Filmscannens (Cine Scann) angezeigt. Außerdem wird beim kinematographischen Scann für den Fall, dass die Anzahl von Umdrehungen oder die Zeitdauer eingegeben wird, eine Röntgenstrahldosisinformation für die eingegebene Anzahl von Umdrehungen oder die eingegebene Zeitdauer in dem interessierenden Bereich angezeigt.

In Schritt P3 wird der Profilbereich jeder abzubildenden z-Position ermittelt.

In Schritt P4 wird der Kanalrichtungskollimator in der Kanalrichtung entsprechend dem abzubildenen interessierenden Bereich gesteuert.

In Schritt P5 wird ein Scannvorgang durchgeführt, um Daten zu erfassen.

In Schritt P6 werden Projektionsdaten vorverarbeitet, um eine Information über sämtliche Profilbereiche in jeder z-Position des Übersichtsscanns zu erhalten, wobei eine Korrektur vorgenommen wird, indem mit Hilfe des Kanalrichtungskollimators der Projektionsdatenteil, der in den Randbereichen in der Kanalrichtung fehlt, vorhergesagt und hinzugefügt wird.

In Schritt P7 wird eine Bildrekonstruktion verarbeitet und ein Bild angezeigt, indem die Projektionsdaten verwendet werden, die durch Ergänzung des fehlenden Teils korrigiert worden sind.

9 zeigt ein Flussdiagramm, in dem die Datenakquisition und Verarbeitung für die Tomographie und Übersichtsbildgebung mittels der Röntgen-CT-Vorrichtung 100 kurz dargestellt sind.

In Schritt S1 wird zunächst ein Spiralscann durchgeführt, während die Röntgenröhre 21 und der mehrreihige Röntgendetektor 24 um das abzubildende Objekt herum gedreht werden und die Liege 12 auf dem Tisch linear verschoben wird, wobei durch Hinzufügung der z-Richtungsposition z-Tisch (Ansicht) zu Projektionsdaten D0 (Ansicht, j, i) Projektionsdaten erfasst werden, die durch die Linearverschiebungsposition z des Tisches, den Ansichtswinkel Ansicht, die Detektorzeilennummer j und die Kanalnummer i gekennzeichnet sind. Beim Spiralscann mit variablen Pitchfaktor (Vorschub pro Umdrehung) wird in einem Spiralscann eine Datenakquisition nicht nur bei einer konstanten Drehzahl vorgenommen, sondern eine Datenakquisition wird auch während einer Beschleunigung und während einer Verzögerung durchgeführt.

Außerdem werden beim herkömmlichen Scannen (Axialscann) oder kinematographischen Scannen Röntgendetektordaten erfasst, indem die Datenakquisitionsanlage über eine Umdrehung oder mehrere Umdrehungen hinweg gedreht wird, während die Liege 12 auf dem Bildgebungstisch 10 in einer bestimmten z-Richtungsposition ortsfest gehalten wird. Die Röntgendetektordaten werden ferner erfasst, indem nach der Überführung in die nächste z-Richtungsposition die Datenakquisitionsanlage über eine Umdrehung oder mehrere Umdrehungen hinweg, wie erforderlich, gedreht wird.

Andererseits werden bei der Übersichtsbildgebung Röntgendetektordaten erfasst, während die Röntgenröhre 21 und der mehrreihige Röntgendetektor 24 ortsfest gehalten werden und der Bildgebungstisch 10 linear verschoben wird.

In Schritt S2 werden die Projektionsdaten D0 (Ansicht, j, i) vorverarbeitet, um in Projektionsdaten gewandelt zu werden. Die Vorverarbeitungen umfassen eine Versatzwertkorrektur (Offsetkorrektur) in Schritt S21, eine logarithmische Konvertierung in Schritt S22, eine Röntgendosiskorrektur in Schritt S23 und eine Empfindlichkeitskorrektur in Schritt S24, wie sie in 10 veranschaulicht sind.

Bei der Übersichtsbildgebung im Vorfeld werden unter gleichzeitigem Anzeigen die vorverarbeiteten Röntgendetektordaten an die Pixelgröße in der Kanalrichtung und die Pixelgröße in der z-Richtung, die die Linearverschieberichtung der Liege darstellt, angepasst und an die Anzeigepixelgröße des Bildschirms angepasst, wobei dann das Übersichtsbild beendet ist.

Schritt S3 betrifft eine Verarbeitung zur Korrektur von Projektionsdaten, die fehlen oder deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist.

Der Schritt S3 ist nachstehend im Zusammenhang mit Ausführungsformen 1, 2 und 3 mit Bezug auf 17, 18 und 19 bis 21 beschrieben.

Ausführungsform 1

Wenn, wie in 17 veranschaulicht, ein Teil eines Detektors ein Problem oder eine Störung aufweist, wird dies, wenn die Anzahl der problembehafteten Kanäle klein ist, nur eine geringe Auswirkung auf den Profilbereich haben, so dass deshalb die folgende einfache Korrektur ausreicht.

Wenn Projektionsdaten durch d(i, j, k) dargestellt sind (wobei i den Kanal, j die Ansicht und k die Reihe angibt) und falls der mathematische Ausdruck 1 gilt in Bezug auf eine bestimmte Schwelle Thl, wird der Kanal i als problem- bzw. störungsbehaftet angesehen.

Wenn der problembehaftete Kanal irgendeiner zwischen i1 und in ist, wird mit den Daten des Kanals i1 – 1 und des Kanals in + 1 eine Interpolation durchgeführt. Es wird angenommen, dass m = 0 bis n – 1 gilt. Die Interpolation kann dann durch den folgenden mathematischen Ausdruck 2 angegeben werden:

Ausführungsform 2

Wenn in Gegenwart von Metall ein Metallartefakt auftritt, wie dies in 18 veranschaulicht ist, werden Projektionsdaten in Bezug auf das Metall entfernt und vorhersagbare Projektionsdaten eingeführt. Als Werte für die vorhersagbaren Projektionsdaten wären in diesem Fall ausreichend große Werte als Projektionsdaten über das Metall akzeptabel, die ausreichend sanfte Projektionsdaten bilden und zu keinem Überlauf bei den nachfolgenden Bildrekonstruktionsberechnungen führen.

Ausführungsform 3

Wie in den 19 bis 21 veranschaulicht, müssen bei Röntgenstrahlen aus anderen Regionen als den mit dem Kanalrichtungs-Röntgenkollimator abzubildenden Regionen Projektionsdaten in den abgeschirmten Teilen vorhergesagt oder vorausberechnet werden.

Eine Vorwärtssteuerung durch den Kanalrichtungs-Röntgenkollimator ist mit Bezug auf das Flussdiagramm nach 22 beschrieben.

In Schritt C1 wird, wie in 22 veranschaulicht, der Winkelbereich auf dem mehrreihigen Röntgendetektor 24, der mit Röntgenstrahlen bestrahlt werden soll (von dem minimalen Bestrahlungskanal &ggr;min bis zu dem maximalen Bestrahlungskanal &ggr;max) oder der Kanalbereich durch eine Berechnung entsprechend dem Winkel &bgr; (dem Ansichtswinkel &bgr;) der Röntgen-Datenakquisitionsanlage, die die Röntgenröhre 21, den mehrreihigen Röntgendetektor 24 und das DAS 25 aufweist, und der Größe und Position des interessierenden Bildgebungsbereiches (z.B. eines kreisförmigen interessierenden Bereiches mit einem Radius R um den Mittelpunkt (x0, y0) herum) ermittelt.

Hier gilt für die Position der Röntgenröhre der mathematische Ausdruck 3: x = FCD·sin &thgr; y = FCD·cos &thgr;, wobei &thgr; der Ansichtswinkel ist und FCD der Fokus-Mittelpunkt-Abstand der Röntgenstrahlen ist.

In Schritt C2 öffnet der Kanalrichtungskollimator (der entweder ein exzentrischer säulenförmiger Kollimator oder ein Kollimator der Bauart mit einer Abschirmplatte sein kann) von dem minimalen Bestrahlungskanal &ggr;min zu dem maximalen Bestrahlungskanal &ggr;max.

In Schritt C3 wird überprüft, ob eine Kollimatorsteuerung in der Kanalrichtung und eine Datenakquisition für sämtliche gescannte Ansichten der geplanten Bildgebung beendet worden sind.

Im Übrigen ist die Beziehung zwischen dem minimalen Bestrahlungskanal &ggr;min und dem maximalen Bestrahlungskanal &ggr;max, der Röntgen-Datenakquisitionsanlage, die die Röntgenröhre 21, den mehrreihigen Röntgendetektor 24 und das DAS 25 aufweist, und dem Kanalrichtungskollimator gemäß der vorstehenden Beschreibung in 23 veranschaulicht.

Außerdem ist die Beziehung zwischen dem bildgebenden interessierenden Bereich, wenn der Ansichtswinkel 0 beträgt, dem minimalen Bestrahlungskanal und dem maximalen Bestrahlungskanal wie nachstehend beschrieben.

Wenn beispielsweise die Position des kreisförmigen bildgebenden interessierenden Bereiches (x0, y0) ist, der Radius R beträgt und der Ansichtswinkel 0 Grad beträgt, nämlich der Röntgenfokuspunkt bei (0, FCD) liegt, gilt der folgende mathematische Ausdruck 4 (wobei FCD den Fokus-Mittelpunkt-Abstand der Röntgenstrahlen bildet):

Aus den Formeln 1, 2 und 3 ergibt sich:

Der maximale Wert von &ggr; ist dann &ggr;max, während der minimale Wert von &ggr; &ggr;min ist:

Somit gilt der mathematische Ausdruck 5:

Außerdem ist die Beziehung zwischen dem bildgebenden interessierenden Bereich, wenn der Ansichtswinkel &bgr; beträgt, dem minimalen Bestrahlungskanal und dem maximalen Bestrahlungskanal wie nachstehend beschrieben und wie in 25 veranschaulicht.

Wenn beispielsweise die Position des kreisförmigen bildgebenden interessierenden Bereiches (x0, y0) ist, der Radius R beträgt und der Ansichtswinkel 0 Grad beträgt, sich nämlich der Röntgenfokus bei (FCD·sin&bgr;, FCD·cos&bgr;) befindet, gilt der folgende mathematische Ausdruck 6 (wobei FCD der Fokuspunkt-Mittelpunkt-Abstand der Röntgenstrahlen ist):

Aus den Formeln 4, 5 und 6 ergibt sich:

Der Maximalwert von &ggr; ist dann &ggr;max, und der Minimalwert von &ggr; ist &ggr;min:

Somit gilt der mathematische Ausdruck 7:

Als nächstes ist eine Regelung durch den Kanalrichtungs-Röntgenkollimator in 26 veranschaulicht.

In Schritt C1 wird, wie in Schritt C1 nach 22, der Winkelbereich auf dem mehrreihigen Röntgendetektor 24, der mit Röntgenstrahlen bestrahlt werden soll (von dem minimalen Bestrahlungskanal &ggr;min bis zu dem maximalen Bestrahlungskanal &ggr;max) oder der Kanalbereich durch eine Berechnung entsprechend dem Winkel &bgr; (dem Ansichtswinkel &bgr;) der Röntgen-Datenakquisitionsanlage, die die Röntgenröhre 21, den mehrreihigen Röntgendetektor 24 und das DAS 25 aufweist, und der Größe und Position des bildgebenden interessierenden Bereiches (z.B. eines kreisförmigen interessierenden Bereiches mit einem Radius R um den Mittelpunkt (x0, y0) herum) ermittelt.

In Schritt C2 öffnet der Kanalrichtungskollimator (der entweder ein exzentrischer säulenartiger oder ein Abschirmplatten aufweisender Kollimator sein kann) zwischen dem minimalen Bestrahlungskanal &ggr;min und dem maximalen Bestrahlungskanal &ggr;max, wie in Schritt C2 nach 22.

In Schritt C3 wird der Bereich von von einer Röntgenbestrahlung herrührenden Daten ermittelt, indem Daten in dem DAS 25 betrachtet werden. Wenn der Eingangsbereich von Strahlungsdaten zwischen Chmin und Chmax liegt, wird überprüft, ob dieser dem Bereich zwischen dem minimalen Bestrahlungskanal &ggr;min und dem maximalen Bestrahlungskanal &ggr;max, wie sie in Schritt C1 ausgerechnet worden sind, entspricht.

Wenn der Fehler ± &egr; innerhalb des Bereichs einer Minute liegt, wird er als zulässig erachtet, wobei jedoch für den Fall, dass dieser Fehlerbereich überschritten wird, der Prozess zum Schritt C4 übergeht.

In Schritt C4 werden Korrekturgrößen &Dgr;&ggr;min und &Dgr;&ggr;max zu den gesteuerten Variablen addiert, wobei gilt: &ggr; min – Ch min·Chang = &Dgr;&ggr; min und &ggr; max – Ch max·Chang = &Dgr;&ggr; max.

Danach wird mit Schritt C5 fortgefahren.

In Schritt C5 werden Daten dem DAS 25 zugeführt, wobei mit dem interessierenden Bereich, der den Kanalrichtungsbereich Chmin bis Chmax, nämlich den Kanalwinkelbereich Tmin bis Tmax, überspannt, Daten gesammelt werden, während gleichzeitig Projektionsdaten in dem nicht interessierenden Bereich unterdrückt werden.

In Schritt C6 wird eine Bildrekonstruktion ausgeführt, indem die unterdrückten Projektionsdaten wiederhergestellt werden, während die fehlenden Projektionsdaten ergänzt werden.

In Schritt C7 wird überprüft, ob die Datenakquisition für sämtliche Ansichten zu Ende geführt worden ist oder nicht, wobei für den Fall, dass sie noch nicht beendet ist, der Prozess zu dem Schritt C1 zurückkehrt und die Kollimatorsteuerung in der Kanalrichtung sowie die Datenakquisition fortgesetzt werden.

In diesem Fall wird eine Ovalapproximation entsprechend dem Profilbereich und dem Weitenprofil in der Kanalrichtung ausgeführt. Dies ist in den 20 und 21 veranschaulicht. Auf der Basis der Positionsbeziehung zwischen dem oval approximierten Profil und dem Bereich, der wunschgemäß abgebildet werden soll, sind Projektionsdaten Sil und Sir, die der linken und der rechten Seite des wunschgemäß abzubildenden Bereiches beigefügt werden, aus den abgefangnen Röntgendaten der i-ten Schicht in jeder Richtung bekannt. Durch Hinzufügung dieser Sil und Sir zu der linken und der rechten Seite der Projektionsdaten zur Ausführung einer Bildrekonstruktion kann ein Tomogramm mit höherer Bildqualität erhalten werden.

In Schritt S4 werden Projektionsdaten D1 (Ansicht, j, i), die einer Korrektur nach der Vorverarbeitung unterzogen worden sind, einer Strahlaufhärtungskorrektur unterworfen. Die Strahlaufhärtungskorrektur in Schritt S4 kann beispielsweise in Form eines nachstehend angegebenen Polynoms ausgedrückt werden, wobei die Projektionsdaten, die einer Empfindlichkeitskorrektur in Schritt S24 der Vorverarbeitung S2 unterworfen worden sind, durch D1 (Ansicht, j, i) dargestellt sind, während die Daten nach der Strahlaufhärtungskorrektur in S4 durch D11 (Ansicht, j, i) dargestellt sind. Es gilt der mathematische Ausdruck 8: D11(view, j, i) = D1(view, j, i)·(Bo(j, i) + B1(j, i)·D1(view, j, i) + B2(j, i)·D1(view, j, i)2)

Da jede Zeile j des Detektors unabhängig von den anderen einer Strahlaufhärtungskorrektur unterworfen werden kann, können in dem Fall, wenn sich die Röhrenspannung einer Datenakquisitionsanlage abhängig von den Bildgebungsbedingungen von anderen unterscheidet, Unterschiede zwischen den Detektoreigenschaften von Zeile zu Zeile abgeglichen werden.

In Schritt S5 werden die Projektionsdaten D11 (Ansicht, j, i), die eine Strahlaufhärtungskorrektur durchlaufen haben, einer Filterfaltung unterworfen, wobei diese Filterung in der z-Richtung (der Reihenrichtung) durchgeführt wird. Somit werden die Daten D11 (Ansicht, j, i)(i = 1 bis CH, j = 1 bis ZEILE) des mehrreihigen Röntgendetektors, die nach der Vorbehandlung einer Strahlaufhärtungskorrektur unterworfen worden sind, bei jedem Ansichtswinkel und für jede Datenakquisitionsanlage beispielsweise einer Filterung unterworfen, deren Reihenrichtungsfiltergröße fünf Reihen beträgt.

Es gilt der mathematische Ausdruck 9: (w1 (i), w2 (i), w3 (i), w4 (i), w5 (i)), unter der Voraussetzung, dass gilt:

Für die korrigierten Detektordaten D12 (Ansicht, j, i) gilt der folgende mathematische Ausdruck 10:

Im Übrigen gilt unter der Annahme, dass die maximale Kanalweite CH ist und der maximale Reihenwert ZEILE beträgt, der folgende mathematische Ausdruck 11: D11(Ansicht, –1, i) = D11(Ansicht, 0, i) = D11(Ansicht, 1, i) D11(Ansicht, ZEILE, i) = D11(Ansicht, ZEILE + 1, i) = D11(Ansicht, ZEILE + 2, i)

Andererseits kann die Schichtdicke entsprechend dem Abstand zu dem Zentrum der Bildrekonstruktion gesteuert werden, indem der Reihenrichtungsfilterkoeffizient von Kanal zu Kanal verändert wird. Da die Schichtdicke in einem Tomogramm in den Randbereichen gewöhnlich größer ist als in dem Rekonstruktionszentrum, kann die Schichtdicke sowohl in den Randbereichen als auch in dem Zentrum der Bildrekonstruktion im Wesentlichen gleich gemacht werden, indem der Reihenrichtungsfilterkoeffizient zwischen dem Zentralteil und den Randbereichen derart unterschiedlich eingestellt wird, dass der Bereich des Reihenrichtungsfilterkoeffizienten in der Umgebung des Zentralkanals in größerem Maße verändert und in der Umgebung des Randkanals in geringerem Maße verändert wird.

Durch Steuerung des Reihenrichtungsfilterkoeffizienten zwischen den Zentralkanälen und den Randkanälen des mehrreihigen Röntgendetektors 24 auf diese Weise kann die Steuerung der Schichtdicke auch zwischen dem Zentralteil und den Randbereichen differenziert erfolgen. Durch geringfügige Erhöhung der Schichtdicke mit dem Reihenrichtungsfilter können wesentliche Verbesserungen sowohl im Hinblick auf Artefakte als auch auf Rauschen erzielt werden. Das Ausmaß der Verbesserung der Artefakte und das des Rauschens kann dadurch gesteuert werden. In anderen Worten kann in einem Tomogramm, das einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion unterworfen worden ist, die Bildqualität in der x-y-Ebene gesteuert werden. In einer weiteren möglichen Ausführungsform kann ein Tomogramm mit einer geringen Schichtdicke realisiert werden, indem für den Reihenrichtungs(z-Richtungs)-Filterkoeffizienten eine Entfaltungsfilterung verwendet wird.

Außerdem werden Röntgenprojektionsdaten des Fächerstrahls in Röntgenprojektionsdaten eines parallelen Strahls konvertiert, sofern dies erforderlich ist.

In Schritt S6 wird eine Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion durchgeführt. Somit wird das Ergebnis der Fouriertransformation mit der Rekonstruktionsfunktion multipliziert, um die inverse Fouriertransformation zu erzielen. Wenn bei der Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion in S6 die Daten nach der Faltung mit dem z-Filter durch D12, die Daten nach der Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion durch D13 und die Rekonstruktionsfunktion, mit der gefaltet werden soll, durch Kernel (j) gekennzeichnet sind, kann die Verarbeitung zur Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion durch den folgenden mathematischen Ausdruck 12 ausgedrückt werden: D13(Ansicht, j, i) = D12(Ansicht, j, i)·Kernel(j).

Da die Rekonstruktionsfunktion Kernel (j) eine gesonderte Faltung der Rekonstruktionsfunktion mit jeder Zeile j des Detektors ermöglicht, können somit Unterschiede hinsichtlich der Rauscheigenschaften und Auflösungseigenschaften zwischen den einzelnen Zeilen ausgeglichen werden.

In Schritt S7 werden die Projektionsdaten D13 (Ansicht, j, i), die einer Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion unterworfen worden sind, einer dreidimensionalen Rückprojektion unterworfen, um Rückprojektionsdaten D3 (x, y) zu erhalten. Das zu rekonstruierende Bild wird in ein dreidimensionales Bild auf einer zu der z-Achse senkrechten Ebene, parallel zu der x-y-Ebene rekonstruiert. Im Folgenden wird angenommen, dass der Rekonstruktionsbereich P parallel zu der x-y-Ebene verläuft. Die dreidimensionale Rückprojektion ist weiter nachstehend beschrieben.

In Schritt S8 werden die Rückprojektionsdaten D3 (x, y, z) Nachverarbeitungen, einschließlich einer Bildfilterfaltung und einer CT-Wert-Konvertierung, unterworfen, um ein Tomogramm D31 (x, y) zu erhalten.

Die Bildfilterfaltung als Nachverarbeitung kann, wenn die der dreidimensionalen Rückprojektion unterworfenen Daten durch D31 (x, y, z), die der Bildfilterfaltung unterworfenen Daten durch D32 (x, y, z) und das Bildfilter durch Filter (z) gekennzeichnet sind, durch den folgenden mathematischen Ausdruck 13 angegeben werden: D32(x, y, z) = D31(x, y, z)·Filter(z).

Da die rekonstruktive unabhängige Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion für jede Reihe j des Detektors möglich ist, können auf diese Weise Unterschiede bei den Rauscheigenschaften und Auflösungseigenschaften von einer Zeile zur anderen ausgeglichen werden.

Das Tomogramm, das erhalten wird, wird auf dem Bildschirm 6 angezeigt.

11 zeigt ein Flussdiagramm, das Einzelheiten des dreidimensionalen Rückprojektionsprozesses (Schritt S7 in 9) veranschaulicht.

In dieser Ausführungsform wird das zu rekonstruierende Bild in ein dreidimensionales Bild auf einer Ebene rekonstruiert, die senkrecht zu der z-Achse und parallel zu der x-y-Ebene verläuft. Für die folgende Beschreibung sei angenommen, dass der Rekonstruktionsbereich P parallel zu der x-y-Ebene verläuft.

In Schritt S71 wird eine einzelne Ansicht aus all den Ansichten betrachtet, die zur Bildrekonstruktion eines Tomogramms erforderlich sind (nämlich den Ansichten bei 360-Grad oder den Ansichten bei „180-Grad + Fächerwinkel"), und es werden Projektionsdaten Dr, die den Pixeln in dem Rekonstruktionsbereich P entsprechen, extrahiert.

Wenn, wie in den 12(a) und 12(b) veranschaulicht, angenommen wird, dass ein Quadratbereich von 512 × 512 Pixeln parallel zu der x-y-Ebene den Rekonstruktionsbereich P bildet und eine Pixelreihe L0 bei y = 0, eine Pixelreihe L63 bei y = 63, eine Pixelreihe L127 bei y = 127, eine Pixelreihe L191 bei y = 191, eine Pixelreihe L255 bei y = 255, eine Pixelreihe L319 bei y = 319, eine Pixelreihe L383 bei y = 383, eine Pixelreihe L447 bei y = 447 und eine Pixelreihe L511 bei y = 511, die alle parallel zu der x-Achse verlaufen, als Reihen genommen werden und falls Projektionsdaten auf den Linien T0 bis T511 extrahiert werden, wie dies in 13 veranschaulicht ist, wobei diese Pixelreihen L0 bis L511 auf die Ebene des mehrreihigen Röntgendetektors 24 in der Röntgenstrahlsenderichtung projiziert werden, dann bilden sie die Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) der Pixelreihen L0 bis L511. Es wird jedoch dafür gesorgt, dass x und y mit den Pixeln (x, y) in dem Tomogramm übereinstimmen.

Obwohl die Röntgenstrahlsenderichtung durch die geometrischen Positionen des Röntgenstrahlfokus der Röntgenstrahlröhre 21, der Pixel und des mehrreihigen Röntgendetektors 24 bestimmt ist, kann, nachdem die z-Koordinate z(Ansicht) der Projektionsdaten D0 (Ansicht, j, i) in der z-Richtung der linearen Tischbewegung Z-Tisch (Ansicht) bekannt ist, die Röntgenstrahlsenderichtung aus dem Datenakquisitionsgeometriesystem des Röntgenstrahlfokus und des mehrreihigen Röntgendetektors genau ausgerechnet werden, selbst wenn die Projektionsdaten D0 (Ansicht, j, i) während einer Beschleunigung oder Verzögerung gewonnen werden.

Falls ein Teil der Linien über die Ebene des mehrreihigen Röntgendetektors 24 hinausragt, wie dies beispielsweise bei der Linie T0 der Fall ist, die von der Projektion der Pixelreihe L0 auf die Ebene des mehrreihigen Röntgendetektors 24 in der Röntgenstrahlsenderichtung herrührt, werden die passenden Projektionsdaten Dr im Übrigen zu „0" gesetzt. Wenn sie in der z-Richtung hinausragen, werden sie durch Extrapolation von Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) ermittelt.

Auf diese Weise können Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y), die den Pixeln des Rekonstruktionsbereichs P entsprechen, extrahiert werden, wie dies in 14 veranschaulicht ist.

Zurückkommend auf 11 werden die Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) in Schritt S72 mit einem Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten multipliziert, um Projektionsdaten D2 (Ansicht, x, y) zu erzeugen, wie dies in 15 veranschaulicht ist.

Der Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizient w(i, j) ist hier wie folgt. Bei der Rekonstruktion eines Fächerstrahlbildes gilt die folgende Beziehung, wobei &ggr; der Winkel ist, den eine gerade Linie, die den Fokuspunkt der Röntgenstrahlröhre 21 mit einem Pixel g (x, y) verbindet, in Bezug auf die Mittelachse des Röntgenstrahls bildet, wobei Ansicht = &bgr;a und die hierzu entgegengesetzte Ansicht Ansicht = &bgr;b ist. Es gilt der mathematische Ausdruck 14: &bgr;b = &bgr;a + 180° – 2&ggr;.

Wenn die Winkel, die durch den durch das Pixel g(x, y) auf der Rekonstruktionsfläche P hindurch tretenden Röntgenstrahl und den hierzu entgegengesetzten Röntgenstrahl in Bezug auf die Rekonstruktionsebene P gebildet werden, durch &bgr;a und &bgr;b gekennzeichnet sind, werden die rückprojizierten Daten D2 (0, x, y) durch Addition ermittelt, nachdem eine Multiplikation mit den Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten &bgr;a und &bgr;b vorgenommen worden ist. In diesem Fall gilt der folgende mathematische Ausdruck 15: D2(0, x, y) = &ohgr;a·D2(0, x, y)_a + &ohgr;b·D2(0, x, y)_b, wobei angenommen wird, dass D2 (0, x, y)_a die Rückprojektionsdaten der Ansicht &bgr;a und D2 (0, x, y)_b die Rückprojektionsdaten der Ansicht &bgr;b darstellen.

Im Übrigen gilt für die Summe der Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten der zueinander entgegengesetzt gerichteten Strahlen der mathematische Ausdruck 16: &ohgr;a + &ohgr;b = 1.

Durch Addition der Produkte aus der Multiplikation mit den Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten können Konuswinkelartefakte reduziert werden.

Beispielsweise können Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten &ohgr;a und &ohgr;b, die aus den folgenden Formeln erhalten werden, verwendet werden. In diesen Formeln stellt ga den Gewichtungskoeffizienten der Ansicht &bgr;a dar, während gb den Gewichtungskoeffizienten der Ansicht &bgr;b darstellt.

Wenn S des Fächerstrahlwinkels &ggr;max ist, gilt der folgende mathematische Ausdruck 17: ga = f(&ggr; max, &agr;a, &bgr;a) gb =' f(&ggr; max, ab, &bgr;b) xa = 2·gaq/(gaq + gbq) xb = 2·gbq/(gaq + gbq) wa = xa2·(3 – 2xa) wb = xb2·(3 – 2xb). (Z.B. wird q = 1 angenommen.)

Wenn beispielsweise angenommen wird, dass max eine Funktion ist, die den größeren Wert einnimmt, gilt, um ein Beispiel für ga und gb anzugeben, der folgende mathematische Ausdruck 18:

In dem Fall einer Fächerstrahlbildrekonstruktion wird jedes Pixel des Rekonstruktionsbereichs P ferner mit einem Abstandsfaktor multipliziert. Der Abstandsfaktor beträgt (r1/r0)2, wobei r0 den Abstand von dem Fokuspunkt der Röntgenstrahlröhre 21 zu der Detektorreihe j und dem Kanal i des mehrreihigen Röntgendetektors 24, die dem Projektionsdatum Dr entsprechen, und r1 den Abstand von dem Fokuspunkt der Röntgenröhre 21 zu einem Pixel, der dem Projektionsdatum Dr auf dem Rekonstruktionsbereich P entspricht, darstellen.

In dem Fall einer Parallelstrahlbildrekonstruktion reicht es aus, jedes Pixel nur mit dem Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten w (i, j) zu multiplizieren.

In Schritt S73 werden Projektionsdaten D2 (Ansicht, x, y) entsprechend den Pixeln zu den im Vorfeld zu null gesetzten rückprojizierten Daten D3 (x, y) addiert, wie dies in 16 veranschaulicht ist.

In Schritt S74 werden die Schritte S61 bis S63 für sämtliche Ansichten wiederholt, die für die CT-Bildrekonstruktion erforderlich sind (nämlich die Ansichten bei 360-Grad oder die Ansichten bei „180-Grad + Fächerwinkel"), um die Rückprojektionsdaten D3 (x, y) zu erhalten, wie dies in 16 veranschaulicht ist.

Im Übrigen kann der Rekonstruktionsbereich P auch durch eine Kreisfläche gebildet sein, wie dies in den 12(c) und 12(d) veranschaulicht ist.

Ausführungsform 4

Während die Ausführungsform 3 in Bezug auf den Kanalrichtungs-Röntgenkollimator 31 beschrieben ist, kann die Verwendung des Röntgen-Strahlformungsfilters 32, wie in 31 veranschaulicht, einen ähnlichen Effekt ergeben.

31 veranschaulicht die normale Position des Röntgenstrahlformungsfilters, wenn nämlich das Bewegungsmaß in der Kanalrichtung 0 beträgt.

32 und 33 veranschaulichen Fälle, in denen das Maß der Bewegung des Röntgenstrahlformungsfilters &Dgr;d1 bzw. &Dgr;d2 beträgt. In diesem Fall kann die Steuerung derart bewerkstelligt werden, dass die gerade Linie, die den Mittelpunkt des interessierenden Bereiches mit dem Röntenstrahlfokuspunkt verbindet, sich mit dem Röntgenstrahlübertragungspfad des Röntgenstrahlformungsfilters 32 deckt, so dass die kürzeste gerade Linie gebildet ist.

Um diese Überdeckung zu erreichen, kann der folgende mathematische Ausdruck 19 angegeben werden: &ggr;Mittel = (&ggr;max + &ggr;min)/2.

Wenn der Abstand von dem Röntgenstrahlfokuspunkt zu dem Strahlformungsfilter durch D gekennzeichnet ist, wie dies in 31 veranschaulicht ist, gilt die folgende Gleichung: &Dgr;di = D·tan(&ggr;Mittel), (wobei &Dgr;di = &Dgr;d1 oder &Dgr;d2).

Ausführungsform 5

Ein Fall, in dem die vorliegende Erfindung in einer Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung eingesetzt wird, ist in 34 veranschaulicht. Zunächst wird in Schritt S1 ein gesamtes Tomogramm aufgenommen.

Als nächstes wird in Schritt S2 der interessierende Bereich, der wunschgemäß abgebildet werden soll, auf dem in Schritt S1 aufgenommenen Tomogramm festgelegt. Wenn dieser interessierende Bereich festgelegt wird, legt der Bediener, der in einem Scannraum vorhanden ist, in dem die Scanngantry 20 eingebaut ist, den interessierenden Bereich unter Verwendung eines vorgesehenen Röntgen-CT-Fluoroskopie-Bedienpanels 33 von Hand fest.

Danach strahlt der Kanalrichtungskollimator 31 oder ein Röntgenstrahlformungskollimator 32 Röntgenstrahlen aus, während er den interessierenden Bereich oder sein Zentrum in der Kanalrichtung verfolgt, um Projektionsdaten in dem interessierenden Bereich zu gewinnen.

Anschließend wird in Schritt S4 eine Korrektur der Projektionsdaten auf der Basis des gesamten Profilbereiches, wie er in 3 veranschaulicht ist, ausgeführt, wobei die korrigierten Projektionsdaten einer Bildrekonstruktion unterworfen werden.

Anschließend wird in Schritt S5 überprüft, ob der interessierende Bereich geändert werden muss oder nicht.

Als nächstes wird in Schritt S6 überprüft, ob die Röntgen-Fluoroskopie-Bildgebung zu Ende geführt worden ist oder nicht.

Die vorstehend beschriebene Röntgen-CT-Vorrichtung 100 hat durch Vorsehen der erfindungsgemäßen Röntgen-CT-Vorrichtung oder des Röntgen-CT-Bildgebungsverfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung den Effekt, dass sie im Vergleich zu einem herkömmlichen mehrreihigen Röntgendetektor, einer herkömmlichen Röntgen-CT-Vorrichtung oder einer Flat-Panel-Röntgen-CT-Vorrichtung die Strahlungsexposition für das Objekt reduziert.

Im Übrigen kann das Bildrekonstruktionsverfahren durch das gewöhnliche dreidimensionale Bildrekonstruktionsverfahren entsprechend dem allgemein bekannten Feldkamp-Verfahren gebildet sein. Es kann sogar durch ein sonstiges dreidimensionales Bildrekonstruktionsverfahren gebildet sein. Es braucht nicht eine dreidimensionale Bildrekonstruktion zu sein; vielmehr könnte eine herkömmliche zweidimensionale Bildrekonstruktion einen ähnlichen Effekt erzielen.

Obwohl in dieser Ausführungsform eine Faltung mit Zeilenrichtungs- bzw. Reihenrichtungs-Filtern (z-Richtungs-Filtern) mit unterschiedlichen Koeffizienten bezüglich der einzelnen Reihen vorgenommen wird, könnten ferner Filter, die nicht in der Reihenrichtung (z-Richtung) angewandt werden, einen ähnlichen Effekt ergeben.

Außerdem könnte, obwohl die hier angegebene Ausführungsform eine Röntgen-CT-Vorrichtung mit einem mehrreihigen Röntgendetektor verwendet, auch eine Röntgen-CT-Vorrichtung mit einem einreihigen Röntgendetektor einen ähnlichen Effekt ergeben.

Es ist eine Tomographie oder Röntgen-CT-Fluoroskopie mit reduzierter Strahlungsexposition in einer Röntgen-CT-Vorrichtung 100 oder einer Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung beschrieben. Ein Kanalrichtungs-Röntgenkollimator 31 oder ein Röntgenstrahlformungsfilter 32 ist in der Kanalrichtung positionsgesteuert, um eine Röntgendatenakquisition vorzunehmen, während die Bestrahlung mit Röntgenstrahlen auf lediglich den interessierenden Bereich beschränkt ist. Es wird entweder das Profil des gesamten Objektes gewonnen, oder das Profil des gesamten Objektes wird aus Ansichten oder Übersichtsbildern der Bestrahlung des gesamten Objektes außerhalb der Röntgenprojektionsdaten vorausberechnet. Eine Bildrekonstruktion von Ansichten, bei denen nicht das gesamte Objekt bestrahlt wird, außerhalb der gesammelten Röntgenprojektionsdaten wird durchgeführt, indem fehlende Teile aus dem Profil des gesamten Objektes vorhergesagt und entsprechend Korrekturen vorgenommen werden. Dadurch ist es möglich, lediglich den interessierenden Bereich mit Röntgenstrahlen zu bestrahlen, um die Röntgenstrahldosis für das Objekt bei der Tomographie mittels der Röntgen-CT-Vorrichtung 100 oder die Exposition des Objektes mit Röntgenstrahlen und die Strahlungsexposition der Hände einer Bedienperson zum Zeitpunkt einer durch Röntgen-CT-Fluoroskopie gestützten Punktion zu reduzieren.

Bezugszeichenliste: Fig. 1

  • Röntgen-CT-Vorrichtung 100
  • 1 Bedienkonsole
  • 2 Eingabevorrichtung
  • 3 Zentrale Verarbeitungseinheit
  • 5 Datenakquisitionspuffer, -zwischenspeicher
  • 6 Monitor, Bildschirm
  • 7 Speichereinheit
  • 10 Bildgebungstisch
  • 12 Liege, Gestell
  • 15 Dreheinheit
  • 20 Scanngantry
  • 21 Röntgenstrahlröhre
  • 22 Röntgensteuerungseinrichtung
  • 23 Kollimator
  • 24 mehrreihiger Röntgendetektor
  • 25 DAS
  • 26 Dreheinheitssteuerungseinrichtung
  • 29 Regeleinrichtung
  • 30 Schleifring
  • 31 Kanalrichtungskollimator
  • 32 Röntgenstrahlformungsfilter
  • 33 Röntgen-CT-Fluoroskopie-Bedienpanel

Fig. 2

  • Röntgenstrahlfokus
  • 21 Röntgenröhre
  • 24 mehrreihiger Röntgendetektor
  • 31 Kanalrichtungskollimator
  • 32 Röntgenstrahlformungsfilter
  • Röntgendetektorebene dp
  • P Rekonstruktionsbereich
  • Röntgenstrahl (Konusstrahl)
  • Drehmittelachse (ISO) IC
  • Kanalrichtung

Fig. 3

  • Flussdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Korrektur von Projektionsdaten, die fehlen oder deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist
  • P1 Objekt wird auf der Liege 12 gelagert, und Übersichtsbilder werden gewonnen
  • P2 Bildgebungsbedingungen und abzubildender Bereich werden festgelegt
  • P3 Profilbereich jeder abzubildenden z-Position wird ermittelt
  • P4 Kanalrichtungskollimator wird in der Kanalrichtung entsprechend dem abzubildenden interessierenden Bereich gesteuert
  • P5 Scann wird durchgeführt, um Daten zu erfassen
  • P6 Projektionsdaten werden vorverarbeitet, um eine Information über alle Profilbereiche in jeder z-Position des Übersichtscanns zu erhalten, und es werden Korrekturen durch Vorhersage und Hinzufügung eines fehlenden Projektionsdatenteils vorgenommen
  • P7 Bildrekonstruktionsverarbeitung und -anzeige
  • Übersichtsbild
  • erhaltene Profildaten
  • abzubildender Bereich
  • Bildgebung
  • Es werden Projektionsdaten aus dem Profil vorhergesagt und fehlende Teile hinzugefügt

Fig. 4

  • Kanalrichtungskollimator (der zur Drehachse exzentrischen, säulenförmigen Bauart)
  • 21 Röntgenröhre
  • 24 mehrreihiger Röntgendetektor
  • 31 Kanalrichtungskollimator
  • 32 Röntgenstrahlformungsfilter

Fig. 5

  • Kanalrichtungskollimator (der Abschirmplattenbauart)
  • 21 Röntgenröhre
  • 24 mehrreihiger Röntgendetektor
  • 31 Kanalrichtungskollimator
  • 32 Röntgenstrahlformungsfilter

Fig. 6

  • Beispiel für einen Röntgenstrahlformungsfilter
  • 21 Röntgenröhre
  • 24 mehrreihiger Röntgendetektor
  • Röntgenstrahl
  • 32 Röntgenstrahlformungsfilter

Fig. 7

  • Steuerung eines Kanalrichtungskollimators
  • 21 Röntgenröhre
  • 31 Kanalrichtungskollimator
  • Lungenfeld
  • interessierender Bereich (Rekonstruktionsbereich)
  • Röntgenausgabe
  • Kanalrichtung
  • 24 mehrreihiger Röntgendetektor
  • 32 Röntgenstrahlformungsfilter

Fig. 8

  • Steuerung eines Kanalrichtungskollimators
  • 21 Röntgenröhre
  • 31 Kanalrichtungskollimator
  • Röntgenausgabe
  • Interessierender Bereich (Rekonstruktionsbereich)
  • 24 mehrreihiger Röntgendetektor
  • Kanalrichtung

Fig. 9

  • Start
  • S1 Datenakquisition
  • S2 Vorverarbeitungen
  • S3 Projektionsdatenkorrektur
  • S4 Strahlaufhärtekorrektur
  • S5 Z-Filter-Faltung
  • S6 Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion
  • S7 Dreidimensionale Rückprojektion
  • S8 Nachverarbeitungen
  • Ende

Fig. 10

  • Schritt S2
  • Start
  • S21 Offset-Korrektur
  • S22 Logarithmische Umrechnung
  • S23 Röntgendosiskorrektur
  • S24 Empfindlichkeitskorrektur
  • Ende

Fig. 11

  • Schritt S7
  • Dreidimensionale Rückprojektion starten
  • S71 Projektionsdaten Dr, die jedem Pixel in dem Rekonstruktionsbereich P entsprechen, extrahieren
  • S72 Rückprojektionsdaten D2 durch Multiplikation jedes Satzes von Projektionsdaten Dr mit dem Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten erzeugen
  • S73 Rückprojektionsdaten D2 zu rückprojizierten Daten D3 addieren
  • S74 Sind Rückprojektionsdaten D2 aller zur Bildrekonstruktion benötigten Ansichten aufaddiert?
  • Ende

Fig. 12

  • (a)
  • 21 Röntgenröhre
  • Rekonstruktionsbereich (x-y-Ebene)
  • Ursprung (0, 0)
  • (b)
  • 21 Röntgenröhre
  • Rekonstruktionsbereich
  • x-z-Ebene
  • 24 mehrreihiger Röntgendetektor
  • (c)
  • 21 Röntgenröhre
  • Rekonstruktionsbereich
  • (d)
  • 21 Röntgenröhre
  • Rekonstruktionsbereich
  • x-z-Ebene
  • 24 mehrreihiger Röntgendetektor

Fig. 13

  • 24 mehrreihiger Röntgendetekor
  • Detektorreihenrichtung
  • Kanalrichtung

Fig. 14, Fig. 15

  • Rekonstruktionsbereich
  • Ansicht = 0°

Fig. 17

  • Einige Detektoren weisen Probleme auf
  • Daten für einige Kanäle werden vorhergesagt
  • Wenn einige Kanäle des Detektors Störungen aufweisen, entstehen Ringartefakte

Fig. 18

  • In Gegenwart von Metall tritt ein Metallartefakt auf
  • Metallartefakt
  • Metallteil
  • Projektionsdaten des Metallteils werden entfernt, und vor hersagbare Projektionsdaten werden eingeführt
  • Betrachtet anhand von Projektionsdaten
  • Bildrekonstruktion
  • Kanalrichtung
  • Ortskurve des Metalls
  • Projektionsdaten des Metallteils werden entfernt, und vor hersagbare Projektionsdaten werden eingeführt
  • Kanalrichtung
  • Vorhersagbare Daten für Projektionsdaten des Metallteils
  • Ansichtsrichtung
  • Projektionsdaten
  • ausreichend sanft
  • Kanal
  • Vorhersagbare Daten für Projektionsdaten des Metallteils

Fig. 19

  • Interessierender Bereich und nicht interessierender Bereich
  • Übersichtsbild
  • Übersichtsbild in der 0-Grad-Richtung
  • Vorgesehener Bildgebungsbereich
  • Lungenfeld
  • i-te Schicht
  • j-te Schicht
  • Rechteckiger interessierender Bereich
  • Projektionsdatenwerte
  • Kanalrichtung
  • i-te Schicht
  • Projektionsdatenwerte
  • j-te Schicht
  • Kanalrichtung
  • Nicht interessierender Bereich
  • Interessierender Bereich
  • Nicht interessierender Bereich

Fig. 20

  • Ovale Approximation des vorhersagbaren Profilbereiches für fehlende Projektionsdaten
  • Abzubildender Bereich
  • Projektionsdatenwerte
  • Profil der ovalen Approximation
  • Kanalrichtung
  • Projektionsdatenwerte
  • Kanalrichtung
  • Nicht interessierender Bereich
  • Interessierender Bereich
  • Nicht interessierender Bereich
  • Können vorhergesagt werden, wenn sie Sir und Sjr entsprechen

Fig. 21

  • Hinzufügung von fehlenden Projektionsdaten mit Hilfe des Kanalrichtungs-Röntgenkollimators
  • (a)
  • Projektionsdatenwerte
  • Kanalrichtung
  • Projektionsdaten werden durch ovale Approximation auf beiden Seiten hinzugefügt
  • (b)
  • Projektionsdatenwerte
  • Kanalrichtung
  • Projektionsdaten werden durch triangulare Approximation auf beiden Seiten hinzugefügt

Fig. 22

  • Vorwärtssteuerung des Kanalrichtungskollimators
  • Steuerung des Kanalrichtungskollimators starten
  • C1 Bestrahlungskanalbereich jeder Ansicht (vom minimalen Bestrahlungskanal &ggr;min bis zum maximalen Bestrahlungsbereich &ggr;max) wird aus dem Winkel &bgr; (Ansichtswinkel &bgr;) der Röntgen-Datenakquisitionsanlage und dem interessierenden Bildgebungsbereich (Mittelpunkt (x0, v0); Radius R) berechnet
  • C2 Kanalrichtungsappertur des Kanalrichtungskollimators wird von &ggr;min bis &ggr;max in jeder Ansicht geöffnet
  • C3 Alle Ansichten beendet?
  • Ende

Fig. 23

  • Veranschaulichung des interessierenden Bildgebungsbereiches und des Bestrahlungskanalbereiches bei Ansichtswinkel = 0
  • Röntgenstrahl
  • Kanalrichtungskollimator
  • Ortskurve der Röntgenröhre
  • Tomographischer Rekonstruktionsbereich
  • Wunschgemäß abzubildender Bereich, im Voraus als interessierender Bereich festgelegt
  • Röntgenstrahl-Bestrahlungsbereich
  • Kanal N
  • Kanal 1
  • Minimaler Bestrahlungskanalwinkel &ggr;min (minimaler Kanal Chmin)
  • Maximaler Bestrahlungskanalwinkel &ggr;max (maximaler Kanal Chmax)

Fig. 24

  • Veranschaulichung des interessierenden Bildgebungsbereiches, des minimalen Bestrahlungskanals und des maximalen Bestrahlungskanals bei Ansichtswinkel = 0
  • Röntgenfokus
  • Röntgenstrahl
  • Interessierender Bereich

Fig. 25

  • Veranschaulichung des interessierenden Bildgebungsbereiches, des minimalen Bestrahlungskanals und des maximalen Bestrahlungskanals, wenn Ansichtswinkel &bgr; beträgt
  • Röntgenröhre 21
  • Röntgenfokus

Fig. 26

  • Regelung des Kanalrichtungskollimators mit Rückführung
  • Regelung des Kanalrichtungskollimators starten
  • Schritt C1 Bestrahlungskanalbereich jeder Ansicht (vom minimalen Bestrahlungskanalbereich &ggr;min bis zum maximalen Bestrahlungskanalbereich &ggr;max) wird aus dem Winkel &bgr; (Ansichtswinkel &bgr;) der Röntgen-Datenakquisitionsanlage und dem interessierenden Bildgebungsbereich (Mittelpunkt (x0, y0); Radius R) berechnet
  • Schritt C2 Kanalrichtungsappertur des Kanalrichtungskollimators wird in jeder Ansicht von &ggr;min bis &ggr;max geöffnet
  • Schritt C3 Liegt bei der Betrachtung der Dateneingangsbereiche des DAS 25 von Chmin bis Climax der Röntgenbestrahlungsbereich innerhalb des Bereiches von &ggr;min ± &egr; bis &ggr;max ± &egr;?
  • Schritt C4 Ausgleichswerte &Dgr;&ggr;min and &Dgr;&ggr;max zu Steuerungsgrößen addieren, wobei &ggr;min – Chmin·Chang = &Dgr;&ggr;min, &ggr;max – Chmax·Chang = &Dgr;&ggr;max
  • Schritt C5 Daten dem DAS 25 zuführen und erfassen, während Projektionsdaten des nicht interessierenden Bereiches unterdrückt werden, wobei der interessierende Bereich Chmin bis Chmax in der Kanalrichtung beträgt, d.h. der Kanalwinkelbereich liegt zwischen &ggr;min und &ggr;max
  • Schritt C6 Daten unter Kompensation von in den unterdrückten Projektionsdaten fehlenden Projektionsdaten wiederherstellen, um eine Bildrekonstruktion zu erreichen
  • Schritt C7 Datenakquisition in allen Ansichten beendet?
  • Ende

Fig. 27

  • Steuerung der kreisrunden Röntgenappertur mittels eines zur Drehachse exzentrischen säulenförmigen Kollimators beim breiten Röntgenstrahl
  • 21 Röntgenröhre
  • In Bezug auf die Drehachse exzentrischer säulenförmiger Kollimator
  • Röntgenstrahl
  • 24 Mehrreihiger Röntgendetektor
  • Mit Röntgenstrahlen bestrahlter Bereich

Fig. 28

  • Steuerung einer kreisförmigen Röntgenappertur mittels eines in Bezug auf die Drehachse exzentrischen säulenförmigen Kollimators bei einem schmalen Röntgenstrahl
  • 21 Röntgenröhre
  • In Bezug auf die Drehachse exzentrischer säulenförmiger Kollimator
  • Röntgenstrahl
  • 24 Mehrreihiger Röntgendetektor
  • Mit Röntgenstrahlen bestrahlter Bereich

Fig. 29

  • Steuerung einer kreisrunden Röntgenappertur mittels eines plattenartigen Kollimators bei einem breiten Röntgenstrahl
  • 21 Röntgenröhre
  • Plattenkollimator in der Schichtdickenrichtung
  • Plattenkollimator in der Kanalrichtung
  • Röntgenstrahl
  • 24 Mehrreihiger Röntgendetektor
  • Mit Röntgen bestrahlter Bereich

Fig. 30

  • Steuerung einer kreisförmigen Röntgenappertur mittels eines Plattenkollimators bei einem schmalen Röntgenstrahl
  • 21 Röntgenröhre
  • Plattenkollimator in der Schichtdickenrichtung
  • Plattenkollimator in der Kanalrichtung
  • Röntgenstrahl
  • Röntgenstrahl ist sowohl in der Schichtdickenrichtung als auch in der Kanalrichtung schmal
  • 24 Mehrreihiger Röntgendetektor
  • Mit Röntgen bestrahlter Bereich

Fig. 31

  • Normale Position des Röntgenstrahlformungsfilters 32
  • 21 Röntgenröhre
  • 32 Röntgenstrahlformungsfilter
  • Normalerweise befindet sich der Röntgenstrahlformungsfilter in einer mit der Mittellinie des Datenakquisitionssystems ausgerichteten Position
  • 24 Mehrreihiger Röntgendetektor

Fig. 32

  • Positionssteuerung des Röntgenstrahlformungsfilters 32 (Teil 1)
  • 21 Röntgenröhre
  • Röntgenstrahlformungsfilter 32 wird entsprechend &Dgr;d1 bewegt
  • Röntgenstrahlformungsfilter wird um &Dgr;d1 nach rechts bewegt, um den interessierenden Bereich effektiv mit Röntgenstrahlen zu bestrahlen
  • Lungenbereich
  • Mittelpunkt des interessierenden Bereiches
  • Wo der Sendepfad des Röntgenstrahlformungsfilters kurz ist
  • Interessierender Bereich (Rekonstruktionsbereich)
  • 24 Mehrreihiger Röntgendetektor
  • Grober Röntgendetektor
  • Feiner Röntgendetektor
  • Röntgenausgabe
  • Kanalrichtung

Fig. 33

  • Positionssteuerung des Röntgenstrahlformungsfilters 32 (Teil 2)
  • Röntgenstrahlformungsfilter wird um &Dgr;d2 nach rechts bewegt, um den interessierenden Bereich effizient mit Röntgenstrahlen zu bestrahlen
  • Röntgenstrahlformungsfilter 32 wird entsprechend &Dgr;d2 bewegt
  • Wo der Sendepfad des Röntgenstrahlformungsfilters kurz ist
  • 21 Röntgenröhre
  • Grober Röntgendetektor
  • Lungenbereich
  • Feiner Röntgendetektor
  • Röntgenausgabe
  • Mittelpunkt des interessierenden Bereiches
  • Interessierender Bereich (Rekonstruktionsbereich)
  • 24 Mehrreihiger Röntgendetektor
  • Grober Röntgendetektor
  • Grober Röntgendetektor
  • Kanalrichtung

Fig. 34

  • Flussdiagramm einer Ausführungsform der Röntgen-CT-Fluoroskopievorrichtung (Ausführungsform 5)
  • Röntgen-CT-Fluoroskopiebildgebung starten
  • S1 Gesamtbildgebung
  • S2 Interessierenden Bereich unter Verwendung des auf der Bedienerseite greifbar vorgesehenen Röntgen-CT-Fluoroskopie-Bedienpanels 33 festlegen oder Einstellung ändern
  • S3 Kanalrichtungskollimator 31 oder Röntgenstrahlformungsfilter 32 bestrahlt lediglich den interessierenden Bereich mit Röntgenstrahlen, um Bildgebungsdaten des interessierenden Bereiches zu erfassen
  • S4 Projektionsdatenkorrektur entsprechend 3 ausführen, um eine Bildrekonstruktion durchzuführen.
  • S5 Muss interessierender Bereich geändert werden?
  • S6 Röntgen-CT-Fluoroskopiebildgebung beendet?
  • Röntgen-CT-Fluoroskopiebildgebung beendet
  • Stylus
  • Tomorbehafteter Teil
  • Bild der gesamten Tomographiebildgebung
  • Interessierender Bereich
  • Bild, auf dem der interessierende Bereich festgelegt ist
  • Nur der interessierende Bereich ist abgebildet worden
  • Nur der interessierende Bereich wird auf der Anzeige aktualisiert
  • Entweder werden andere Bereiche nicht angezeigt, oder es wird ein Tomogramm der gesamten Bildgebung angezeigt
  • Tomogramm mit schlechtem S/N-Verhältnis, das den Röntgenstrahlformungsfilter passierte, wird angezeigt


Anspruch[de]
Röntgen-CT-Vorrichtung (100):

mit einer Röntgen-Datenakquisistionseinrichtung (25) zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten eines Röntgenstrahls, der durch ein Objekt hindurchtritt, das zwischen einem Röntgenstrahlgenerator (21) und einem mehrreihigen Röntgendetektor (24) angeordnet ist, die einander gegenüberliegen; und

mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung (3) zur Rekonstruktion eines Bildes aus den durch die Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung (25) akquirierten Projektionsdaten;

wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung eine Einrichtung zur Korrektur von Röntgenprojektionsdaten enthält, die zum Teil fehlen oder deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 1, wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung (3) eine Einrichtung zur Korrektur von Röntgenprojektionsdaten, die zum Teil fehlen oder deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist, unter Verwendung eines charakteristischen Parameters einer Ansicht ohne fehlende Röntgenprojektionsdaten enthält. Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 1, wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung (3) eine Einrichtung zur Korrektur der zum Teil fehlenden oder ein beeinträchtigtes S/N-Verhältnis aufweisenden Röntgenprojektionsdaten unter Verwendung eines charakteristischen Parameters eines Übersichtsbildes enthält. Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, die ferner eine Bildbedingungseinstelleinrichtung zur Festlegung eines interessierenden Bereiches, der wunschgemäß abgebildet werden soll, enthält und wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung (3) eine Einrichtung zur Korrektur der zum Teil fehlenden oder ein beeinträchtigtes S/N-Verhältnis aufweisenden Röntgenprojektionsdaten durch Addition von Röntgenprojektionsdaten unter Verwendung einer Information über den Profilbereich der Übersichtsbilder oder den Profilbereich von Röntgenprojektionsdaten einer Ansicht, bei der keine Röntgenprojektionsdaten fehlen, enthält, um einen gleich bleibenden Profilbereich der Röntgenprojektionsdaten jeder Ansicht zu erhalten, wobei die Position und ein Profilbereich der hinzuzufügenden Röntgendaten entsprechend einer Position des interessierenden Bereiches, der wunschgemäß abgebildet werden soll, variiert. Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 4, wobei die Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung (25) wenigstens entweder einen Kanalrichtungs-Röntgenkollimator (31), der während einer Akquisition von Röntgenprojektionsdaten den wunschgemäß abzubildenden interessierenden Bereich in der Kanalrichtung nachverfolgt, und/oder einen Röntgenstrahlformungsfilter (32) enthält. Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß Anspruch 5, wobei die Röntgen-Datenakquisistionseinrichtung (25) eine Steuerungseinrichtung enthält, die wenigstens entweder den Kanalrichtungs-Röntgenkollimator (31) und/oder den Röntgenstrahlformungsfilter (32) entsprechend der Kanalposition und der Kanalapperturweite steuert, die im Vorfeld durch Berechnung für jede Ansicht oder für Ansichten in konstanten Intervallen für einen interessierenden Bereich einer im Vorfeld festgelegten Region des Objektes, die wunschgemäß abgebildet werden soll, erhalten werden. Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 5, wobei die Röntgen-Datenakquisistionseinrichtung (25) eine Steuerungseinrichtung enthält, die Abweichungen zwischen einem Sollwert und einem Messwert der Position in der Kanalrichtung und der Apperturweite in der Kanalrichtung entsprechend einer Messung wenigstens entweder des Kanalrichtungs-Röntgenkollimators (31) und/oder des Röntgenstrahlformungsfilters (32) ausgehend von der Ausgabe des Röntgendetektors (24) in jeder Ansicht oder in Ansichten in konstanten Intervallen regelt. Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 6 oder 7, wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung (3) eine Einrichtung zur Korrektur der Röntgenprojektionsdaten, die außerhalb der Apperturweite in der Kanalrichtung zum Teil fehlen oder deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist, durch Verwendung einer Information über den Profilbereich aus Übersichtsbildern oder den Profilbereich von Röntgenprojektionsdaten einer Ansicht ohne fehlende Röntgenprojektionsdaten und durch Addition von Röntgenprojektionsdaten enthält, um einen konstanten Profilbereich der Röntgenprojektionsdaten jeder Ansicht zu erhalten. Röntgen-CT-Fluoroskopie-Vorrichtung:

mit einer Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten eines Röntgenstrahls, der durch ein Objekt hindurchtritt, das zwischen einem Röntgenstrahlgenerator und einem mehrreihigen Röntgendetektor angeordnet ist, die einander gegenüberliegend angeordnet sind; und

mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung zur Rekonstruktion eines Bildes aus den durch die Röntgen-Datenakquisistionseinrichtung akquirierten Projektionsdaten;

wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung eine Einrichtung zur Korrektur von Röntgenprojektionsdaten, die zum Teil fehlen oder deren S/N-Verhältnis beeinträchtigt ist, enthält.
Röntgen-CT-Fluoroskopie-Vorrichtung nach Anspruch 9, wobei ein Kanalrichtungs-Röntgenkollimator oder ein Röntgen-Strahlformungsfilter in dem zentralen Teil oder in der Nähe des zentralen Teils in der Kanalrichtung ortsfest angeordnet ist und eine geringe Strahlungsexposition erzielt wird, indem der zentrale Teil des Bildrekonstruktionsbereiches zu dem interessierenden Bereich gemacht und der interessierende Bereich des Objektes mit dem zentralen Teil des Bildrekonstruktionsbereiches ausgerichtet wird.






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