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Dokumentenidentifikation DE102007011466A1 13.12.2007
Titel Röntgen-CT-Gerät
Anmelder GE Medical Systems Global Technology Company, LLC, Waukesha, Wis., US
Erfinder Nishide, Akihiko, Hino, Tokyo, JP;
Hagiwara, Akira, Hino, Tokyo, JP;
Morikawa, Kotoko, Hino, Tokyo, JP
Vertreter Rüger und Kollegen, 73728 Esslingen
DE-Anmeldedatum 07.03.2007
DE-Aktenzeichen 102007011466
Offenlegungstag 13.12.2007
Veröffentlichungstag im Patentblatt 13.12.2007
IPC-Hauptklasse G01N 23/06(2006.01)A, F, I, 20070307, B, H, DE
Zusammenfassung Die Schnittdicke von Tomogrammen, die im Zuge der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder der Shuttle-Spiralabtastung durch ein Röntgen-CT-Gerät gewonnen wurden, welches mit einem Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor oder einem zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektor mit Matrixstruktur in Form eines Flat-Panel-Röntgenstrahlungsdetektors (24) ausgestattet ist, wird reguliert, um eine Verbesserung der Bildqualität zu erreichen. Bei einer Bildrekonstruktion bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder der Shuttle-Spiralabtastung wird die Schnittdicke dadurch reguliert, dass mindestens einer oder eine Kombination der folgenden Methoden eingesetzt werden: z-Filterfaltung, in z-Richtung aufeinander folgende bildbearbeitete Tomogramme und Bildrekonstruktion durch die Multiplikation jeder Ansicht der Röntgenprojektionsdaten mit einem Gewichtungskoeffizienten. Diese Funktionen machen es möglich, bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch die Schnittdicke der Tomogramme in dem gesamten Bildgebungsbereich oder in jedem einzelnen der Bildgebungsbereiche zu vereinheitlichen oder eine gewünschte Schnittdicke der Tomogramme zu erzielen.

Beschreibung[de]
HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Röntgen-CT(Computertomographie)-Gerät zur Anwendung im medizinischen Bereich oder auf ein Röntgen-CT-Gerät zur Anwendung im industriellen Bereich mit dem Ziel der Verbesserung der Bildqualität bei bildgebenden Verfahren.

Konventionell wurden bei einem Röntgen-CT-Gerät, bei dem ein Mehrzeilen-Detektor-Computertomograph oder ein zweidimensionaler Röntgen-Flächendetektor in Form eines Flachbildschirm-Röntgenstrahlungsdetektors zum Einsatz kommt, die Daten in einem Abschnitt mit konstanter Geschwindigkeit durch Spiralabtastung bei gleichförmiger Geschwindigkeit gewonnen, wie in 16 dargestellt (siehe z. B. JP-A No. 2004-073360). Infolge dessen ergaben sich folgende Verluste und Schwierigkeiten: Mit dem Sammeln der Daten musste gewartet werden, bis die Geschwindigkeit der Liege auf dem Bildgebungstisch eine bestimmte Stufe erreicht hatte; eine Anlaufstrecke war notwendig, bis die Geschwindigkeit der Liege eine bestimmte Stufe erreicht hatte. Folglich entstand innerhalb der Bewegungsreichweite der Liege ein Bereich von der Länge dieser Anlaufstrecke, in dem die Abtastung unmöglich war; so dass der abtastbare Bereich eingeschränkt wurde und mit dem Beginn der Abtastung so lange gewartet werden musste, wie die Beschleunigungszeit in der Anlaufphase andauerte.

Aus diesem Grund ergab sich der Bedarf an einer Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch, um Röntgendaten sogar im Beschleunigungsbereich in z-Richtung, wenn die Spiralabtastung auf dem Bildgebungstisch gestartet wird, oder im Verlangsamungsbereich in z-Richtung, wenn die Prozedur beendet wird, sammeln zu können. Doch es erwies sich als schwierig, bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch die Einheitlichkeit der Bildqualität im Beschleunigungsbereich in z-Richtung und im Verlangsamungsbereich in z-Richtung sicher zu stellen.

Bei einem Mehrzeilen-Detektor-Computertomograph oder einem zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektor in Form eines Flachbildschirm-Röntgenstrahlungsdetektors nimmt die Geschwindigkeit den Wert DP/t (mm/sec) an, während sich der Kegelwinkel des Röntgenstrahlkegels vergrößert, wobei die Breite des Detektors in z-Richtung mit D(mm), die Abtastzeit pro Rotation mit t (sec/Rotation) und der Pitch der Spiralabtastung mit p bezeichnet wird.

Bei existierenden Röntgen-CT-Geräten lässt sich die Tendenz beobachten, dass die Detektorbreite D in z-Richtung zunimmt und dass die Abtastzeit abnimmt, d.h. die Abtastzeit pro Rotation t wird kürzer. Außerdem wird der zulässige Bereich des Spiral-Pitch p bei der Spiralabtastung durch die dreidimensionale Bildrekonstruktion erweitert, was einen größeren Spiral-Pitch möglich macht. Und ein größerer Spiral-Pitch p ermöglicht eine höhere Tischgeschwindigkeit Dp/t (m/sec). Infolge der höheren Tischgeschwindigkeit wird auch die Anlaufstrecke tendenziell verlängert, so dass es leicht zur Einschränkung des abtastbaren Bereiches kommen kann.

Wenn also die Breite des Röntgenstrahlungsdetektors in z-Richtung zunimmt oder wenn die relative Geschwindigkeit zwischen dem Bildgebungstisch und dem Röntgenstrahlungsdetektor in der Zukunft – wenn die Länge des Bildgebungstisches voll ausgenutzt werden muss, um diejenigen Bereiche zu reduzieren, die nicht abgebildet werden können – schneller wird, wird Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch benötigt, um Röntgendaten im Beschleunigungsbereich und im Verlangsamungsbereich sammeln zu können. Allerdings taucht dabei das Problem auf, dass es zu einem Qualitätsunterschied zwischen den Tomogramme, welche im Bereich konstanter Geschwindigkeit bei der Spiralabtastung entstanden, und den Tomogrammen, welche im Bereichen der Beschleunigung und Verlangsamung entstanden, kam. Aus diesem Grunde wurde Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch nicht eingesetzt.

Daher ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Röntgen-CT-Gerät zu realisieren, welches in der Lage ist, die Einheitlichkeit der Bildqualität von Tomographbildern in z-Richtung zu gewährleisten, welche bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder bei der Shuttle-Spiralabtastung in z-Richtung aufeinander folgen und welche durch ein Röntgen-CT-Gerät mit einem Mehrzeilen-Detektor oder einem zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektor mit Matrixstruktur in Form eines Flachbildschirm-Röntgenstrahlungsdetektors durchgeführt werden.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung befasst sich mit den beiden folgenden Arten der Datenerfassung, die bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch durchgeführt werden.

Röntgendaten werden während der Bedienung des Bildgebungstisches selbst dann gesammelt, wenn der Bildgebungstisch beschleunigt oder verlangsamt wird, und die Bedienung des Bildgebungstisches wird nach Abschluss der Röntgendatenerfassung beendet.

Die Erfassung der Röntgendaten erfolgt, während der Bildgebungstisch in z-Richtung anhält. Der Bildgebungstisch wird nach der Durchführung der konventionellen Abtastung (axialen Abtastung) oder dem Cine-Scanning bedient, und die Röntgendatenerfassung wird abgeschlossen, indem eine konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder ein Cine-Scanning durchgeführt wird, selbst wenn der Betrieb des Bildgebungstisches bereits beendet wurde.

Von diesen beiden Formen der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch ist die erste Form, die der Spiralabtastung näher kommt, ein Verfahren zur Erfassung von Röntgendaten, die sich aus der Spiralabtastung und der zusätzlichen Röntgendatensammlung im Beschleunigungs- sowie im Verlangsamungsbereich zusammengesetzt.

Die zweite Form ist ein Verfahren zur Erfassung von Röntgendaten, bei der zu der ersten Form noch die konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder das Cine-Scanning zu Beginn und zum Ende der Prozedur hinzukommt. Dies ermöglicht die Rekonstruktion des Tomogramms in jeder Position innerhalb der Reichweite der Röntgenstrahlen.

Während die Röntgenprojektionsdaten, die im Zuge dieser Röntgendatenerfassung gewonnen wurden, einer Bildrekonstruktion unterzogen werden, bei der ein dreidimensionaler Bildrekonstruktionsalgorithmus für die Spiralabtastung und ein Bildrekonstruktionsalgorithmus für die konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder das Cine-Scanning zum Einsatz kommt, kann die Schnittdicke durch die Anwendung von einer oder von mehreren der folgenden drei Methoden kontrolliert werden.

Verarbeitung durch Filterfaltung

Gewichtete Bildverarbeitungsaddition durch die Multiplikation der in z-Richtung aufeinander folgenden bildrekonstruierten Tomogramme mit einem Gewichtungskoeffizienten und

Bildrekonstruktionsverarbeitung durch die Multiplikation jeder Ansicht der Röntgenprojektionsdaten mit einem Gewichtungskoeffizienten.

Auf diese Weise kann die Regulierung der Schnittdicke bei der Spiralabtastung wie unten beschrieben erreicht werden.

Die Schnittdicke wird in allen Bildgebungsbereichen angeglichen.

Die Schnittdicke wird in jedem einzelnen Bildgebungsbereich angeglichen.

Der oben beschriebene Vorgang kann auch dann durchgeführt werden, wenn die Datenerfassungslinie – bestehend aus einer Vorrichtung zur Röntgendatengenerierung und dem zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektor – mit einer Neigung in z-Richtung von der xy-Ebene aus gedreht werden muss, also im Falle von so genannter „geneigter Abtastung" oder „schräger Abtastung"

Des Weiteren ermöglicht es der Einsatz von dreidimensionaler Bildrekonstruktion bei der Spiralabtastung mit vielen verschiedenen Spiral-Pitches im Beschleunigungs- und Verlangsamungsbereich, Bilder mit im Wesentlichen gleicher Qualität zu rekonstruieren.

Außerdem kann bei der konventionellen Abtastung (axialen Abtastung) oder beim Cine-Scanning durch den Einsatz von dreidimensionaler Bildrekonstruktion vor und nach der Beschleunigung oder der Verlangsamung eine Bildrekonstruktion bei im Wesentlichen derselben Bildqualität wie bei der Spiralabtastung erreicht werden.

Außerdem kann einer der beiden Algorithmen, die einen dreidimensionalen Bildrekonstruktionsalgorithmus für Spiralabtastung und einen dreidimensionalen Bildverarbeitungsalgorithmus für konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder für Cine-Scanning besitzen, als dreidimensionaler Bildverarbeitungsalgorithmus eingesetzt werden. Dies geschieht, indem man von einem zum anderen umgeschaltet. Die Umschaltung von einem Algorithmus zum anderen kann auch durch sich verändernde Parameter erfolgen.

Gemäß ihrem ersten Aspekt liefert die vorliegende Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät, welches eine Vorrichtung zur Röntgendatenerfassung zur Erfassung von Röntgenprojektionsdaten umfasst, welche von einem Objekt stammen, das zwischen einer Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung und einem Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor positioniert ist, während die Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung und der Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor um ein zwischen ihnen befindliches Rotationszentrum herum gedreht werden; Bildrekonstruktionsvorrichtungen zur Durchführung von Bildrekonstruktionen aus den Projektionsdaten, die von der Vorrichtung zur Röntgendatenerfassung gewonnen wurden; Bildanzeigevorrichtungen, um ein durch Bildrekonstruktion gewonnenes Tomogramm anzuzeigen; Vorrichtungen zum Einstellen von Abtastbedingungen, um verschiedene Bedingungen für den tomographischen Abtastvorgang einzustellen, wobei die Vorrichtung zur Röntgendatenerfassung bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch anwendbar ist und wobei die Röntgenprojektionsdaten des auf dem Bildgebungstisch befindlichen Objekts dadurch gewonnen werden, dass der Bildgebungstisch bewegt wird, während die relative Geschwindigkeit zur Gantry in einer z-Richtung senkrecht zu einer xy-Ebene verändert wird, wobei es sich hier um die Rotationsebene der Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung und des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors handelt, und wobei das Starten des Vorganges der Röntgendatenerfassung und das Starten der Bildgebungstischbewegung in Relation zur Gantry und/oder das Beenden des Vorgangs der Röntgendatenerfassung und das Beenden der Bildgebungstischbewegung in Relation zur Gantry unabhängig voneinander durchgeführt werden können.

In dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem ersten Aspekt kann die Anlaufstrecke in der Zeit der Beschleunigung und/oder der Verlangsamung bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch verkürzt werden.

Gemäß ihrem zweiten Aspekt liefert die vorliegende Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät gemäß dem ersten Aspekt, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Vorrichtung zur Röntgendatenerfassung bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch einsetzen lässt, bei dem die Röntgendatenerfassung nach dem Start der Bildgebungstischbewegung in Relation zur Gantry aufgenommen wird.

In dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem zweiten Aspekt kann bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch die Anlaufstrecke in der Zeit der Beschleunigung verkürzt werden, da das Erfassen von Röntgendaten unmittelbar nach der Beschleunigungszeit aufgenommen werden kann, sobald sich der Bildgebungstisch in Relation zur Gantry in Bewegung setzt.

Gemäß diesem dritten Aspekt liefert die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät gemäß dem ersten Aspekt, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Vorrichtung zur Röntgendatenerfassung sich für die Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch einsetzen lässt, und dadurch gekennzeichnet, dass die Bildgebungstischbewegung in Relation zur Gantry nach Abschluss des Röntgendatenerfassung beendet wird.

In dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem dritten Aspekt kann die Abbremsstrecke während der Zeit der Verlangsamung bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch reduziert werden, da das Erfassen von Röntgendaten unmittelbar vor der Verlangsamungszeit, wenn die Bewegung des Bildgebungstisches in Relation zur Gantry eingestellt wird, beginnen kann.

Gemäß ihrem vierten Aspekt liefert die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät gemäß dem ersten Aspekt, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Vorrichtung zur Röntgendatenerfassung für die Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch einsetzen lässt, und gekennzeichnet dadurch, dass das Starten der Bildgebungstischbewegung in Relation zur Gantry nach dem Einsetzen der Röntgendatenerfassung erfolgt.

In dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem vierten Aspekt kann die Anlaufstrecke in der Zeit der Beschleunigung bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch verkürzt werden, da das Erfassen von Röntgendaten nach Beginn des Röntgendatenerfassungsvorgangs beschleunigt werden kann, indem der Bildgebungstisch in Relation zur Gantry bewegt wird.

Gemäß ihrem fünften Aspekt liefert die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät gemäß dem ersten Aspekt, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Vorrichtung zur Röntgendatenerfassung für die Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch einsetzen lässt, und dadurch gekennzeichnet, dass die Beendigung des Vorgangs der Röntgendatenerfassung nach Beendigung der Bildgebungstischbewegung in Relation zu der Gantry erfolgt.

In dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem fünften Aspekt kann die Abbremsstrecke während der Zeit der Verlangsamung bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch reduziert werden, da das Erfassen von Röntgendaten beendet wird, nachdem die Bewegung des Bildgebungstisches in Relation zur Gantry verlangsamt wurde.

Gemäß ihrem sechsten Aspekt liefert die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät gemäß dem vierten oder dem fünften Aspekt, dadurch gekennzeichnet, dass die Erfassung von Röntgendaten dadurch erfolgt, dass die Rotationseinheit der Gantry während der Zeitspanne, in welcher der Bildgebungstisch und die Gantry sich in Relation zueinander im Stillstand befinden, gedreht wird.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem sechsten Aspekt kann die Bildgebung durch konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning erfolgen, und zwar indem der Bildgebungstisch und die Gantry in Relation zueinander im Stillstand gehalten werden und die Rotationseinheit der Gantry gedreht wird.

Gemäß ihrem siebten Aspekt liefert die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät gemäß dem sechsten Aspekt, wobei der Ansichtswinkel, um den die Rotationseinheit der Gantry gedreht wird, um Röntgendaten während der Zeitspanne zu gewinnen, in der sich der Bildgebungstisch und die Gantry in Relation zueinander im Stillstand befinden, nicht weniger als der Fächerwinkel +180 Grad beträgt.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem siebten Aspekt erfolgt die Erfassung von Röntgendaten dadurch, dass die Rotationseinheit der Gantry gedreht wird, wobei der Bildgebungstisch und die Gantry in Relation zueinander im Stillstand gehalten werden und die Röntgendaten bei einem Winkel von nicht weniger als dem Fächerwinkel +180 Grad gewonnen werden. Bei diesem Vorgang kann die Bildgebung durch konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning erfolgen, und zwar durch eine Halbabtastung bei einem Winkel von 180 Grad, eine Vollabtastung bei einem Winkel von 360 Grad oder durch Cine-Scanning bei mehr als einer Umdrehung. Dadurch lassen sich Tomogramme in allen Positionen innerhalb des Röntgenbestrahlungsbereichs gewinnen.

Gemäß ihrem achten Aspekt liefert die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der Aspekte vier bis sieben, dadurch gekennzeichnet, dass mit den Rekonstruktionsvorrichtungen beide Arten der Bildrekonstruktion durchgeführt werden können, nämlich die Bildrekonstruktion für konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder für Cine-Scanning und die Bildrekonstruktion für Spiralabtastung.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem achten Aspekt kann die Bildrekonstruktion durch Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch in jeder beliebigen Koordinatenposition in z-Richtung durchgeführt werden, da sowohl die Bildrekonstruktion durch konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning als auch die Bildrekonstruktion durch Spiralabtastung durchgeführt werden kann, indem die Bildrekonstruktion durch konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning eingesetzt wird, wenn der Bildgebungstisch und die Gantry sich in Relation zueinander im Stillstand befinden, oder indem die Bildrekonstruktion durch Spiralabtastung eingesetzt wird, wenn der Bildgebungstisch und die Gantry sich in Relation zueinander in Bewegung befinden.

Gemäß diesem neunten Aspekt liefert die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der Aspekte vier bis acht, dadurch gekennzeichnet, dass mit den Vorrichtungen zur Bildverarbeitung unter variierenden Parametern beide Arten der Bildrekonstruktion durchgeführt werden können, nämlich sowohl die Bildrekonstruktion für konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning als auch die Bildrekonstruktion für Spiralabtastung.

Da beide Arten der Bildrekonstruktion, die Bildrekonstruktion durch konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning sowie die Bildrekonstruktion durch Spiralabtastung, durch den Gebrauch von Parametern eingesetzt werden können, wird bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem neunten Aspekt die Bildrekonstruktion gemäß den Parametern bei der konventionellen Abtastung (axialen Abtastung) oder dem Cine-Scanning reguliert, wenn der Bildgebungstisch und die Gantry sich in Relation zueinander im Stillstand befinden, oder die Bildrekonstruktion wird gemäß den Parametern der Spiralabtastung reguliert, wenn der Bildgebungstisch und die Gantry sich in Relation zueinander in Bewegung befinden. Auf diese Weise kann eine Bildrekonstruktion durch Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch durchgeführt werden.

Gemäß ihrem 10. Aspekt liefert die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät gemäß dem zweiten oder dritten Aspekt, dadurch gekennzeichnet, dass mit den Vorrichtungen zur Bildrekonstruktion Bildrekonstruktionen bei der Spiralabtastung mit verschiedenen Spiral-Pitches unter wechselnden Parametern durchgeführt werden können.

Da die Röntgendaten von verschiedenen Spiral-Pitches in der Zeit der Beschleunigung oder Verlangsamung der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch erfasst werden, kann bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 10 Aspekt die Bildrekonstruktion durch Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch erreicht werden, indem die Bildrekonstruktion bei Spiralabtastung unter verschiedenen Spiral-Pitches durch die Regulierung und Veränderung der Parameter durchgeführt wird.

Gemäß ihrem 11. Aspekt liefert die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der Aspekte 1 bis 10, wobei mit den Vorrichtungen zur Bildrekonstruktion dreidimensionale Bildrekonstruktion durchgeführt werden können.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 11. Aspekt kann die Bildrekonstruktion bei Tomogrammen dank dem Einsatz von dreidimensionaler Bildrekonstruktion bei gleicher Bildqualität durchgeführt werden, auch wenn die Spiralabtastung unter vielen unterschiedlichen Pitches durchgeführt wird, wobei der Spiral-Pitch in der Zeit der Beschleunigung allmählich größer und in der Zeit der Verlangsamung kleiner wird. So können Tomogramme mit gleicher Bildqualität erreicht werden, selbst dann, wenn der zweidimensionale Röntgen-Flächendetektor sich in z-Richtung weit entfernt befindet. Und die Bildrekonstruktion durch Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch kann unabhängig davon durchgeführt werden, ob der Bildgebungstisch und die Gantry sich in Relation zueinander im Stillstand oder in Bewegung in z-Richtung befinden.

Gemäß ihrem 12. Aspekt liefert die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der Aspekte 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass mit den Vorrichtungen zur Bildrekonstruktion Bildrekonstruktionen für den gesamten Bildgebungsbereich in derselben Schnittdicke durchgeführt werden können.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 12. Aspekt lässt sich der gesamte Bildgebungsbereich durch die Anwendung von dreidimensionaler Bildrekonstruktion einer Bildrekonstruktion in derselben Schnittdicke unterziehen, und zwar sowohl bei der Beschleunigung als auch bei der Verlangsamung der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch.

Gemäß ihrem 13. Aspekt liefert die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der Aspekte 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass mit den Vorrichtungen zur Bildverarbeitung Bildrekonstruktionen innerhalb eines Bereichs von mehreren Abschnitten, in welche der gesamte Bildgebungsbereich unterteilt ist, von gleicher Schnittdicke durchgeführt werden können.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 13. Aspekt kann jeder der Bildgebungsabschnitte durch den Einsatz von dreidimensionaler Bildrekonstruktion einer Bildrekonstruktion bei gleicher Schnittdicke unterzogen werden, und zwar sowohl während der Beschleunigung als auch während der Verlangsamung der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch.

Gemäß ihrem 14. Aspekt liefert die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der Aspekte eins bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass mit den Vorrichtungen zur Bildrekonstruktion die Schnittdicke durch Filterfaltung in z-Richtung (Zeilenrichtung) reguliert werden kann.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 14. Aspekt kann die Schnittdicke in allen Bildgebungsbereichen oder in jedem einzelnen Bildgebungsbereich durch die Regulation des Röntgenstrahls in z-Richtung (Zeilenrichtung) durch Filterfaltung angeglichen werden.

Dadurch kann die Bildqualität der Tomogramme bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch in z-Richtung stärker vereinheitlicht werden.

Gemäß ihrem 15. Aspekt liefert die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der Aspekte eins bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass durch die Vorrichtungen zur Bildrekonstruktion die Schnittdicke reguliert werden kann, indem die Projektionsdaten jeder Ansicht mit einem Gewichtungskoeffizienten multipliziert werden.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 15. Aspekt kann die Schnittdicke in allen Bildgebungsbereichen oder in jedem einzelnen Bildgebungsbereich angeglichen werden, indem die Schnittdicke der Tomogramme, welche der Bildrekonstruktion unterzogen werden, reguliert wird. Dies geschieht durch die Anpassung des Gewichtungskoeffizienten jeder Ansicht, der bei jedem Koordinatensatz in z-Richtung vorhanden ist, wobei die Schnittdicke dadurch reguliert wird, dass die Projektionsdaten jeder Ansicht bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch mit einem Gewichtungskoeffizienten multipliziert werden. Dadurch kann die Bildqualität der Tomogramme bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch in z-Richtung stärker vereinheitlicht werden.

Gemäß ihrem 16. Aspekt liefert die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 15. Aspekt, dadurch gekennzeichnet, dass durch die Vorrichtungen zur Bildrekonstruktion die Projektionsdaten von nicht weniger als 360 Grad als Projektionsdaten verwendet werden können.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 16. Aspekt können Projektionsdaten von nicht weniger als 360 Grad verwendet werden, wenn Tomogramme von größerer Schnittdicke erreicht werden sollen, indem die Schnittdicke durch die Multiplikation der Projektionsdaten jeder Ansicht mit einem Gewichtungskoeffizienten reguliert wird. So wird die Angleichung der Schnittdicke in allen Bildgebungsbereichen oder in jedem einzelnen Bildgebungsbereich ermöglicht, indem die Schnittdicke der Tomogramme, welche der Bildrekonstruktion unterzogen werden, reguliert wird. Dadurch kann die Bildqualität der Tomogramme bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch in z-Richtung stärker vereinheitlicht werden.

Gemäß ihrem 17. Aspekt liefert die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der Aspekte eins bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass durch die Vorrichtungen zur Bildrekonstruktion die Schnittdicke durch gewichtete Addition, bei der die in z-Richtung aufeinander folgenden Bildrekonstruierten Tomogramme mit einem Gewichtungskoeffizienten multipliziert werden, reguliert wird.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 17. Aspekt kann die Schnittdicke reguliert werden, indem die in z-Richtung aufeinander folgenden Bildrekonstruierten Tomogramme [einem Verfahren] unterworfen werden, bei dem die Tomogramme in jeder Position in z-Richtung mit einem Gewichtungskoeffizienten multipliziert werden. So wird die Angleichung der Schnittdicke in allen Bildgebungsbereichen oder in jedem einzelnen Bildgebungsbereich ermöglicht, indem die Schnittdicke der Tomogramme, welche der Bildrekonstruktion unterzogen werden, reguliert wird. Dadurch kann die Bildqualität der Tomogramme bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch in z-Richtung stärker vereinheitlicht werden.

Gemäß ihrem 18. Aspekt liefert die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der Aspekte eins bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtungen zur Röntgendatenerfassung die Gantry umfassen, mit welcher eine Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch bei einer Neigung zur xy-Ebene durchführt wird.

Das oben beschriebene Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 18. Aspekt kann ferner auch so genannte „geneigte Abtastung" oder „schräge Abtastung" ausführen, indem es Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch durchführt, bei welcher die Gantry im Verhältnis zur xy-Ebene geneigt ist.

Gemäß ihrem 19. Aspekt liefert die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der Aspekte eins bis 18, wobei die Vorrichtungen zur Röntgendatenerfassung einen Röntgen-Flachdetektor oder einen Röntgenstrahlungsdetektor, in dem eine Vielzahl von Röntgen-Flachdetektoren zusammengefasst ist, umfassen.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 19. Aspekt breitet sich – unabhängig davon, ob als zweidimensionaler Röntgen-Flächendetektor ein bogenförmiger Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor, ein Röntgen-Flachdetektor in Form eines Flat-Panel-Röntgenstrahlungsdetektors oder ein Röntgenstrahlungsdetektor, bei dem eine Vielzahl von Röntgen-Flachdetektoren zusammengefasst ist, eingesetzt wird – der Röntgenstrahlungsdetektor entsprechend eines bestimmten Winkels in Tunnelrichtung aus und rotiert auch mit einem Rotationskörper innerhalb der Gantry um die Detektorbreite in z-Richtung mit, damit Röntgenprojektionsdaten in Ansichtsrichtungen von 360 Grad gewonnen werden können, so dass Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch realisiert werden kann.

Gemäß dem 20. Aspekt liefert die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der Aspekte eins bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtungen zur Röntgendatenerfassung zur Messung der Koordinatenposition in z-Richtung von mindestens einer Ansicht eingesetzt werden können, und die Rekonstruktionsvorrichtungen für die Rekonstruktion eingesetzt werden können, wobei mindestens ein Messwert der z-Richtungs-Koordinatenposition einer Ansicht oder mindestens ein vorausbestimmter Wert der z-Richtungs-Koordinatenposition einer Ansicht verwendet wird.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 20. Aspekt kann eine präzisere Bildrekonstruktion erzielt werden, indem die Datenerfassung erfolgt, während der vorausbestimmte Messbereich der Koordinatenposition in z-Richtung von jeder Ansicht oder von Ansichten in gleichmäßigen Abständen gleichzeitig mit den Röntgenprojektionsdaten erfasst wird, und indem die z-Richtungs-Koordinatenposition bei der zweidimensionalen Bildrekonstruktion oder der dreidimensionalen Bildrekonstruktion verwendet wird, was auch dazu führt, dass die Tomogramme in Bezug auf die Bildqualität weniger Verfälschungen aufweisen.

Gemäß ihrem 21. Aspekt liefert die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der Aspekte eins bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtungen zur Röntgendatenerfassung dazu eingesetzt werden können, das Erfassen von Röntgendaten in einem bestimmten Bereich der z-Richtungs-Koordinatenposition fortlaufend zu wiederholen.

Bei dem oben beschriebenen Röntgen-CT-Gerät gemäß dem 21. Aspekt werden Röntgenprojektionsdaten sogar dann erfasst, wenn der Bildgebungstisch (oder die Liege) während des Starts des Bildgebungsvorganges bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch in einem bestimmten Koordinatenbereich in z-Richtung beschleunigt wird. Und Röntgenprojektionsdaten werden auch erfasst, wenn der Bildgebungstisch am Ende des Bildgebungsvorganges bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch in einer Richtung verlangsamt wird.

Wenn die Bildgebung in einem Bereich mit denselben z-Richtungs-Koordinaten zu beiden Seiten mehrfach durchgeführt wurde, können die Zeitintervalle der Datenerfassung durch Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch im Vorwärtsgerichteten Verlangsamungsabschnitt und dem Rückwärtsgerichteten Beschleunigungsabschnitt verkürzt werden. So können Variationen von in Zeitrichtung aufeinander folgenden Tomogrammen sichtbar gemacht werden.

Außerdem können Variationen von Tomogrammen in Zeitrichtung in regelmäßigen Abständen betrachtet werden, wenn ein Bereich mit denselben z-Richtungs-Koordinaten mehrfach in dieselbe Richtung in z-Richtung abgebildet wurde.

In jedem Fall wird bei der wiederholten Bildgebung die positionelle Übereinstimmung der Bilder in z-Richtung verbessert, wenn die Daten zusammen mit den Röntgenprojektionsdaten erfasst werden, indem die Koordinatenpositionen in z-Richtung gemessen oder vorausbestimmt werden und indem die Bildrekonstruktion unter Anwendung dieser Koordinatenpositionen in z-Richtung durchgeführt wird.

Durch das Röntgen-CT-Gerät bzw. die Röntgen-CT-Bildgebungsmethode wird es möglich gemacht, die z-Richtungs-Bildqualität von Tomogrammen, die in z-Richtung aufeinander folgen, beim der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch zu sichern. Dies erfolgt durch ein Röntgen-CT-Gerät, welches mit einem Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor oder einem zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektor mit Matrixstruktur – in Form eines Flat-Panel-Röntgenstrahlungsdetektors – ausgestattet ist.

KURZE BESCHREIBUNG DER FIGUREN

1 stellt ein Blockdiagramm eines Röntgen-CT-Geräts in einem Ausführungsmodus der Erfindung dar.

2 ist ein Diagramm, das die Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung (Röntgenröhre) und einen Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor darstellt, wie sie auf der xy-Ebene erscheinen.

3 ist ein Diagramm, das die Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung (Röntgenröhre) und einen Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors darstellt, wie sie auf der xy-Ebene erscheinen.

4 ist ein Flussdiagramm, das den Ablauf der Bildgebung bei einem Objekt darstellt.

5 ist ein Flussdiagramm, das den Betrieb des Röntgen-CT-Geräts umreißt, das einem Ausführungsmodus der Erfindung zuzuordnen ist.

6 ist ein Flussdiagramm, das die Einzelheiten der Vorbehandlung zeigt.

7 ist ein Flussdiagramm, das die Einzelheiten des dreidimensionalen Bildrekonstruktionsvorgangs zeigt.

8 sind konzeptionelle Diagramme, die das Stadium der Linienprojektion auf einen Rekonstruktionsbereich in Richtung der Röntgenstrahlenübertragung zeigen.

9 ist ein konzeptionelles Diagramm, das das Stadium der Linienprojektion auf einen Rekonstruktionsbereich in Richtung der Röntgenübertragung zeigt.

10 ist ein konzeptionelles Diagramm, das die Projektion von Linien auf die Vorderseite von Detektoren zeigt.

11 ist ein konzeptionelles Diagramm, das das Stadium der Projektion von Projektionsdaten Dr(Ansicht, x, y) auf den Rekonstruktionsbereich zeigt.

12 ist ein konzeptionelles Diagramm, das ein Stadium darstellt, in dem 3D-Rückprojektionsdaten dadurch gewonnen werden, dass die 2D-Pixel-Rückprojektionsdaten Pixel für Pixel einer Addition aller Ansichten unterzogen werden.

14 ist ein konzeptionelles Diagramm, das das Stadium der Linienprojektion auf einen kreisförmigen Rekonstruktionsbereich in Richtung der Röntgenstrahlenübertragung zeigt.

15 ist ein Diagramm, das eine Maske zur Eingabe von Bildgebungsbedingungen für das Röntgen-CT-Gerät zeigt.

16 ist ein Diagramm, das den Bereich darstellt, in dem Spiralabtastung möglich ist.

17 ist ein Diagramm, das einen Fall von Spiralabtastung bei gleichförmiger Geschwindigkeit zeigt.

18 ist ein Diagramm, welches einen Fall von Spiralabtastung bei variierender Geschwindigkeit zeigt.

19 ist ein Diagramm, das einen Fall zeigt, in dem die Datenerfassungslinie geneigt ist.

20 ist ein Flussdiagramm des Ausführungsbeispiels 1 der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch.

21 ist ein Diagramm, die Funktionsweise von Ausführungsbeispiel 1 der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch zeigt.

22 ist ein Flussdiagramm des Ausführungsbeispiels 2 der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch.

23 ist ein Diagramm, das die Funktionsweise von Ausführungsbeispiel 2 der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch zeigt.

24 ist ein Diagramm, das die Filterfaltung der Projektionsdaten in z-Richtung zeigt.

25 ist ein Diagramm, das die Filterfaltung des Bildraums in z-Richtung zeigt.

26 ist ein Diagramm, das die Verarbeitung der [Verarbeitungsdaten der Ansichten] zeigt.

27 ist eine Tabelle, in der die Vorteile und die Nachteile der Methode der z-Richtungs-Filterfaltung von Projektionsdaten und der Methode der z-Richtungs-Filterfaltung des Bildraums gegenübergestellt sind.

28 ist ein Diagramm, das Unstimmigkeiten in der z-Richtungs-Filterbreite der Projektionsdaten zeigt.

29 ist ein Diagramm, das einen z-Richtungs-Bildraumfilter zeigt, welcher frei von Unstimmigkeiten ist.

30 ist ein Diagramm, das das Gewichten von Projektionsdaten-Ansichten bei einem oder mehr Umläufe zeigt.

31 ist eine Tabelle, in der z-Filter-Koeffizienten des Projektionsdatenraums und z-Filter-Koeffizienten des Bildraums bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch aufgeführt sind.

32 ist ein Diagramm, das die Funktionsweise von Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch im Shuttlemodus zeigt.

33 ist ein Diagramm, das die Funktionsweise von Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch zeigt.

34 ist ein Diagramm, das das positionelle Verhältnis von Datenerfassungslinie und Tomogramm bei der konventionellen Abtastung (axialen Abtastung) oder dem Cine-Scanning zeigt.

35 ist ein Diagramm, das das positionelle Verhältnis von Datenerfassungslinie und Tomogramm bei der Spiralabtastung zeigt.

36 ist ein Diagramm, das das positionelle Verhältnis von zwei sich gegenüber liegenden Ansichten Ansicht a und Ansicht b und einem Tomogramm zeigt.

37 zeigt den gesamten Bildgebungsbereich und Ausschnitte des Bildgebungsbereichs.

38 ist ein Diagramm, das den Bereich zeigt, in dem Tomogramm-Bildrekonstruktionen bei Ausführungsbeispiel 1 möglich sind.

39 ist ein Diagramm, das den Bereich zeigt, in dem Tomogramm-Bildrekonstruktionen bei Ausführungsbeispiel 2 möglich sind.

40 ist ein Diagramm, das die relative Aktivität von Röntgendaten-Erfassungslinie und Objekt bei der Zweiweg-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch in z-Richtung (entspricht 1.5 Teilstrecken)

41(a) ist ein Diagramm, das die Zeitauflösung an verschiedenen Punkten der Einweg-Shuttle-Spiralabtastung zeigt.

41(b) ist ein Diagramm, das die Zeitauflösung an verschiedenen Punkten der Zweiweg-Shuttle-Spiralabtastung zeigt.

42 ist ein Diagramm, welches Beispiel 1 des Verhältnisses von Spiral-Pitch, der Anzahl der verwendeten Datenreihen und der Röntgenröhrenstromstärke bei der Zweiweg-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder bei der Shuttle-Spiralabtastung vorwärts und rückwärts in z-Richtung darstellt.

43 ist ein Diagramm, welches Beispiel 2 des Verhältnisses von Spiral-Pitch, der Anzahl der verwendeten Datenreihen und der Röntgenröhrenstromstärke bei der Zweiweg-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder bei der Shuttle-Spiralabtastung vorwärts und rückwärts in z-Richtung darstellt.

44 ist ein Diagramm, welches Beispiel 3 des Verhältnisses von Spiral-Pitch, der Anzahl der verwendeten Datenreihen und der Röntgenröhrenstromstärke bei der Zweiweg-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder bei der Shuttle-Spiralabtastung vorwärts und rückwärts in z-Richtung darstellt.

45 ist ein Flussdiagramm einer automatischen Röntgenbelichtungsfunktion zur Bestimmung der Röntgenröhrenstromstärke unter Berücksichtigung der Datenmenge, die bei der Bildrekonstruktion verwendet werden soll.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung wird unter Bezugnahme auf die Figuren, durch welche ihre Ausführungsmodi illustriert werden, eingehender beschrieben. Im Übrigen soll dabei die Erfindung in keiner Weise eingeschränkt werden.

1 ist ein konfiguriertes Blockdiagramm von einem Röntgen-CT-Gerät in einer Ausführungsform der Erfindung. Dieses Röntgen-CT-Gerät 100 ist mit einer Bedienungskonsole 1, einem Bildgebungstisch 10 und einer Gantry 20 ausgestattet.

Die Bedienungskonsole 1 ist mit einer Eingangsvorrichtung 2 ausgestattet, welche dazu dient, die Eingaben der bedienende Person entgegenzunehmen, einer zentralen Verarbeitungseinheit 3 zur Ausführung von Vorbehandlungen, Bildrekonstruktionsverarbeitung, Nachbehandlung und dergleichen, einem Datenerfassungspuffer 5 zur Erfassung von Projektionsdaten, welche von der Gantry 20 erhoben wurden, einem Monitor 6, um Tomogramme anzuzeigen, welche aus Projektionsdaten rekonstruiert wurden, die durch eine Vorbehandlung der Röntgenstrahlungsdetektordaten gewonnnen wurden, und einer Speichereinheit 7 zur Speicherung von Programmen, Röntgenstrahlungsdetektordaten, Projektionsdaten und Röntgen-Tomogrammen.

Die Bedingungen für die Bildgebung werden durch diese Eingabevorrichtung 2 eingegeben und in der Speichereinheit 7 gespeichert. 17 zeigt ein Beispiel für eine Eingabemaske zur Eingabe von Bildgebungsbedingungen.

Der Bildgebungstisch 10 ist mit einer Liege 12 ausgestattet, welche ein darin platziertes Objekt durch die Öffnung der Gantry 20 hinein- und hinausbefördert. Die Liege wird von einem in den Bildgebungstisch 10 eingebauten Motor gehoben, gesenkt und entlang der Tischoberfläche bewegt.

Die Gantry 20 ist mit einer Vorrichtung zur Röntgen strahlengenerierung 21, einem Röntgenregler 22, einem Kollimator 23, einem Röntgenfilter 28 zur Formung des Strahls, einem Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24, einem DAS (Data Acquisition System/Datenerfassungssystem) 25, einem Regler für die Rotationseinheit 26 zur Regelung der Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung 21 sowie anderer Geräteteile, die um die Körperachse des Objekts herum rotieren, und einem Regler 29 für den Austausch von Kontrollsignalen o. ä. mit der Bedienungskonsole 1 und dem Bildgebungstisch 10. Bei dem Strahlformenden Röntgenfilter 28 handelt es sich um einen Röntgenfilter, der in Richtung der Röntgenstrahlen zum Rotationszentrum (dem Bildgebungszentrum) die geringste Dicke aufweist und zu den Seitenbereichen hin an Dicke zunimmt, damit mehr Röntgenstrahlen absorbiert werden können. Auf diese Weise kann die Strahlenbelastung der Körperoberfläche eines bestrahlten Objekts, bei dem die Form des entsprechenden Teilabschnitts einem Kreis oder einem Oval ähnelt, reduziert werden. Außerdem kann die Gantry 20 durch einen Gantryneigungsregler 27 in z-Richtung um ungefähr +/–30 Grad vorwärts oder rückwärts gekippt werden.

Die Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung 21 und der Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 drehen sich um das Rotationszentrum IC. Wenn man davon ausgeht, dass die y-Richtung die vertikale Richtung, die x-Richtung die horizontale Richtung und die dazu senkrechte Richtung, in der sich der Tisch und die Liege bewegen, die z-Richtung ist, dann stellt die xy-Ebene die Rotationsebene der Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung 21 und des Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors 24 dar. Außerdem ist die z-Richtung die Bewegungsrichtung der Liege 12.

2 und 3 zeigen die geometrische Anordnung der Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung 21 und des Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors 24, wie sie von der xy-Ebene oder von der yz-Ebene aus erscheinen.

Die Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung 21 generiert einen Röntgenstrahl, der als Kegelstrahl CB bekannt ist. Wenn die Richtung der Zentralachse des Kegelstrahls CB parallel zur y-Richtung verläuft, sollte der Ansichtswinkel 0 Grad betragen.

So weist beispielsweise der Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 256 Detektorzeilen in z-Richtung auf, wobei jede Röntgenstrahlungsdetektorzeile 1024 Röntgenstrahlungsdetektorkanäle hat.

Wie in 2 gezeigt, wird ein Röntgenstrahl nach dem Verlassen des Röntgenfokus der Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung 21 durch den Röntgenstrahl formenden Filter 28 in seiner räumlichen Ausrichtung so reguliert, dass mehr Röntgenstrahlen das Zentrum des Rekonstruktionsbereiches P und weniger Röntgenstrahlen die Randbereiche des Rekonstruktionsbereiches P bestrahlen. Röntgenstrahlen, die sich innerhalb des Rekonstruktionsbereichs P befinden, werden von dem bestrahlten Objekt absorbiert und die übertragenen Röntgenstrahlen werden vom Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 als Röntgen-Detektordaten erfasst.

Wie in 3 gezeigt, wird ein Röntgenstrahl nach dem Verlassen des Röntgenfokus der Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung 21 einer Regulierung durch den Röntgenkollimator 23 in Richtung der Schnittdicke des Tomogramms unterworfen, und zwar so, dass die Breite des Röntgenstrahls auf der Achse des Rotationszentrums IC D entspricht. Die Röntgenstrahlen werden von dem Objekt, das sich nahe der Achse des Rotationszentrums IC befindet, absorbiert und die übertragenen Röntgenstrahlen werden vom Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 als Röntgen-Detektordaten erfasst.

Nach der Röntgenbestrahlung liefert der Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 die erfassten Daten, welche durch das DAS 25 einer A/D-Umwandlung unterzogen und durch einen Schleifring 30 in den Datenerfassungspuffer 5 eingespeist. Die in den Datenerfassungspuffer 5 eingespeisten Daten werden von der zentralen Verarbeitungseinheit 3 laut eines Programms in der Speichereinheit 7 so verarbeitet, dass sie zu einem Tomogramm rekonstruiert werden können, welches auf dem Monitor 6 angezeigt wird.

4 ist ein Flussdiagramm, das die Funktionsweise eines Röntgen-CT-Geräts dieser Ausführungsform umreißt.

In Schritt P1 wird das Objekt auf die Liege 12 gelegt und ausgerichtet. Das Objekt, welches auf der Liege 12 platziert wird, wird entsprechend den Bezugspunkten jedes Bereichs zur zentralen Position der Bestrahlungseinrichtung der Gantry 20 ausgerichtet.

In Schritt P2 werden Vortestbilder gesammelt. Dies geschieht normalerweise bei 0 Grad oder 90 Grad, aber in einigen Fällen, z. B. am Kopf, werden nur 90-Grad Bilder gemacht. Einzelheiten zu Vortestbildern werden im Folgenden beschrieben.

In Schritt P3 werden die Bildgebungsbedingungen eingestellt. Normalerweise wird die Bildgebung durchgeführt, während die Position und Größe des Tomogramms, das abgebildet werden soll, auf dem Vortestbild als Bildgebungsbedingungen angezeigt werden. In diesem Fall wird die Information zur gesamten Röntgenstrahlendosis pro Runde Spiralabtastung, Shuttle-Spiralabtastung, konventioneller Abtastung (axialer Abtastung) oder Cine-Scanning angezeigt. Außerdem wird beim Cine-Scanning die Information zur Röntgenstrahlendosis im betreffenden Bereich für die Anzahl der Umdrehungen oder die eingegebene Zeitdauer angezeigt, sofern die Anzahl der Umdrehungen oder die Zeitdauer eingegeben wurden.

In Schritt P4 wird die Tomographie durchgeführt. Einzelheiten zur Tomographie werden im Folgenden beschrieben.

Zwei Ausführungsbeispiele für Datenerfassung durch Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch werden unten beschrieben.

Ausführungsbeispiel 1: Der Bildgebungstisch 10 oder die Liege 12 (im Folgenden zusammen als Bildgebungstisch 10 bezeichnet) wird in z-Richtung bewegt, um Röntgendaten während der Beschleunigung, dem Betrieb bei gleich bleibender Geschwindigkeit oder bei Verlangsamung des Bildgebungstisches 10 zu erfassen. Der Betrieb des Bildgebungstisches 10 findet nach der vollständigen Beendigung der Röntgendatenerfassung statt.

Ausführungsbeispiel 2: Bevor der Bildgebungstisch 10 oder die Liege 12 (im Folgenden zusammen als Bildgebungstisch 10 bezeichnet) in z-Richtung bewegt werden, wird der Bildgebungstisch 10 im Stillstand gehalten. Erst nachdem die Röntgendaten durch konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning, die unter dem Fächerwinkel +180 Grad oder 360 Grad oder bei einer Vielzahl von Umdrehungen durchgeführt werden, wird der Bildgebungstisch 10 bewegt, um während der Beschleunigung, während des Betriebs bei gleich bleibender Geschwindigkeit oder während der Verlangsamung des Bildgebungstisches 10 Röntgendaten zu erfassen. Nach Beendung des Betriebs des Bildgebungstisches 10 wird konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning durchgeführt, um Röntgendaten bei einem Fächerwinkel von +180 Grad, 360 Grad oder in einer Vielzahl von Runden zu erfassen, während der Bildgebungstisch 10 sich im Stillstand befindet. Danach ist die Röntgendatenerfassung abgeschlossen, und auch die Röntgenbestrahlung wird beendet.

Ausführungsbeispiel 1:

20 zeigt ein Flussdiagramm der allgemeinen Funktionsweise dieses Ausführungsbeispiels 1.

In Schritt P11 wird die Röntgendaten-Erfassungslinie, welche die Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung 21 und den Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 umfasst, gedreht.

In diesem Schritt kann die Röntgendaten-Erfassungslinie, welche die Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung 21 und den Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 umfasst, von der xy-Ebene aus gesehen in z-Richtung geneigt sein.

In Schritt P12, wird die auf dem Bildgebungstisch 10 befindliche Liege 12 in die vorgesehene Position gebracht.

In diesem Fall werden Start- und Endposition des Bildgebungsvorgangs auf dem Benutzerschnittstellen-Bildschirm des Monitordisplays o. ä. eingestellt, um die Bildgebungsbedingungen der Tomographie vorab festzulegen. Wenn es möglich ist, die Startposition des Bildgebungsverfahrens, die Endposition des Bildgebungsverfahrens sowie die Größe des abzubildenden Bereichs auf einem Testbild einzugeben, kann dies oft zur Erleichterung der Bedienung beitragen.

In Schritt P13 wird die lineare Bewegung der Liege 12 in z-Richtung gestartet.

In Schritt P14 beginnt auch die Röntgenbestrahlung durch die Vorrichtung zur Röntgenstrahlgenerierung 21, und auch die Datenerfassung durch den Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor + Detektor 24 wird aufgenommen.

Wenn mit der Datenerfassung während der Beschleunigung der linearen Bewegung der Liege 12 in z-Richtung begonnen werden soll, werden Röntgendaten während der Messung der z-Richtungs-Koordinatenposition jeder Ansicht erfasst. Oder Röntgendaten werden im Zuge einer korrekten Vorausbestimmung der z-Richtungs-Koordinatenposition gesammelt.

In Schritt P15 wird die lineare Bewegungsgeschwindigkeit der Liege 12 in z-Richtung beschleunigt, in dem sie in Übereinstimmung mit einer bestimmten Zeitfunktion verändert wird. In diesem Prozess wird die Stromstärke der Röhre so reguliert, dass das Produkt von Röntgenbestrahlungszeit pro Einheitslänge in z-Richtung und Stromstärke der Röhre im Wesentlichen konstant gehalten werden. 21 zeigt ein Beispiel der Zeit-Geschwindigkeitsfunktion.

Innerhalb des Beschleunigungsbereichs der Liege 12 ist die Geschwindigkeit der Liege noch immer niedrig, und das Objekt könnte einer hohen Röntgenstrahlendosis ausgesetzt werden. Wenn also das Produkt der Röntgenbestrahlungszeit pro Einheitenlänge in z-Richtung und Stromstärke der Röhre im Wesentlichen konstant gehalten werden, kann die unnötige Belastung des Objekts verringert werden.

In Schritt P16 wird die lineare Bewegungsgeschwindigkeit der Liege 12 verlangsamt, wobei die Unterschiede bei der Verlangsamung auf einer bestimmten Zeitfunktion beruhen.

In Schritt P17 wird beurteilt, ob die Endposition des Abtastungsvorganges erreicht worden ist oder nicht. Wenn JA, geht das Ablaufschema zu Schritt P18 über, wenn NEIN, dann zu Schritt P15.

In Schritt P18 wird die Röntgenbestrahlung gleichzeitig mit der Röntgendatenerfassung beendet.

In Schritt P19 wird die Bewegung der Liege 12 gestoppt.

21 illustriert die Funktionsweise des Ausführungsbeispiels 1.

Die Geschwindigkeit v(t) des Bildgebungstisches 10 oder der Liege 12 wird zwischen den Zeitpunkten 0 und t2 erhöht, bleibt zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 konstant (Geschwindigkeit v1) und verlangsamt sich zwischen den Zeitpunkten t3 und t5.

Infolge der Bewegung des Bildgebungstisches 10 oder der Liege 12 ist die Bildgebungsposition zum Zeitpunkt t1 z = z0, zum Zeitpunkt t2 z = z1, zum Zeitpunkt t3 z = z2, zum Zeitpunkt t4 z = z3 und zum Zeitpunkt t5 z = z4, wenn die abzutastende z-Richtungs-Positionskoordinate zum Zeitpunkt t0 z = z0 ist.

Röntgendaten werden zwischen den Zeitpunkten t1 und t4 erfasst: zwischen den Zeitpunkten t1 und t2 befindet sich ein Bereich beschleunigter Röntgendatenerfassung, zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 ein Bereich der Röntgendatenerfassung bei konstanter Geschwindigkeit und zwischen den Zeitpunkten t3 und t4 ein Bereich der verlangsamten Röntgendatenerfassung. Zwischen den Zeitpunkten 0 und t1 sowie zwischen t4 und t3 werden keine Röntgendaten erfasst.

Ausführungsbeispiel 2

22 zeigt ein Flussdiagramm des allgemeinen Funktionsablaufs des Ausführungsbeispiels 2.

In Schritt P21 wird die Röntgendaten-Erfassungslinie – bestehend aus einer Vorrichtung zur Röntgenstrahlgenerierung 21 und dem Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 – gedreht. In diesem Schritt kann die Röntgendaten-Erfassungslinie – bestehend aus einer Vorrichtung zur Röntgenstrahlgenerierung 21 und dem Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 – von der xy-Ebene aus gesehen in z-Richtung geneigt sein.

In Schritt P22 wird die Liege 12 auf dem Bildgebungstisch 10 an die vorgesehene Position gebracht. In diesem Fall werden die Start- und die Endposition des Bildgebungsvorgangs auf einem Benutzerschnittstellen-Bildschirm auf dem Monitordisplay o. ä. eingegeben, um die Bildgebungsbedingungen der Tomographie vorab festzulegen. Wenn es möglich ist, die Startposition des Bildgebungsvorgangs, die Endposition des Bildgebungsvorgangs und die Größe des abzubildenden Bereichs auf einem Vortestbild einzugeben, kann dies oft zur Erleichterung der Bedienung beitragen.

In Schritt P23 beginnt die Röntgenbestrahlung durch die Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung 21, und die Datenerfassung durch den Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 wird aufgenommen. Während des Vorgangs der Röntgendatenerfassung wird von dem Zeitpunkt an, zu dem sich die Röntgendaten-Erfassungslinie noch im Stillstand befindet, die Röntgendatenerfassung während der Messung der z-Richtungs-Koordinatenposition der Röntgenprojektionsdaten jeder Ansicht durchgeführt. Alternativ könnten Röntgendaten gewonnen werden, indem die Richtungs-Koordinatenfunktion vorausbestimmt wird.

In Schritt P24 wird die lineare Bewegung der Liege 12 in z-Richtung gestartet, nachdem die Erfassung von Röntgendaten in einem Winkel von 360 Grad beendet wurde.

In Schritt P25 wird die lineare Bewegungsgeschwindigkeit der Liege 12 in z-Richtung durch die Veränderung in Übereinstimmung mit einer bestimmten Zeitfunktion beschleunigt. Während dieses Vorgangs wird die Stromstärke der Röhre so reguliert, dass das Produkt von Röntgenbestrahlungszeit pro Einheitenlänge in z-Richtung und Stromstärke der Röhre im Wesentlichen konstant gehalten werden. 23 zeigt ein Beispiel der Zeit-Geschwindigkeitsfunktion. Innerhalb des Beschleunigungsbereichs der Liege 12 ist die Geschwindigkeit der Liege noch immer niedrig, und das Objekt könnte einer hohen Röntgenstrahlendosis ausgesetzt werden. Wenn also das Produkt von Röntgenbestrahlungszeit pro Einheitenlänge in z-Richtung und Stromstärke der Röhre im Wesentlichen konstant gehalten werden, kann eine unnötige Belastung des Objekts reduziert werden.

In Schritt P26 wird die lineare Bewegungsgeschwindigkeit der Liege 12 auf der Basis einer bestimmten Zeitfunktion verlangsamt.

In Schritt P27 wird beurteilt, ob die Endposition des Abtastungsvorganges erreicht worden ist oder nicht. Wenn JA, geht das Ablaufschema zu Schritt P28 über, wenn NEIN, dann zu Schritt P25.

In Schritt P28 wird die Bewegung der Liege 12 gestoppt.

In Schritt S29 wird die Röntgenbestrahlung und die Röntgendatensammlung eingestellt, nachdem die Bewegung der Liege 12 zum Stillstand gekommen ist und die Erfassung der Röntgendaten (die 360 Grad entsprechen) abgeschlossen wurde.

23 illustriert die Funktionsweise des Ausführungsbeispiels 2.

Die Geschwindigkeit v(t) des Bildgebungstisches 10 oder der Liege 12 entspricht zwischen den Zeitpunkten 0 und t1 einem Stillstand, wird zwischen den Zeitpunkten t1 und t2 beschleunigt, bleibt zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 konstant (Geschwindigkeit v1), verlangsamt sich zwischen den Zeitpunkten t3 und t4, und entspricht zwischen den Zeitpunkten t4 und t5 einem Stillstand.

Infolge der Bewegung des Bildgebungstisches 10 oder der Liege 12 ist die Bildgebungsposition zwischen den Zeitpunkten 0 und t1 z = z0, zum Zeitpunkt t2 z = z1, zum Zeitpunkt t3 z = z2 und zwischen den Zeitpunkten t4 und t5 z = z3.

Röntgendaten werden zwischen den Zeitpunkten t1 und t5 erfasst: zwischen den Zeitpunkten t0 und t1 befindet sich der Bereich der konventionellen Abtastung (axialen Abtastung) oder des Cine-Scanning, zwischen den Zeitpunkten t1 und t2 befindet sich der Bereich beschleunigter Röntgendatenerfassung, zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 ein Bereich der Röntgendatenerfassung bei konstanter Geschwindigkeit, zwischen den Zeitpunkten t3 und t4 ein Bereich der verlangsamten Röntgendatenerfassung und zwischen den Zeitpunkten t4 und t5 der Bereich der konventionellen Abtastung (axialen Abtastung) oder des Cine-Scanning.

Die Datenerfassung bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch wird durch die Röntgendatenerfassung in Ausführungsbeispiel 1 oder Ausführungsbeispiel 2 wie oben beschrieben ausgeführt.

Während in Ausführungsbeispiel 1 und Ausführungsbeispiel 2 der Bildgebungstisch 10 oder die Liege 12 bewegt werden, kann derselbe Effekt durch das Bewegen der Gantry 20 erreicht werden.

Ferner kann derselbe Effekt durch Halbabtastung bei einem Fächerwinkel von +180 Grad oder durch mehrmaliges Cine-Scanning erzielt werden, obgleich das Flussdiagramm von 22 für das Ausführungsbeispiel 2 eine Röntgendatenerfassung bei 360 Grad durch konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning vorsieht.

Im Übrigen lässt sich der Bereich, in welchem tomographische Bilder rekonstruiert werden können, wie in 38 darstellen, während die Dauer der Röntgendatenerfassung beim Ausführungsbeispiel 1 wie in 21 dargestellt werden kann. Röntgendaten werden zwischen den Zeitpunkten t1 und t4 erfasst, und die Röntgendaten-Erfassungslinie bewegt sich in diesem Zeitabschnitt über eine Entfernung von 1 = z3 – z0 zwischen den z-Richtungs-Koordinaten z0 und z3.

Zusätzlich sei gesagt, dass während dieses Zeitraums zwischen z0 und z3 der Bereich der beschleunigten Röntgendatenerfassung einer Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch, der Bereich der Röntgendatenerfassung bei konstanter Geschwindigkeit einer Spiralabtastung und der Bereich der verlangsamten Röntgendatenerfassung [ebenfalls] einer Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch unterzogen wird. Da jeder Bereich einer Spiralabtastung unterzogen wird, können Tomogramme in Bereichen, für die die z-Richtungs-Koordinate kleiner als z0 oder höher als z3 ist, keiner Bildrekonstruktion unterzogen werden. Aus diesem Grunde liegt der Bereich der tomographischen Bildrekonstruktion im Bereich von Strecke 1 von [z0, z3.

Andererseits ist die Zeitdauer der Röntgendatenerfassung in Ausführungsbeispiel so beschaffen, dass Röntgendaten vom Zeitpunkt 0 bis zum Zeitpunkt t5 erfasst werden und die Röntgendaten-Erfassungslinie sich in diesem Zeitabschnitt über eine Entfernung von 1 = z3 – z0 zwischen den z-Richtungs-Koordinaten z0 (wobei z0 = 0 ist) und z3 bewegt, wie in 23 dargestellt.

Im Übrigen wird auf dieser Strecke von z0 und z3 der Bereich der beschleunigten Röntgendatenerfassung einer Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch, der Bereich der Röntgendatenerfassung bei konstanter Geschwindigkeit einer Spiralabtastung und der Bereich der verlangsamten Röntgendatenerfassung [ebenfalls] einer Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch unterzogen.

Zusätzlich dazu wird an den Punkten z = z0 und z = z3 eine konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder ein Cine-Scanning durchgeführt. Gehen wir davon aus, dass die Breite des Röntgenstrahls in z-Richtung am Rotationszentrum der Röntgendaten-Erfassungslinie 2d beträgt. In diesem Fall ist in den Bereichen, in denen die z-Richtungs-Koordinate kleiner als z0 – d, z0 oder größer als z3 [z3, z3 d ist, auch eine Tomographie mit konventionelle Abtastung (axialer Abtastung) oder Cine-Scanning möglich. Aus diesem Grund umfasst die Bildrekonstruktion von Tomogrammen in Ausführungsbeispiel 2 den Abschnitt 1 + 2d im Abstand zu [z0 – d, z3 + d.

Beim Vergleich von Ausführungsbeispiel 1 und Ausführungsbeispiel 2 ist festzustellen, dass im Ausführungsbeispiel 2 die Röntgenbestrahlung bei der konventionellen Abtastung (axialen Abtastung) oder Cine-Scanning an den Punkten z = z0 und z = z3 um die Winkel +180 Grad oder 360 Grad größer ist, so dass der Bereich, in dem tomographische Bildrekonstruktion möglich ist, entsprechend bei jeder Vorwärts- und Rückwärtsbewegung in z-Richtung um d oder um insgesamt 2d vergrößert wird.

Betrachtet man dies im Hinblick auf den Bewegungsbereich des Bildgebungstisches 10 oder der Liege 12, wird der Bereich, in dem tomographische Bildrekonstruktion möglich ist, bei jeder Vorwärts- und Rückwärtsbewegung in z-Richtung um d oder um insgesamt 2d vergrößert, während die von der Röntgendaten-Erfassungslinie zurückgelegte Strecke sowohl in Ausführungsbeispiel 1 als auch in Ausführungsbeispiel 2 [z0, z3 beträgt.

Betrachtet man dies unter dem Gesichtspunkt der Bildrekonstruktion, kann dieses Problem in Ausführungsbeispiel 1 nur durch einen Bildrekonstruktionalgorithmus für Spiralabtastung behoben werden, wobei es sich um Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch handelt, bei der die Bewegungsstrecke des Bildgebungstisches 10 und der Liege 12 pro Ansicht zunimmt. Ausführungsbeispiel 2 erfordert zusätzlich zum Bildrekonstruktionsalgorithmus für Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch einen Bildrekonstruktionsalgorithmus für konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning. Demnach wird die Bildrekonstruktion durchgeführt, indem im Laufe der aufeinander folgenden tomographischen Bildrekonstruktionen zwischen diesen beiden Bildrekonstruktionsalgorithmen gewechselt wird.

5 ist ein Flussdiagramm, welches die Arbeitsschritte des erfindungsgemäßen Röntgen-CT-Geräts 100 bei der Tomographie- und der Vortestbildgebung darstellt.

In Schritt S1 werden im Zuge der Spiralabtastung Röntgenstrahlungsdetektordaten erfasst, während die Röntgenröhre 21 und der Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 um das Objekt herum gedreht werden und die Liege 12 ly-linear auf dem Tisch bewegt wird. Dabei werden die Röntgenstrahlungsdetektordaten erfasst, indem die z-Richtungs-Position zTisch (Ansicht) und die Röntgenstrahlungsdetektor-Daten D0 (Ansicht, j, i) addiert werden, die durch den Ansichtswinkelansicht Ansicht, die Reihennummer des Detektors j und die Kanalnummer i dargestellt werden. Bei der Spiralabtastung werden Daten innerhalb eines konstanten Bewegungsbereichs gesammelt.

Bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder der Shuttle-Spiralabtastung wird die Datenerfassung bei der Spiralabtastung nicht nur in einem konstanten Geschwindigkeitsbereich, sondern auch während der Beschleunigung und der Verlangsamung durchgeführt.

Außerdem werden bei der konventionellen Abtastung (axialen Abtastung) oder dem Cine-Scanning die Röntgenstrahlungsdetektordaten erfasst, indem die Datenerfassungslinie um eine oder mehrere Runden gedreht wird, während die Liege 12 auf dem Bildgebungstisch 10 in einer bestimmten Position in z-Richtung fixiert ist. Des Weiteren werden Röntgenstrahlungsdetektordaten gesammelt, indem die Datenerfassungslinie je nach Bedarf um eine oder mehrere Runden gedreht wird, nachdem sie sich zur nächsten Position in z-Richtung bewegt hat.

Auf der anderen Seite werden bei der Testbildgebung Röntgenstrahlungsdetektordaten erfasst, während die Röntgenröhre 21 und der Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 in einer festen Position belassen werden und die Liege 12 auf dem Bildgebungstisch 10 ly-linear bewegt wird.

In Schritt S2 werden die Röntgenstrahlungsdetektordaten D0 (Ansicht, j, i) vorbehandelt, damit sie in Projektionsdaten umgewandelt werden können. Die Vorbehandlung beinhaltet Offset-Korrekturen in Schritt S21, logarithmische Umwandlung in Schritt S22, Korrektur der Röntgendosis in Schritt S23 und Empfindlichkeitskorrektur in Schritt S24, wie in 6 gezeigt.

Bei der Vortestbildgebung wird das Vortestbild fertig gestellt, indem die vorbehandelten Röntgenstrahlungsdetektordaten mit in ihrer Pixelgröße in Tunnelrichtung und in z-Richtung (die lineare Bewegungsrichtung der Liege) angepasst, der Anzeigen-Pixelgröße des Monitors 6 angeglichen und angezeigt werden.

In Schritt S3 werden die vorbehandelten Projektionsdaten D1 (Ansicht, j, i) einer Strahlenhärte-Korrektur unterzogen. Die Strahlenhärte-Korrektur in Schritt S3 kann z. B. in einer polynominalen Form, wie unten gezeigt, ausgedrückt werden (mathematischer Ausdruck 1), wobei die Projektionsdaten, die in Schritt S24 der Vorbehandlung S2 bereits einer Empfindlichkeitskorrektur unterzogen worden sind, durch D1 (Ansicht, j, i) und die Daten nach der Strahlenhärte-Korrektur in S3 durch D11 (Ansicht, j, i) dargestellt werden.

Mathematischer Ausdruck 1

  • D11 (Ansicht, j, i) = D1 (Ansicht, j, i)·(Bo(j, i) + B1(j, i)·D1 (Ansicht, j, i) + B2 (j, i)·D1 (Ansicht, j, i)2)(Formel 1)

Da jede der j Detektorzeilen unabhängig von den anderen Zeilen einer Strahlenhärte-Korrektur unterzogen werden kann, können Eigenschaftsunterschiede zwischen den Detektoren Zeile um Zeile ausgeglichen werden, wenn sich die Röhrenstromstärke einer Datenerfassungslinie je nach Bildgebungsbedingungen von den anderen unterscheidet.

In Schritt S4 werden die Projektionsdaten D11 (Ansicht, j, i), welche bereits einer Strahlenhärte-Korrektur unterzogen worden sind, einer z-Filterfaltung unterworfen, durch welche die Filterung in z-Richtung (die Zeilenrichtung) durchgeführt wird.

So werden die Daten D11 (Ansicht, j, i) (i = 1 zu CH, j = 1 zu ZEILE) des Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors, nachdem sie im Anschluss an die Vorbehandlung jedes Ansichtswinkels und jeder Datenerfassungslinie eine Strahlhärtekorrektur durchlaufen haben, beispielsweise einer Filterung unterzogen, bei der die Zeilenrichtungs-Filtergröße fünf Zeilen entspricht, wie unten in (Formel 2) und (Formel 3) dargestellt.

Mathematischer Ausdruck 2

  • (w1 (i), w2 (i), w3 (i), w4 (i), w5 (i)),(Formel 2) wenn

Die korrigierten Detektordaten D12 (Ansicht, j, i) sind unten in (Formel 4) dargestellt.

Mathematischer Ausdruck 3

  • D11 (view, –1, i) = D11 (view, 0, i) = D11 (view, 1, i)(Formel 4)

Im Übrigen gelten die folgenden Formeln (Formel 5) und (Formel 6), wenn die maximale Kanalbreite CH und der maximale Zeilenwert ZEILE ist.

  • D11 (Ansicht, –1, i) = D11 (Ansicht, 0, i) = D11 (Ansicht, 1, i)(Formel 5)
  • D11 (Ansicht, ZEILE, i) = D11 (Ansicht, ZEILE+ 1, i) = D11 (Ansicht, ZEILE + 2, i)(Formel 6)

Andererseits kann die Schnittdicke in Abhängigkeit von der Entfernung zum Bildrekonstruktionszentrum reguliert werden, indem der Zeilenrichtungs-Filterkoeffizient von Kanal zu Kanal verändert wird. Da die Schnittdicke bei einer Tomographie in den Randbereichen der Rekonstruktion meist größer ist als im Zentrum, kann die Schnittdicke – ob nun im Zentrum oder in den Randbereichen der Rekonstruktion – im Wesentlichen vereinheitlicht werden, indem der Zeilenrichtungs-Filterkoeffizient zwischen dem zentralen Bereich und den Randgebieten so differenziert wird, dass die Spanne des Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten in der Nähe des zentralen Kanals stärker und in der Nähe der Kanalperipherie weniger variiert.

Durch eine solche Anpassung des Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten an die zentralen und die peripheren Kanäle des Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors 24 kann auch bei der Schnittdicke zwischen dem zentralen Teil und den Seitenbereichen eine Differenzierung erfolgen. Indem man die Schnittdicke mit Hilfe des Zeilenrichtungs-Filters leicht vergrößert, können sowohl Verfälschungen als auch Rauschen wesentlich reduziert werden. So kann der Grad der Verbesserung in Bezug auf Verfälschungen und Rauschen beeinflusst werden. Mit anderen Worten kann ein Tomogramm, das einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion unterzogen wurde, gesteuert werden. Eine andere mögliche Ausführungsform, ein Tomogramm von dünner Schnittdicke, kann durch die Anwendung von Entfaltungsfilterung auf den Zeilenrichtungs (z-Richtungs) -Filterkoeffizienten realisiert werden.

In Schritt S5 wird eine Faltung der Rekonstruktionsfunktion durchgeführt. Dann wird das Ergebnis der Fourier-Transformation mit der Rekonstruktionsfunktion multipliziert, um die Umkehrung der Fourier-Transformation zu erhalten. Bei der Faltung der Rekonstruktionsfunktion in S5 werden die Daten nach der z-Filterfaltung durch D12 dargestellt, Daten nach der Faltung der Rekonstruktionsfunktion durch D13 und die Rekonstruktionsfunktion, die gefaltet werden soll, durch den Kernel (j). Der Verarbeitungsvorgang, bei dem die Rekonstruktionsfunktion gefaltet werden soll, kann wie folgt ausgedrückt werden:

Mathematischer Ausdruck 5

  • D13 (Ansicht, j, i) = D12 (Ansicht, j, i)·Kernel (j)(Formel 7)

Da der Rekonstruktionsfunktions-Kernel (j) eine unabhängige Faltung der Rekonstruktionsfunktionen von jeder der j Detektorzeilen ermöglicht, können Unterschiede in den Rausch- und Auflösungseigenschaften zwischen den Zeilen ausgeglichen werden.

In Schritt S6 werden die Projektionsdaten D13 (Ansicht, j, i), nachdem sie einer Faltung der Rekonstruktionsfunktion unterzogen wurden, einer dreidimensionalen Rückprojektion unterzogen, um rückprojizierte Daten D3. (x, y, z) zu gewinnen. Das zu rekonstruierende Bild wird zu einem dreidimensionalen Bild auf einer Fläche senkrecht zur z-Achse, der xy-Achse, rekonstruiert. Der folgende Rekonstruktionsbereich P soll parallel zur xy-Achse liegen. Diese dreidimensionale Rückprojektion wird später in Verbindung mit 7 beschrieben.

In Schritt S7 werden die rückprojizierten Daten D3 (x, y, z) einer Filterfaltung des Bildraums in z-Richtung unterzogen. Für ein Tomogramm, das einer Filterfaltung des Bildraums in z-Richtung unterzogen wurde, gilt folgendes:

Mathematischer Ausdruck 6

Oben steht v(i) für die Filterfaltungs-Koeffizienten des Bildraums in z-Richtung (wobei die Breite in z-Richtung 21+1 beträgt), welche die folgende Reihe von Koeffizienten bilden.

Mathematischer Ausdruck 7

  • v (–l), v (–l + 1), ..... v (–1), v (0), v (1), .... v (l – 1), v (l)(Formel 9)

Bei der Spiralabtastung kann der Filterkoeffizient v(i) des Bildraums ein Filterkoeffizient des Bildraums in z-Richtung sein, der nicht von der Position in z-Richtung abhängig ist. Wie auch immer, wenn der Filterkoeffizient v(i) des Bildraums ein Filterkoeffizient des Bildraums in z-Richtung ist, der von der Position der Röntgendetektionenzeile in z-Richtung abhängt ist, wird er noch effektiver, da er detaillierte Anpassung in Abhängigkeit von der Zeilenposition jedes Tomogramms ermöglicht. Dies gilt insbesondere für die konventionelle Abtastung (axialen Abtastung) oder das Cine-Scanning, bei denen ein zweidimensionaler Röntgen-Flächendetektor 24 oder ein Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 mit einer großen Detektorbreite in z-Richtung [eingesetzt wird].

In Schritt S8 wird ein Tomogramm D4 (x, y, z), nachdem es einer Bildraum-Filterfaltung in z-Richtung unterworfen wurde, Nachbearbeitungen unterzogen, die Bildfilterfaltung und CT-Wert-Umwandlung beinhalten, um ein Tomogramm D41 (x, y) zu erhalten.

Bei der Bildfilterfaltung als Nachbehandlungsprozedur werden die Daten, die bereits einer dreidimensionalen Rückprojektion unterzogen worden sind, durch D41 (x, y, z) dargestellt, die Daten, die einer Bildfilterfaltung unterzogen worden sind, durch D42 (x, y, z) und die Daten, die durch den Bildfilter gegangen sind, durch Filter (z).

Mathematischer Ausdruck 8

  • D42 (x, y, z) = D41 (x, y, z)·Filter (z)(Formel 10)

Da eine unabhängige Bildfilterfaltung für jede der j Detektorenzeilen durchgeführt werden kann, können Unterschiede in den Rausch- und Auflösungseigenschaften zwischen den Zeilen ausgeglichen werden.

Das erhaltene Tomogramm wird auf dem Monitor 6 angezeigt

7 ist ein Flussdiagramm, das Details der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung zeigt (Schritt S6 in 5).

In dieser Ausführungsform wird das zu erstellende Bild zu einem dreidimensionalen Bild auf einer Fläche senkrecht zur z-Achse, der xy-Achse, rekonstruiert. Der folgende Rekonstruktionsbereich P soll dabei parallel zur xy-Achse liegen.

In Schritt S61 richtet sich die Aufmerksamkeit auf eine von all den Ansichten, die zur Bildrekonstruktion des Tomogramms notwendig sind (nämlich 360-Grad-Ansichten oder „180 Grad + Fächerwinkel-Ansichten"). In diesem Schritt werden die Projektionsdaten Dr in Übereinstimmung mit den Pixeln im Rekonstruktionsbereich P gewonnen.

Nimmt man – wie in 8(a) und 8(b) dargestellt – an, dass der Rekonstruktionsbereich eine parallel zur xy-Ebene liegende quadratische Fläche von 512×512 Pixeln ist, und dass folgende parallel zur x-Achse mit y = 0 liegenden Zeilen als Pixelzeilen gewählt werden: Pixelzeile L0 mit y = 0, Pixelzeile L63 mit y = 63, Pixelzeile L 127 mit y = 127, Pixelzeile L191 mit y = 191, Pixelzeile L 255 mit y = 255, Pixelzeile L319 von y = 319, Pixelzeile L383 mit y = 383, Pixelzeile L447 mit y = 447 und Pixelzeile L511 mit y = 511.

Wenn Projektionsdaten über die Linien T0 bis T511 erfasst werden, wie das in 10 gezeigt wird, wobei die fraglichen Pixelzeilen L0 bis L511 auf die Ebene des Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors 24 in Richtung der Röntgenstrahlenübertragung projiziert werden, werden sie zu Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) von Pixelreihen L = bis L511. Hierbei ist gewährleistet, dass die Pixels des Tomogramm in Übereinstimmung mit x und y (x, y) angeglichen werden. In 9 wird ein Fall gezeigt, bei dem die Datenerfassungslinie geneigt ist.

Die Richtung der Röntgenstrahlenübertragung wird durch die geometrischen Positionen des Röntgenfokus der Röntgenröhre 21, die Pixel und den Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 festgelegt. Wie auch immer, da die z-Koordinate z (Ansicht) der Röntgenstrahlungsdetektordaten D0 (Ansicht, j, i)) als die z-Richtung der linearen Bewegung des Tisches zTisch (Ansicht) bekannt ist, welche mit den Röntgentrahlungsdetektordaten zusammenhängt, kann die Richtung der Röntgenstrahlenübertragung in dem geometrischen Datenerfassungssystem des Röntgenfokus und des Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors präzise ermittelt werden, selbst wenn die Röntgenstrahlungsdetektordaten D0 (Ansicht, j, i) während der Beschleunigung oder der Verlangsamung erfasst werden.

Im Übrigen werden die passenden Projektionsdaten Dr (Ansicht, j, i) auf „0" gesetzt, wenn ein Teil der Linien von der Tunnelrichtung des Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors 24 abweicht, wie das z. B. bei Linie T0 der Fall ist, und zwar aufgrund der Projektion der Pixelreihe L0 auf die Ebene im Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 in die Röntgenübertragungs-Richtung. Wenn sie von der z-Richtung abweichen, wird es durch das Ableiten der Projektionsdaten Dr (Ansicht, j, i) ermittelt.

Auf diese Weise können Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) gewonnen werden, die den Pixeln des Rekonstruktionsbereichs P entsprechen, wie in 11 gezeigt.

Mit Rückbezug auf 7: In Schritt S62 werden die Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) mit einem Kegelstrahl-Rekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten multipliziert, um die in 12 dargestellten Projektionsdaten D2 (Ansicht, x, y) zu erhalten.

Der Gewichtungskoeffizient zur Kegelstrahl-Rekonstruktion w (i, j) lautet hier wie folgt. Bei der Rekonstruktion eines Fächerstrahlbilds gilt generell die folgende Beziehung (Formel 9), wobei &ggr; der Winkel ist, den eine gerade Linie, die den Fokus der Röntgenröhre 21 und ein Pixel g (x, y) auf dem Rekonstruktionsbereich P (auf der xy-Ebene) verbindet, mit der Zentralachse BC des Röntgenstrahls formt, wobei die Ansicht als &bgr;a und die gegenüberliegende Ansicht als Ansicht &bgr;b bezeichnet wird:

Mathematischer Ausdruck 9

  • Bb = &bgr;a + 180° – 2 &ggr;(Formel 9)

Da die Winkel, die von dem Röntgenstrahl, welches den Pixel g (x, y) auf dem Rekonstruktionsbereich P durchquert, und dem gegenüberliegenden Röntgenstrahl gebildet werden, in Bezug auf die Rekonstruktionsebene P jeweils durch &ohgr;a und &ohgr;b dargestellt werden, werden die rückprojizierten Pixeldaten D2 (0, x, y) nach der Multiplikation mit den Rekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten &ohgr;a und &ohgr;b durch Addition ermittelt.

Mathematischer Ausdruck 10

  • D2 (0, x, y) = &ohgr;a·D2(o, x, y)_a + &ohgr;b·D2(o, x, y)_b(Formel 10) worin D2 (0, x, y)_a rückprojizierten Daten von Ansicht &bgr;a und D2 (0, x, y)_b die rückprojizierten Daten von Ansicht &bgr;b darstellen sollen.

Im Übrigen wird die Summe der einander gegenüberliegenden Strahlen durch Kegelstrahl-Rekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten in der (Formel 11) dargestellt:

Mathematischer Ausdruck 11:

  • &ohgr;a + &ohgr;b = 1(Formel 11)

Durch die Addition der Produkte, die durch die Multiplikation mit den Kegelstrahl-Rekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten &ohgr;a und &ohgr;b entstanden sind, können Kegelwinkel-Verfälschungen reduziert werden.

Als Beispiel können die Rekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten &ohgr;a und &ohgr;b verwendet werden, die mit Hilfe der folgenden Formeln gewonnen wurden. In diesen Formeln ist ga der Gewichtungskoeffizient der Ansicht &bgr;a und gb der Gewichtungskoeffizient der Ansicht &bgr;b.

Wenn S des Fächerstrahlwinkels &ggr;max beträgt, gelten die Formeln von (Formel 12) bis (Formel 17).

Mathematischer Ausdruck 12

  • gb = f (&ggr;max, aa, &bgr;a)(Formel 12)
  • gb = f (&ggr;max, aa, &bgr;a)(Formel 13)
  • xa = 2·gaq/(gaq + gbq)(Formel 14)
  • xb = 2·gbq/(gaq + gbq)(Formel 15)
  • wa = xa2·(3 – 2xa)(Formel 16)
  • wb = xb2·(3 – 2xb)(Formel 17) (wenn man z. B. annimmt, dass q = 1)

Wenn beispielsweise max[ eine Funktion ist, die für ga und gb einen größeren Wert hat, gelten die untenstehenden Formeln von (Formel 18) bis (Formel 19)

Mathematischer Ausdruck 13

  • ga = max [0, {(&pgr;/2 + &ggr;max) – |&bgr;a|}]|tan(aa)|(Formel 18)
  • gb = max [0, {(&pgr;/2 + &ggr;max) – |&bgr;b|}]|tan(ab))|(Formel 19)

Im Falle der Fächerstrahl-Bildrekonstruktion wird jedes Pixel des Rekonstruktionsbereichs P weiter mit einem Streckenkoeffizienten multipliziert. Der Streckenkoeffizient ist (rl/r0)2, wobei r0 der Abstand vom Fokus der Röntgenröhre 21 zu der Detektorzeile j und dem Kanal i des Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors 24, welcher sich den Projektionsdaten Dr anpasst, darstellt. Und rl ist der Abstand vom Fokus der Röntgenröhre 21 zum Pixel, welches sich den Projektionsdaten Dr auf der Rekonstruktionsebene anpasst.

Im Falle von Parallelstrahl-Bildrekonstruktion ist es ausreichend, jedes Pixel des Rekonstruktionsbereichs P lediglich mit dem Kegelstrahl-Rekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten w (i, j) zu multiplizieren.

In Schritt S63 werden Projektionsdaten D2 (Ansicht, x, y) – den Pixel entsprechend – zu den rückprojizierten Daten D3 (x, y) hinzugefügt, welche zuvor wie in 13 dargestellt aufbereitet wurden.

In Schritt S64 werden die Schritte von 61 bis S63 für alle Ansichten, die zur CT-Bildrekonstruktion notwendig sind (nämlich 360-Grad Ansichten oder "180-Grad + Fächerwinkel"-Ansichten) wiederholt, um wie in 13 gezeigt rückprojizierte Daten D3 (x, y) zu erhalten.

Im Übrigen kann der Rekonstruktionsbereich P anstatt eines rechteckigen Bereichs von 512×512 Pixeln auch die Form eines kreisförmigen Bereichs mit einem Durchmesser von 512 Pixeln aufweisen, wie in 14(a) und 14(b) gezeigt.

Da das positionelle Verhältnis von z-Koordinaten-Position z0 der Datenerfassungslinie und der z-Koordinaten-Position zd des Tomogramms bei der konventionellen Abtastung (axialer Abtastung) oder dem Cine-Scanning (wie in 34 gezeigt) die ganze Zeit über konstant ist, kann dreidimensionale Rückprojektion durch die Multiplikation mit nur diesem Gewichtungskoeffizienten durchgeführt werden, um eine Kegelstrahl-Rekonstruktion bei der konventionellen Abtastung (axialer Abtastung) oder beim Cine-Scanning zu erreichen.

Im Gegensatz dazu wird bei der Spiralabtastung oder der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch neben diesem Gewichtungskoeffizienten für die Kegelstrahlrekonstruktion auch ein Gewichtungskoeffizient hw(d) benötigt, welcher vom Abstand d zwischen der Datenerfassungslinie und dem Tomogramm in jeder der Ansichten, oder ein Gewichtungskoeffizient hw(Ansicht) für die Voraussage des Abstandes d zum Tomogramm von jeder Ansicht. Dies ist so, weil bei der Spiralabtastung oder der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch das positionelle Verhältnis zwischen den z-Koordinaten-Positionen z0, z1 und z2 der Datenerfassungslinie und der z-Koordinatenposition des Tomogramms sich ständig ändert, wie in 35 gezeigt.

Bei der Spiralabtastung ist die Multiplikation mit diesem Gewichtungskoeffizienten hw (d) oder hw (Ansicht) zusätzlich zum Gewichtungskoeffizienten für die Kegelstrahl-Rekonstruktion notwendig.

Aus diesem Grund ist es notwendig, im Vorwege den Gebrauch zweier Bildrekonstruktionsalgorithmen möglich zu machen, nämlich den Bildrekonstruktionsalgorithmus für konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning und den Bildrekonstruktionsalgorithmus für Spiralabtastung, insbesondere in Fällen, in denen auf die konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning eine Beschleunigung folgt, damit eine Spiralabtastung durchgeführt werden kann, und weiterhin eine Verlangsamung folgt, damit schließlich konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning durchgeführt werden kann, wie in Ausführungsbeispiel 2.

In diesem Fall können ebenso gut zwei Bildrekonstruktionsalgorithmen bereitgestellt werden, nämlich ein Bildrekonstruktionsalgorithmus für konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning ohne Gewichtungskoeffizienten hw(d) oder hw(Ansicht) und ein Bildrekonstruktionsalgorithmus für Spiralabtastung, welcher über einen Gewichtungskoeffizienten hw(d) oder hw(Ansicht) verfügt.

Alternativ kann es im Falle von Spiralabtastung, für die ein Gewichtungskoeffizient hw(d) oder ein Gewichtungskoeffizient hw(Ansicht) zur Verfügung gestellt wird, so eingerichtet werden, dass ein Koeffizient, welcher von dem positionellen Verhältnis von Datenerfassungslinie und Tomogramm abhängt, und ein anderer Koeffizient, der von dem Abstand der Datenerfassungslinie und Tomogramm anhängt, ausgegeben werden. Dabei ist der ausgegebene Wert ein fester Wert oder „1" im Falle von konventioneller Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning, und die Umschaltung zwischen den beiden Bildrekonstruktionsalgorithmen, dem Bildrekonstruktionsalgorithmus für konventionelle Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning und dem Bildrekonstruktionsalgorithmus für Spiralabtastung, wird in Übereinstimmung mit dem Parameter ermöglicht.

Im Übrigen gilt für die Berücksichtigung der Beziehung zwischen jedem Ansichtswinkel und der z-Richtungs-Koordinatenposition bei der Spiralabtastung im Bereich der konstanten Geschwindigkeit sowie für die normale Spiralabtastung folgendes:

Wie in 17 dargestellt, vollzieht sich in einer Runde der Spiralabtastung ein Fortschritt um einen Ansichtswinkel von 0 Grad zum Zeitpunkt t0, einen Ansichtswinkel von 180 Gad zum Zeitpunkt t1 und einen Ansichtswinkel von 0 Grad zum Zeitpunkt t2. Als Strecke in z-Richtung ausgedrückt bedeutet das: l1 zwischen den Zeitpunkten t0 und t1, und l2 zwischen den Zeitpunkten t1 und t2. Da die Geschwindigkeit des Tisches bei diesem Vorgang konstant ist, werden l1 und l2 durch die untenstehenden Formeln (Formel 20), (Formel 21) und (Formel 22) ausgedruckt.

Mathematischer Ausdruck 14
l1 = l2

Demnach stehen Ansichtswinkel und z-Richtungs-Koordinatenposition in einem proportionalen und linearen Verhältnis zueinander. Allerdings trifft auf Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch folgendes zu.

Des Weiteren wird der Fall von Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch im Folgenden in 18 dargestellt.

19 zeigt den Fall von Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch, bei dem die Datenerfassungslinie geneigt ist. Wenn man davon ausgeht, dass auf jeden Fall eine einzige Runde von Spiralabtastung stattfindet, beträgt der Ansichtswinkel zum Zeitpunkt t0 0 Grad, zum Zeitpunkt t1 180 Grad und zum Zeitpunkt t2 0 Grad.

Die Abstände l1 und l2, die in z-Richtung mit der Tisch-Geschwindigkeit von v(t) fortschreiten, werden durch untenstehende (Formel 23) und (Formel 24) dargestellt:

Mathematischer Ausdruck

In diesem Fall sind l1 und l2 nicht immer gleich. Das macht es möglich, die Position der Datenerfassungslinie in z-Richtung zu messen oder vorherzusagen. Die Position l(t) der Datenerfassungslinie in z-Richtung zum Zeitpunkt 1 kann durch die untenstehende (Formel 25) dargestellt werden.

Mathematischer Ausdruck 16

  • l(t) = ∫t0&ngr;(t)dt(Formel 26)

Daher stehen der Ansichtswinkel und die z-Richtungs-Koordinatenposition in keinem proportionalen oder linearen Verhältnis zueinander. Wie auch immer, wenn eine Bildrekonstruktionsposition zl, eine bestimmte Ansicht a und eine andere, ihr gegenüberliegende Ansicht b vorhanden sind (wie in 36 gezeigt), ist eine Methode als Beispiel für den Gebrauch der Gewichtungskoeffizienten denkbar, bei der die Ansicht a mit einem Gewichtungskoeffizienten aus (Formel 26) und die Ansicht b mit einem Gewichtungskoeffizienten aus (Formel 27) multipliziert wird.

Mathematischer Ausdruck 17

  • la/(la + lb)(Formel 27)

Alternativ kann dasselbe Ziel durch die Multiplikation mit den Gewichtungskoeffizienten erreicht werden, die (Formel 26) und (Formel 27) als Parameter haben.

Durch die Multiplikation jedes Datensatzes mit einem Gewichtungskoeffizienten kann Bildrekonstruktion durch Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch erreicht werden.

Wie oben beschrieben, kann die Schnittdicke durch den Einsatz von mindestens einer oder auch mehreren der folgenden Bildrekonstruktionsmethoden reguliert werden:

z-Filterfaltung

Bildrekonstruktion durch die Multiplikation jeder Ansicht der Röntgenprojektionsdaten mit einem Gewichtungskoeffizienten.

Bildverarbeitung durch gewichtete Addition, welche sich aus der Multiplikation von Bildbearbeiteten Tomogrammen, die in z-Richtung aufeinander folgen, mit einem Gewichtungskoeffizienten ergibt.

Im Allgemeinen beinhalten die Methoden zur Regulation der Schnittdicke bei Röntgen-CT-Geräten (wie in 27 dargestellt) die Methode der Anwendung von Filterfaltung in z-Richtung auf die Projektionsdaten (wie in 24 dargestellt), die Methode der Anwendung von Filterfaltung auf Bildraumdaten in z-Richtung (wie in 25 dargestellt) und die Methode der Verarbeitung der Projektionsdaten durch gewichtete Ansicht (wie in 26 dargestellt).

Wie in der Tabelle von 27 dargestellt, zählt zu den Vorteilen der Methode der Anwendung von Filterfaltung in z-Richtung auf Projektionsdaten, dass sie Tomogramme verfügbar macht, die eine große Schnittdicke aufweisen, was dadurch erreicht wird, dass die Filterfaltung in z-Richtung auf die Projektionsdaten angewendet wird und gleichzeitig die dreidimensionale Bildrekonstruktion durchgeführt wird. Die Nachteile der Anwendung von Filterfaltung in z-Richtung auf die Projektionsdaten besteht unter anderem darin, dass die Breite des z-Richtungs-Filters im Bildraum von der Position jedes Pixels abhängig ist, da ein Typ von z-Richtungs-Filter auf die Projektionsdaten in Zeilenrichtung gefaltet wird, und zwar ungeachtet der Positionen der Pixels auf dem Tomogramm, was zu Unstimmigkeiten bei der Breite des rückprojizierten Röntgenstrahls und folglich zum Auftreten von Verfälschungen führt.

Andererseits bestehen die Vorteile der Filterfaltung in z-Richtung auf den Bildraum in der präzisen Filterbearbeitung und der daraus resultierenden hohen Bildqualität der Tomogramme. Dabei können Tomogramme von großer Schnittdicke erreicht werden, indem der Filter in z-Richtung auf den Bildraum gefaltet wird. Die Nachteile der Methode der Filterfaltung in z-Richtung auf den Bildraum beinhalten eine lange Verarbeitungszeit. Diese ist notwendig, da eine große Menge Tomogramme in z-Richtung einer Bildrekonstruktion unterzogen werden.

Die Vorteile der Methode der gewichteten Ansichtsverarbeitung auf Projektionsdatenansichten bestehen u. a. in der schnellen Verfügbarkeit von Tomogrammen, die über eine große Schnittdicke verfügen, wobei die Bildrekonstruktion einfach nur durch die Multiplikation der Projektionsdaten mit Gewichtungskoeffizienten erreicht wird. Ein weiterer Vorteil ist, dass die Multiplikation von Projektionsdaten von 360 Grad oder mehr mit Gewichtungskoeffizienten möglich ist. Die Nachteile der Methode der gewichteten Ansichtsverarbeitung der Projektionsdatenansichten bestehen u. a. in der Verminderung der Zeitauflösung, da für zur Erreichung einer großen Schnittdicke Projektionsdaten von 360 Grad oder mehr benötigt werden.

So hat jede dieser Methoden zur Regulierung der Schnittdicke ihre Vor- und Nachteile. Bei kleineren Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektoren mit nur ungefähr 16 Zeilen ist die Anwendung von Filterfaltung in z-Richtung auf Projektionsdaten in allgemeinem Gebrauch, sogar wenn die Breite eines Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors 24 und eines Röntgenstrahlungsdetektors ca. 20 mm beträgt. Der Grund dafür ist, dass Bildrückprojektion sehr viel Zeit benötigt, so dass die Anwendung von Filterfaltung in z-Richtung auf den Projektionsdatenraum, bei dem Bildrückprojektion weniger oft notwendig ist, gegenüber der Anwendung von Filterfaltung in z-Richtung auf den Bildraum, bei welchem die Bildrückprojektion sehr viel häufiger benötigt wird, bevorzugt wurde.

Bei der Anwendung von Filterfaltung in z-Richtung auf den Datenprojektionsraum wird ein Gewichtungskoeffizienten-Filter in z-Richtung (die Zeilenrichtung) auf die Projektionsdaten gefaltet, und danach ist die Faltung der Rekonstruktionsfunktion und der Bildrückprojektion nur noch jeweils einmal notwendig, so dass zur Rekonstruktion eines Bildes nur eine kurze Zeit benötigt wird.

Allerdings sind bei der Anwendung der Filterfaltung in z-Richtung auf die Projektionsdaten manchmal Unstimmigkeiten aufgetreten, da die Röntgenstrahlungsdetektorbreite des Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors 24 in z-Richtung zugenommen hat. Nehmen wir z. B. an, dass die Schnittdicke des fraglichen Tomogramms im Rekonstruktionszentrum, das auf den Röntgenstrahlungsdetektor projiziert wird, viermal so breit ist wie der z-Richtungs-Filter (wie in 10 gezeigt). In diesem Fall werden bei der dreidimensionalen Bildrekonstruktion die Projektionsdaten, die durch den z-Richtungs-Filter von vierfacher Zeilenbreite gefaltet wurden, unabhängig von den Positionen der Pixel im Tomogramm dreidimensional rückprojiziert.

Wie auch immer, die Breite des z-Richtungs-Projektionsdaten-Filters in den Pixeln des Tomogramms auf der Seite der Röntgenröhre 21 ist w1, wie in 28 dargestellt. Die Breite des z-Richtungs-Projektionsdaten-Filters auf der Seite des Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors 24 ist w2. In diesem Fall gilt offensichtlich w2 > w1.

Je größer die Schnittdicke des Bildrekonstruierten Tomogramms, desto deutlicher wird dieses Phänomen. Außerdem treten Verfälschungen im Tomogramm auf, wenn die Breite des Röntgenstrahls sich von der Position im Tomogramm unterscheidet. So wird durch eine größere Schnittdicke des Bildrekonstruierten Tomogramms das Auftreten von Verfälschungen bei der Filterfaltung in z-Richtung von Projektionsdaten wahrscheinlicher.

Bei der Spiralabtastung ist die Abweichung der Daten der Röntgenstrahlweiten w1 und w2 in z-Richtung umso größer, je größer der Spiral-Pitch ist, so dass das Auftreten von Verfälschungen noch wahrscheinlicher ist.

Andererseits werden bei der Filterfaltung in z-Richtung des Bildgebungsraums die Tomogramme 1, 2 und 3 von geringerer Schnittdicke im Vorfeld der Bildrekonstruktion unterworfen. In diesem Fall weisen die Tomogramme von geringer Schnittdicke weniger Unstimmigkeiten auf, die aus Abweichungen der Röntgenstrahlbreite gegenüber den Pixelpositionen auf den Tomogrammen resultieren, so dass Verfälschungen mit geringerer Wahrscheinlichkeit vorkommen und die Bildqualität höher ist. Da die Filterfaltung in z-Richtung des Bildraums auf diese Bilder mit geringerer Schnittdicke angewendet wird, die eine höhere Bildqualität aufweisen, ist die Bildqualität der Tomogramme mit größerer Schnittdicke, die anschließend der Bildrekonstruktion unterworfen werden, ebenfalls hoch.

Wie aus dem oben Gesagten deutlich wird, ist die Filterfaltung in z-Richtung des Projektionsdatenraums besser für Bildrekonstruktionen geeignet, bei der die Schnittdicke geringer ist, während die Filterfaltung in z-Richtung des Bildraums sich besser für Bildrekonstruktionen eignet, bei der die Schnittdicke größer ist.

Um zusätzlich die Zeit zu verkürzen, die zur Durchführung der Bildrekonstruktion notwendig ist, ist es empfehlenswert, bei der Bildrekonstruktion mit größerer Schnittdicke Filterfaltung in z-Richtung des Projektionsdatenraums mit der maximalen Schnittbreite zu benutzen, die nicht für Verfälschungen anfällig ist, welche aus Unstimmigkeiten der Röntgenstrahlbreite aufgrund von Filterfaltung in z-Richtung des Projektionsdatenraums resultieren. Muss die Schnittdicke noch weiter vergrößert werden, ist es empfehlenswert, Filterfaltung in z-Richtung des Bildraums einzusetzen.

Um es in Anlehnung an das Flussdiagramm in 5 zu beschreiben, wird der z-Richtungs-Projektionsdatenraum-Filter bei der Projektionsdatenraum-Filterfaltung in z-Richtung von Schritt S4 bis zur maximalen Schnittbreite gefaltet, die nicht anfällig für Verfälschungen ist. Wenn die Schnittbreite weiter vergrößert werden muss, wird die Bildrekonstruktion bis zu der letzten Schnittdicke bei der Filterfaltung in z-Richtung des Bildraums in Schritt S7 durchgeführt. So kann die Schnittdicke durch Filterfaltung in z-Richtung des Bildraums reguliert werden.

Das Gleichgewicht zwischen der Filterfaltung in z-Richtung des Projektionsdatenraums und der Filterfaltung in z-Richtung des Bildraums hängt in diesem Fall von der Schnittdicke und der Breite jeder Zeile von Röntgenstrahlungsdetektor-Kanälen beim Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor 24 in Zeilenrichtung ab. Es ist ebenfalls abhängig von dem Spiral-Pitch bei der Spiralabtastung. Mit anderen Worten ist es ratsam, die z-Richtungs-Filterkoeffizienten des Projektionsdatenraums und die z-Richtungs-Filterkoeffizienten des Bildraums optimal festzulegen, nachdem die Schnittdicke, die Röntgenstrahlungsdetektor-Breite in Zeilen-Richtung und der Spiral-Pitch ausgewählt wurden.

Obwohl die Gewichtung von Projektionsdatenansichten eine Technik ist, die bei der Spiralabtastung durch ein Röntgengerät eingesetzt wird, das nur eine nach oben gerichtete Röntgenstrahlungsdetektorzeile besitzt, ist sie ebenso effektiv bei zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektoren. Während normalerweise bei der Spiralabtastung Projektionsdaten von 360 Grad benutzt werden, kann eine Verbesserung des S/N-Verhältnisses sowie eine Reduktion von Verfälschungen erzielt werden, indem man für die Bildrekonstruktion Projektionsdaten verwendet, bei denen die Ansicht um 10% oder 20% größer ist. Ferner kann auch die Schnittdicke reguliert werden, indem der einzusetzende Koeffizient angepasst wird. Auch bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch kann die Schnittdicke durch eine solche Gewichtung von Projektionsdatenansichten für einen oder mehrere Durchgänge eine reguliert werden.

30 zeigt ein Beispiel dieses Aspekts.

30 stellt die Projektionsdaten dar, nachdem eine Umwandlung von Fächerstrahlen zu Parallelstrahlen stattgefunden hat. Nachdem die Gewichtungsfunktion in Ansichtsrichtung auf die Projektionsdaten angewendet wurde, die sich in Tunnelrichtung oder Strahlenrichtung und die Ansichtsrichtung ausbreiten, werden sie der Faltung der Rekonstruktionsfunktion, dreidimensionaler Rückprojektion und Nachbehandlungen unterzogen (wie in 26 gezeigt), und danach wird das Tomogramm angezeigt. Die Gewichtungsfunktion in 30 sollte so beschaffen sein, dass die Summe der entgegengesetzten Ansichten und Ansichten mit derselben Richtung 1,0 beträgt.

31 ist eine Tabelle von z-Filter-Koeffizienten des Projektionsdatenraums und z-Filter-Koeffizienten des Bildraums unter festgelegten Bildgebungsbedingungen bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch. Durch den Einsatz von dreidimensionaler Bildrekonstruktion können Tomogramme von gleicher Qualität in Bezug auf Bildrauschen in z-Richtung erreicht werden. Dies gilt sogar für die Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch, bei der gleichzeitig Röntgenröhren-Stromstärkereglung in z-Richtung durchgeführt wird. Mit anderen Worten können Tomogramme mit einheitlichen Bildqualitätseigenschaften in Bezug auf Verfälschungen, Schnittdicke und Rauschen in z-Richtung gewonnen werden. In diesem Fall ist es unerlässlich, den z-Filter-Koeffizienten des Projektionsdatenraums und den z-Filter-Koeffizienten des Bildraums für jeden der unterschiedlichen Spiral-Pitches zu optimieren.

Im Fall von 31 wird die Optimierung des z-Filter-Koeffizienten des Projektionsdatenraums und des z-Filter-Koeffizienten des Bildraums mit Hinblick darauf durchgeführt, solche Bildqualitätseigenschaften wie das maximale Spiral-Pitch-Rauschen und Verfälschungen bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder im Shuttle-Modus bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch zu optimieren. Abgesehen davon, dass in diesem Fall bei beiden Filterkoeffizienten der maximale Spiral-Pitch vorgeschrieben ist, müssen der z-Filter-Koeffizient des Projektionsdatenraums und der z-Filter-Koeffizient des Bildraums für jeden Spiral-Pitch optimal eingestellt werden, da der Spiral-Pitch von 0 bis zu seinem Maximum variiert. Alternativ können der z-Filter-Koeffizient des Projektionsdatenraums und der z-Filter-Koeffizient des Bildraums auch als Funktionen festgesetzt sein, bei denen die Spiral-Pitches als Parameter auftreten.

Die Rauschindikatoren und die Verfälschungsindikatoren in 31 stellen Richtwerte für die Bildqualität dar, die mit Hilfe von Vorrichtungen zum Einstellen von Bildgebungsbedingungen festgelegt werden. Dies kann z. B. eine Eingabemaske für Bildbedingungen sein (wie in 15). Die Verfälschungsindikatoren betreffen solche Parameter wie den Spiral-Pitch, den z-Filter-Koeffizienten des Projektionsdatenraums, den z-Filter-Koeffizienten des Bildraums, die Gewichtung von Projektionsdatenansichten und Schnittdicke. Die Rauschindikatoren betreffen neben diesen Parametern auch die Röntgenröhrenstromstärke.

Um wie in 31 gezeigt die Bildqualitätsstufen während der Beschleunigung und der Verlangsamung bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch in solche Bildqualitäts-Indikatoren wie Rauschindikatoren oder Verfälschungsindikatoren zu übersetzen, werden für jeden Spiral-Pitch während der Beschleunigung die z-Filter-Koeffizienten des Projektionsdatenraums VZsXX und VZfXX und die z-Filter-Koeffizienten des Bildraums IZsXX und IZfXX festgelegt. Dabei steht XX für die Referenznummer des Koeffizienten.

Die Beispiele der z-Filter-Koeffizienten des Projektionsdatenraums VZs und VZf beziehen sich auf den Verarbeitungsprozess, der durch (Formel 2) und (Formel 3) repräsentiert wird, welche in Zusammenhang mit der Filterfaltung unter Schritt S4 in 5 aufgeführt wurden.

Eine konzeptuelle Illustration der z-Filterfaltung des Projektionsdatenraums wird in 24 geliefert. Es handelt sich dabei um einen Verarbeitungsprozess, bei dem die Faltung eines sich in Zeilenrichtung (z-Richtung) verändernden Gewichtungskoeffizient auf Projektionsdaten durchgeführt wird, die sich in Tunnelrichtung und in Zeilenrichtung jeder Ansicht ausbreiten. Diese Prozedur wird auf alle Ansichten angewendet. Dadurch kommt die Strahlenbreite der Projektionsdaten jeder Detektorzeile in Zeilenrichtung (z-Richtung) zustande. Die Strahlenbreite in Zeilenrichtung (z-Richtung) kann insbesondere dann verringert werden, wenn ein Faltungsfilter benutzt wird.

Die Beispiele des z-Filter-Koeffizienten des Bildraums IZs und IZf beziehen sich auf den Verarbeitungsprozess, der durch (Formel 8) und (Formel 9) repräsentiert wird, welche im Zusammenhang mit der Bildraum-z-Filterfaltung von Schritt S7 in 5 aufgeführt wurden.

Eine konzeptionelle Illustration der Bildraum-z-Filterfaltung wird in 25 geliefert. Bei Tomogrammen, welche eine fortlaufende Bildrekonstruktion in z-Richtung durchlaufen haben, wird jedes Pixel eines solchen Tomogramms und benachbarter Tomogramme durch einen sich in Zeilenrichtung (z-Richtung) verändernden Gewichtungskoeffizienten gefaltet. Dieser Vorgang wird auf alle in z-Richtung aufeinander folgenden Tomogramme angewandt.

Dadurch kann die Schnittdicke jedes Tomogramms reguliert werden. Besonders wenn ein Faltungsfilter verwendet wird, kann die Schnittdicke reduziert werden.

So kann die Bildqualität durch die Regulierung des z-Filter-Koeffizienten des Projektionsdatenraums und des z-Filter-Koeffizienten des Bildraums für jede Bildgebungsbedingung gesteigert werden.

Beispielsweise kann in einem Modus, in dem die Bildqualität vorrangig ist, diese Bildqualität dadurch optimiert werden, dass der z-Filter-Koeffizient des Projektionsdatenraums und der z-Filter-Koeffizient des Bildraums für jeden der Indikatoren, der für die Bildqualität relevant ist (z. B. Verfälschungen und Bildrauschen bei jedem Spiral-Pitch), optimiert werden.

Übrigens kann die Bildqualität auf ein Optimum gebracht werden, indem die z-Filter-Koeffizienten des Projektionsdatenraums IZXX und die z-Filter-Koeffizienten des Bildraums VZXX mit Hilfe eines Test- oder Standardobjekts im Vorfeld angepasst werden.

Außerdem sei gesagt, dass die Shuttle-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch dazu eingesetzt wird, um die Perfusion o. ä. bei einem Abtastmodus zu kontrollieren, bei dem die Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch mehrfach wiederholt wird, während sie in einem bestimmten Bereich [z0, z1 der z-Richtungs-Koordinaten beschleunigt und verlangsamt wird, wie es in 32 dargestellt ist.

Im Gegensatz dazu ist die normale Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch ein Abtastmodus, bei dem die Abtastung während der Beschleunigung oder Verlangsamung durchgeführt wird, um den Spiral-Pitch in einem bestimmten Bereich [z0, z1 der z-Richtungs-Koordinaten zu variieren, wie in 33 gezeigt.

Andererseits gibt es Fälle, in denen die Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch in einem Bereich [z0, z7 der z-Richtungs-Koordinaten als eine Entwicklungsform des vorher Erwähnten durchgeführt wird,

wobei die Spiralabtastung jeweils bei einer konstanten Geschwindigkeit

bei einer Tischgeschwindigkeit v1 und einem Spiral-Pitch p1 in einem Bereich von [z1, z2 der z-Richtungs-Koordinaten,

bei einer Tischgeschwindigkeit v2 und einem Spiral-Pitch p2 in einem Bereich von [z3, z4 der z-Richtungs-Koordinaten,

und bei einer Tischgeschwindigkeit v3 und einem Spiral-Pitch p3 in einem Bereich von [z5, z6 der z-Richtungs-Koordinaten durchgeführt wird:

Beschleunigung im Bereich der z-Richtungs-Koordinaten [z0, z1;

Beschleunigung im Bereich der z-Richtungs-Koordinaten [z2, z3;

Verlangsamung im Bereich der z-Richtungs-Koordinaten [z4, z5;

Verlangsamung im Bereich der z-Richtungs-Koordinaten [z6, z7; Dies ist dann besonders effektiv, wenn Hochgeschwindigkeits-Spiralabtastung von mehreren Organen oder mehreren Körperregionen gewünscht ist.

Durch die Methode zur Kontrolle der Schnittdicke (siehe oben) kann der gesamte Bildgebungsbereich R0 [bei] der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch bei gleich bleibender Schnittdicke rekonstruiert werden, wie in 37 gezeigt.

Ebenso können bei der Bildrekonstruktion die je nach Region oder nach fraglichem Bereich verschiedenen Schnittdicken für R1, R2, R3 und R4 erreicht werden.

Ausführungsbeispiel 3

In Ausführungsbeispiel 1 und Ausführungsbeispiel 2 werden die z-Koordinaten zu jedem Zeitpunkt vorausbestimmt, wie es im Graphen von 21 und 23 dargestellt wird. Oder die z-Richtungs-Koordinatenpunkte werden mit einem Codierer o. ä. gemessen, welcher auf dem Bildgebungstisch oder der Liege 12 zur Verfügung steht. Und indem Röntgenprojektionsdaten während der dreidimensionalen Bildrekonstruktion wie in 10 gewonnen werden, um die z-Richtungs-Koordinatenposition von jeder Ansicht oder von Ansichten in bestimmten Abständen zu messen, kann präzise dreidimensionale Rückprojektion erreicht werden, wenn diese z-Richtungs-Koordinatenposition von jeder Ansicht oder von Ansichten in bestimmten Abständen ermittelt wurden, indem diese vorausgesagten oder gemessenen Ansichten berücksichtigt wurden. [sic]. Das macht Tomogramme von hoher Bildqualität verfügbar, wobei die Bildqualität in z-Richtung einheitlich ist und sich durch weitgehende Freiheit von Verfälschungen auszeichnet.

Ausführungsbeispiel 4:

Ausführungsbeispiel 3 stellt einen Fall dar, in dem Tomogramme von hoher Bildqualität, die in z-Richtung eine einheitliche Qualität aufweisen und relativ frei von Verfälschungen sind, durch präzise dreidimensionale Rückprojektion der dreidimensionalen Bildrekonstruktion gewonnen werden, indem z-Richtungs-Koordinatenposition von jeder Ansicht oder von Ansichten in bestimmten Abständen gemessen oder vorausgesagt werden. Genauso können im Falle von Zweiweg-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch Tomogramme von hoher Bildqualität, die in z-Richtung eine einheitliche Qualität aufweisen und relativ frei von Verfälschungen sind, erreicht werden.

40 zeigt die relativen Positionen und die relative Geschwindigkeit der Röntgendaten-Erfassungslinie und dem Objekt bei der Zweiweg-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch. Die folgende Beschreibung entspricht dem Ablauf von 1,5 Runden bei der Zweiweg-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie wird kurz vor dem Zeitpunkt t0 gestartet.

Im Bereich der Zeitpunkte [t0, t1 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z0, z1 bei einer Beschleunigung a1 und einer Anfangsgeschwindigkeit von 0 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t1, t2 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z1, z2 bei einer Beschleunigung 0 und einer konstanten Geschwindigkeit von v1 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t2, t3 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z2, z3 bei einer Verlangsamung a2 und einer Anfangsgeschwindigkeit von v1 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t3, t4 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z3, z4 bei einer Beschleunigung von 0 und einer konstanten Geschwindigkeit v2 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t4, t5 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z4, z5 bei einer Verlangsamung a3 und einer Anfangsgeschwindigkeit v2 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t5, t6 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z5, z4 bei einer Verlangsamung a3 und einer Anfangsgeschwindigkeit von 0 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t6, t7 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z4, z3 bei einer Beschleunigung von 0 und einer konstanten Geschwindigkeit von –v1 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t7, t8 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z3, z2 bei einer Verlangsamung a4 und einer Anfangsgeschwindigkeit –vi statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t8, t9 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z2, z1 bei einer Beschleunigung von 0 und einer konstanten Geschwindigkeit –v2 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t9, t10 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z1, z0 bei einer Beschleunigung a1 und einer Anfangsgeschwindigkeit –v2 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t10, t11 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z0, z1 bei einer Beschleunigung a1 und einer Anfangsgeschwindigkeit von 0 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t11, t12 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z1, z2 bei einer Beschleunigung 0 und einer konstanten Geschwindigkeit v1 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t12, t13 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z2, z3 bei einer Verlangsamung a2 und einer Anfangsgeschwindigkeit von v1 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t13, t14 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z3, z4 bei einer Beschleunigung von 0 und einer konstanten Geschwindigkeit v2 statt.

Im Bereich der Zeitpunkte [t14, t1 findet die Bewegung zwischen den z-Richtungs-Koordinaten [z4, z5 bei einer Verlangsamung a3 und einer Anfangsgeschwindigkeit v2 statt.

Nach dem Zeitpunkt t15 wird die Erfassung der Röntgendaten beendet.

Indem auf diese Weise Zweiweg-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch durchgeführt wird, erhält man eine zeitlich geordnete Abfolge von dreidimensionalen Bildern, welche aus Tomogrammen besteht, die innerhalb des z-Richtungs-Koordinatenbereichs von [z0, z5 in z-Richtung aufeinander folgenden.

In dem oben beschriebenen Fall erhält man als zeitliche Serie von dreidimensionalen Bildern ein dreidimensionales Bild von [t0, t5, ein dreidimensionales Bild von [t5, t10 und ein dreidimensionales Bild von [t10, t15. Indem man die z-Koordinatenposition jeder Ansicht oder Ansichten in bestimmten Abständen misst oder vorhersagt und eine präzise dreidimensionale Rückprojektion von dreidimensionaler Bildrekonstruktion durchführt, können Abweichungen zwischen der vorwärtigen und der rückwärtigen Teilstrecke der Bilder bei der zweifach abbildenden Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch reduziert werden. Besonders beim Anzeigen von dreidimensionalen Bildern in Filmform kann die Abbildung vom dreidimensionalen Bild von [t0, t5, vom dreidimensionalen Bild von [t5, t10 und vom dreidimensionalen Bild von [t10, t15 ohne erkennbare positionelle Abweichung durchgeführt werden.

Ausführungsbeispiel 5

In Bezug auf Ausführungsbeispiel 4 wurde eine Methode zum Erfassen einer zeitlichen Abfolge von dreidimensionaler Bildgebung durch Zweiweg-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch beschrieben. Außerdem ist es möglich als Adaption dieser Methode die vorliegende Erfindung für die Perfusionsmessung einzusetzen, was dadurch geschieht, dass eine zeitlich geordnete Abfolge von zweidimensionalen Bildern der konventionellen Abtastung verwendet wird. Eine zeitlich geordnete Abfolge von dreidimensionalen Bildern, welche durch Zweiweg-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch gewonnen wurde, kann einer dreidimensionalen Profusionsmessung unterzogen werden. Das macht es möglich, die dreidimensionale Lage der Blutkreisläufe zu erfassen.

In diesem Fall von Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch bei mehrfacher Wiederholung einer Strecke wie in 41(b) gezeigt, ist die Zeitauflösung in einem Zeitraum T2 in den z-Richtungs-Koordinatenpositionen z0, za, zb, zc und z3 konstant. Aus diesem Grund kann eine ähnliche Berechnungsmethode wie bei der konventionellen Profusionsmessung durch eine zeitliche Abfolge von zweidimensionalen Bildern angewandt werden.

Allerdings ist im Falle der in 41(a) gezeigten Zweiweg-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch, die Zeitauflösung T11a, T12a, T11a und T12a bei z9 in den z-Rich tungs-Koordinatenpositionen z0, za, zb, zc und z3; da die Zeitauflösung unregelmäßig ist, ist sie mal länger und mal kürzer.

Wie auch immer, für zb gilt T11b = T12b = T13b (vorausgesetzt, dass zb = (z0 + z3)/2 ist), wobei bei T11b eine konstante Zeitauflösung erreicht wird. Also ist bei der Profusionsmessung bei der Zweiweg-Shuttle-Spiralabtastung Vorsicht angebracht, da die Zeitauflösung der Bilder manchmal in Abhängigkeit zur z-Richtungs-Koordinatenposition variiert.

Übrigens sind bei einem Einweg-Abschnitt bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch, wie in 41(a) und 41(b) gezeigt, die z-Richtungs-Koordinatenpositionen zu verschiedenen Zeitpunkten t im Wesentlichen nicht linear, sondern kurvenförmig, wie in 40 gezeigt. In dieser Darstellung sind sie allerdings zu einer geraden Linie vereinfacht.

Ausführungsbeispiel 6

Da es sich bei der Shuttle-Spiralabtastung und bei der Zweiweg-Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch vorwärts und rückwärts in z-Richtung generell um einen Abtastvorgang handelt, der aus Beschleunigungsbereichen, Verlangsamungsbereichen und Bereichen konstanter Geschwindigkeiten (entweder von verschiedenen Geschwindigkeiten oder einer Geschwindigkeit) besteht, ist zur Beibehaltung einer konstanten Bildqualität der Tomogramme in z-Richtung ein automatischer Belichtungsmechanismus für das Röntgen-CT-Gerät notwendig.

Bei diesem Ausführungsmodus der Erfindung bedarf es einer Optimierung der Röntgenröhrenstromstärke bei einem Röntgen-CT-Gerät, das mit einem automatischem Belichtungsmechanismus und Variationen in der Umdrehungen von Projektionsdaten für Bildrekonstruktion ausgestattet ist, wobei der Spiral-Pitch bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder die Shuttle-Spiralabtastung vorwärts und rückwärts in z-Richtung berücksichtigt wird.

Wie in 42, 43 und 44 gezeigt, variiert der Spiral-Pitch bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder bei der Shuttle-Spiralabtastung vor und zurück in z-Richtung oder der Richtung der Zeitpunkte t. Bei den relativen Bewegungen von Objekt und Datenerfassungslinie ist der Spiral-Pitch 0, insbesondere zum Startpunkt z0 und zum Stopppunkt z3. Daher kommt es in einigen Fällen dazu, dass die Liege 12 und der Bildgebungstisch 19, auf welchem sich das Objekt der Datenerfassungslinie befindet, zum Startzeitpunkt z0 sowie zum Stoppzeitpunkt z3 in Bezug auf die relative Bewegung von Objekt und Datenerfassungslinie für eine bestimmte Zeitlänge im Stillstand befindet. Außerdem kann das S/N-Verhältnis verbessert werden, wenn zum Zeitpunkt der Beschleunigung oder Verlangsamung der Liege 12 oder des Bildgebungstisches 10, auf denen sich das Objekt oder die Datenerfassungslinie befindet, Röntgenprojektionsdaten von mehr als einer Umdrehung für die Bildrekonstruktion verwendet werden.

Bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder bei der Shuttle-Spiralabtastung vor und zurück in z-Richtung (gezeigt in 42) werden die z-Koordinaten wie folgt reguliert.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t0, t1 gesehen wird, steht bei z0 still.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t1, t2 gesehen wird, bewegt sich zwischen [z0, z1 mit einer Beschleunigung.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t2, t3 gesehen wird, bewegt sich zwischen [z1, z2 bei konstanter Geschwindigkeit.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t3, t4 gesehen wird, bewegt sich zwischen [z2, z3 unter Verlangsamung.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t4, t5 gesehen wird, steht bei z3 still.

Der Spiral-Pitch wird wie folgt reguliert.

Er beträgt 0 zwischen den Zeitpunkten [t0, t1.

Er wird zwischen den Zeitpunkten [t1, t2 beschleunigt.

Er ist bei einem Spiral-Pitch HP1 zwischen den Zeitpunkten [t2, t3 konstant.

Er wird zwischen den Zeitpunkten [t3, t4 verlangsamt.

Er nimmt zwischen den Zeitpunkten [t4, t5 wieder den Wert 0 an.

Die Röntgen-Projektionsdaten zum Einsatz für die Bildrekonstruktion [werden] wie folgt reguliert, vorausgesetzt, dass gilt n > 1, wie in 42 gezeigt.

Sie durchlaufen eine Umdrehung zum Zeitpunkt 10.

Röntgenprojektionsdaten vom maximalen Wert n Umdrehungen werden auf dem Weg zwischen den Zeitpunkten [t0, t2 verwendet.

Sie kehren zum Zeitpunkt t2 wieder zu einer Umdrehung zurück.

Sie bleiben konstant bei einer Umdrehung zwischen den Zeitpunkten [t2, t3.

Sie durchlaufen eine Umdrehung zum Zeitpunkt t3, aber zwischen den Zeitpunkten [t3, t5 werden die Röntgen-Projektionsdaten des maximalen Werts n Umdrehungen verwendet.

Sie kehren zum Zeitpunkt t5 wieder zu einer Umdrehung zurück.

Besonders in den Bereichen, in denen der Spiral-Pitch 1 oder weniger beträgt, kann der Umfang der Röntgen-Projektionsdaten, die zur Bildrekonstruktion herangezogen werden, größer sein. Dies trägt zu einer Verbesserung der Bildqualität bei. Das gilt besonders bei der Beschleunigung oder der Verlangsamung der Shuttle-Spiralabtastung und der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch vor und zurück in z-Richtung.

In diesem Fall werden die Röntgen-Projektionsdaten, die zur Bildrekonstruktion herangezogen werden, zwischen den Zeitpunkten [t0, t5 und den Zeitpunkten [t2, t3 einer Drehung unterzogen, um sie zwischen den Zeitpunkten [t0, t5 mehr an die Bildrekonstruktion bei der gebräuchlichen konventionellen Abtastung (axiale Abtastung) und zwischen den Punkten [t2, t3 mehr an die Bildrekonstruktion bei der Spiralabtastung anzupassen.

Im Hinblick auf die Tatsache, dass die Regulierung der Röntgenröhrenstromstärke zwischen den Zeitpunkten [t0, t4 die Einheitlichkeit der Bildqualität gewährleistet, wird die Röntgenröhrenstromstärke wie in 42 gezeigt reguliert, vorausgesetzt, dass gilt mA2 > mA1.

Zum Zeitpunkt t0 beträgt die Röntgenröhrenstromstärke mA2.

Im Bereich zwischen den Zeitpunkten [t0, t2, wird die Röntgenröhrenstromstärke auf ihr Minimum mA1 gebracht Zum Zeitpunkt t2, kehrt sie zu mA2 zurück.

Zwischen den Zeitpunkten [t2, t3, ist die Röntgenröhrenstromstärke konstant auf mA2.

Zum Zeitpunkt t3 läuft die Röntgenröhre bei minimaler Stromstärke mA2.

Zwischen den Zeitpunkten [t3, t5 wird die minimale Röntgenröhrenstromstärke mA1 eingesetzt.

Zum Zeitpunkt t5 die Röntgenröhrenstromstärke auf mA2 zurück.

Übrigens kann durch die Regulierung des Verhältnisses von Spiral-Pitch HP zum Produkt von Röntgenröhrenstromstärke mA und Länge L des Bereichs der Röntgenprojektionsdaten, welches entsprechend der untenstehenden (Formel 22) für die Bildrekonstruktion verwendet wird, zwischen den Zeitpunkten [t0, t2 und zischen den Zeitpunkten [t3, t5 eine gleich bleibende Qualitätsstufe der Bilder in z-Richtung gewährleistet werden.

Mathematischer Ausdruck 18

Indem das Verhältnis der Produkte von Röntgenröhrenstromstärke mA und der Länge L des Bereichs der Röntgenprojektionsdaten zum Spiral-Pitch HP konstant oder im Wesentlichen konstant gehalten wird, kann ein gleich bleibendes Qualitätsniveau der Bilder in z-Richtung gewährleistet werden.

Bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder der Shuttle-Spiralabtastung vor und zurück in t-Richtung (dargestellt in 43) werden die Koordinaten der Röntgen-Datenerfassungslinie aus Sicht der behandelten Person folgendermaßen reguliert.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t0, t1 gesehen wird, steht bei z0 still.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t1, t2 gesehen wird, bewegt sich zwischen [z0, z1 mit einer Beschleunigung.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t2, t3 gesehen wird, bewegt sich zwischen [z1, z2 bei konstanter Geschwindigkeit.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t3, t4 gesehen wird, bewegt sich zwischen [z2, z3 unter Verlangsamung.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t4, t5 gesehen wird, steht bei z3 still.

Der Spiral-Pitch wird wie folgt reguliert.

Er beträgt 0 zwischen den Zeitpunkten [t0, t1.

Er wird zwischen den Zeitpunkten [t1, t2 beschleunigt.

Er ist bei einem Spiral-Pitch HP1 zwischen den Zeitpunkten [t2, t3 konstant.

Er wird zwischen den Zeitpunkten [t3, t4 verlangsamt.

Er wird innerhalb der Zeitpunkte [t4, t5 wieder 0 Die Röntgendaten-Erfassungslinie zum Einsatz für die Bildrekonstruktion [wird] wie folgt reguliert, vorausgesetzt, dass gilt n > 1.

Zwischen den Zeitpunkten [t0, t2, geht sie von n Umdrehungen auf eine Umdrehung zurück.

Zwischen den Zeitpunkten [t2, t3 läuft sie bei 1 Umdrehung konstant.

Zwischen den Zeitpunkten [t3, t4, steigt sie von einer auf n Umdrehungen.

So werden zwischen den Zeitpunkten [t0, t2 und zwischen den Zeitpunkten [t3, t4 mehr Projektionsdaten verwertet, so dass die Bildqualität verbessert wird. Um gleich bleibende Bildqualität zwischen den Zeitpunkten [t0, t4 zu gewährleisten, kann die Röntgenröhrenstromstärke zwischen den Zeitpunkten [t0, t2 und zwischen den Zeitpunkten [t3, t4 reduziert werden.

Besonders in den Bereichen, in denen der Spiral-Pitch 1 oder weniger beträgt, kann der Umfang der Röntgen-Projektionsdaten, die zur Bildrekonstruktion herangezogen werden, größer sein, was dazu beiträgt, dass die Bildqualität besser wird. Dies ist besonders bei der Beschleunigung und der Verlangsamung der Shuttle-Spiralabtastung und der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch der Fall.

Aus diesem Grund wird darauf abgezielt, die Röntgenröhrenstromstärke so zu regulieren, dass die Bildqualität zwischen den Zeitpunkten [t0, t4 konstant bleibt. Die Röntgenröhrenstromstärke wird wie in 43 reguliert, vorausgesetzt, dass mA2 > mA1 ist.

Zum Zeitpunkt 10 beträgt die Röntgenröhrenstromstärke mA1.

Zwischen den Zeitpunkten [t0, t2, steigt die Röntgenröhrenstromstärke von mA1 auf mA2.

Zum Zeitpunkt t2 nimmt die Röntgenröhrenstromstärke den Wert mA2 an.

Zwischen den Zeitpunkten [t2, t3 liegt die Röntgenröhrenstromstärke konstant bei mA2.

Zum Zeitpunkt t3 beträgt die Röntgenröhrenstromstärke mA2.

Zwischen den Zeitpunkten [t3, t5 sinkt die Röntgenröhrenstromstärke von mA2 auf mA1.

Zum Zeitpunkt t5 kehrt die Röntgenröhrenstromstärke zum Wert mA1 zurück.

Im Übrigen kann durch die Regulierung des Verhältnisses von Spiral-Pitch HP zum Produkt von Röntgenröhrenstromstärke mA und Länge L des Bereichs der Röntgenprojektionsdaten, das in Übereinstimmung mit der Obenstehenden (Formel 22) zur Bildrekonstruktion eingesetzt wird, zwischen den Zeitpunkten [t0, t2 und zwischen den Zeitpunkten [t3, t5 eine gleich bleibende Qualitätsstufe der Bilder in z-Richtung gewährleistet werden.

Indem das Verhältnis der Produkte von Röntgenröhrenstromstärke mA und der Länge L des Bereichs der Röntgenprojektionsdaten zum Spiral-Pitches HP konstant oder im Wesentlichen konstant gehalten wird, kann ein gleich bleibendes Qualitätsniveau der Bilder in z-Richtung gewährleistet werden.

In diesem Fall werden die Projektionsdaten für die Bildrekonstruktion zwischen den Zeitpunkten [t2, t3 um eine Umdrehung rotiert, um sie zwischen den Zeitpunkten [t2, t3 an die Bildrekonstruktion durch normale Spiralabtastung anzupassen. Zwischen den Zeitpunkten [t0, t2 und zwischen den Zeitpunkten [t3, t5 nimmt die Fortschrittsgeschwindigkeit in z-Richtung und relative Geschwindigkeit zwischen dem Bildgebungstisch und der Datenerfassungslinie während der Annäherung an den Zeitpunkt t0 bzw. t5 ab.

Auf diese Weise wird bei einer Vergrößerung der Schnittdicke, welche die Dicke des Tomogramms in z-Richtung darstellt, eine Verbesserung in Bezug auf das Bildrauschen erreicht, und zwar ohne dass die Auflösung des Tomogramms in z-Richtung darunter leidet. Dadurch soll eine Senkung der Röntgenröhrenstromstärke und eine Reduktion der Strahlenbelastung erreicht werden. Aus diesem Grund werden zum Zeitpunkt t0 und dem Zeitpunkt t5 Röntgenprojektionsdaten von n Umdrehungen für die Bildrekonstruktion verwendet.

Bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder Shuttle-Spiralabtastung (illustriert in 44), werden die z-Koordinaten wie folgt reguliert.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t0, t1 gesehen wird, steht bei z0 still.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t1, t2 gesehen wird, bewegt sich zwischen [z0, z1 mit einer Beschleunigung.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t2, t3 gesehen wird, bewegt sich zwischen [z1, z2 bei konstanter Geschwindigkeit.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t3, t4 gesehen wird, bewegt sich zwischen [z2, z3 mit einer Beschleunigung.

Die Röntgendaten-Erfassungslinie, wie sie von der untersuchten Person zwischen den Zeitpunkten [t4, t5 gesehen wird, steht bei z3 still.

Der Spiral-Pitch wird wie folgt reguliert.

Er beträgt 0 zwischen den Zeitpunkten [t0, t1.

Er wird zwischen den Zeitpunkten [t1, t2 beschleunigt.

Er bleibt bei einem Spiral-Pitch HP1 zwischen den Zeitpunkten [t2, t3 konstant.

Er wird zu den Zeitpunkten [t3, t4 verlangsamt.

Er wird zwischen den Zeitpunkten [t4, t5 wieder 0 Die Röntgenprojektionsdaten, die zur Bildrekonstruktion herangezogen werden, werden konstant gehalten und zwischen den Zeitpunkten [t0, t5 um eine Umdrehung gedreht. In diesem Fall besteht die Priorität darin, die Zeitauflösung des Tomogramms konstant zu halten.

Aus diesem Grund soll die Röntgenröhrenstromstärke so reguliert werden, dass die Bildqualität zwischen den Zeitpunkten [t0, t4 konstant bleibt. Die Röntgenröhrenstromstärke wird wie in 44 gezeigt reguliert, vorausgesetzt dass gilt mA2 > mA1.

Zum Zeitpunkt t0 beträgt die Röntgenröhrenstromstärke mA1.

Zwischen den Zeitpunkten [t0, t2, steigt die Röntgenröhrenstromstärke von mA1 auf mA2. Im Übrigen steigt die Röntgenröhrenstromstärke, wenn sich der Spiral-Pitch erhöht. Es ist ratsam, das Verhältnis von Spiral-Pitch und der Röntgenröhrenstromstärke konstant oder im Wesentlichen konstant zu halten.

Zum Zeitpunkt t2, nimmt die Röntgenröhrenstromstärke den Wert mA2 an

Zwischen den Zeitpunkten [t2, t3, ist die Röntgenröhrenstromstärke konstant auf mA2.

Zum Zeitpunkt t3 beträgt die Röntgenröhrenstromstärke mA2

Zwischen den Zeitpunkten [t3, t5 sinkt die Röntgenröhrenstromstärke von mA2 auf mA1. Wenn der Spiral-Pitch noch einmal kleiner wird, sinkt auch die Röntgenröhrenstromstärke. Es ist ratsam, das Verhältnis von Spiral-Pitch und Röntgenröhrenstromstärke konstant oder im Wesentlichen konstant zu halten.

Zum Zeitpunkt t5 kehrt die Röntgenröhrenstromstärke zu mA1 zurück.

In diesem Fall dient die Regulierung dazu, die Bildqualität von Tomogrammen in der normalen konventionellen Abtastung und Spiralabtastung [zu realisieren], wie in 42 illustriert. Die Regulierung, wie sie in 43 dargestellt wird, dient dazu, die Belastung durch Röntgenstrahlung während der Beschleunigung und der Verlangsamung zu reduzieren, ohne die Bildqualität zu beeinträchtigen. Die Regulationsmethode, die in 44 dargestellt wird, zielt darauf ab, die Zeitauflösung der Tomogramme konstant zu halten.

In diesem Fall steht vor allem die Regulierung des Spiral-Pitches im Vordergrund, welcher neben der für die Bildrekonstruktion genutzten Datenmenge und der Röntgenröhrenstromstärke eine Variable für die Bildqualität von Tomogrammen darstellt. Anstatt in erster Linie die Röntgenröhrenstromstärke als Variable zur Kontrolle der Bildqualität bei Tomogrammen einzusetzen, wurden mit Hinblick auf die Kompatibilität mit der [Variationstabelle] der Röntgenröhrenstromstärke in z-Richtung, welche durch Vortestbilder ermittelt wurde, anderen Variablen zur Kontrolle der Bildqualität der Vorzug gegeben. Durch die Veränderung dieser Variablen wurde die [Variationstabelle] der Röntgenröhrenstromstärke in z-Richtung, welche durch Vortestbilder ermittelt wurde, korrigiert.

Durch die Regulierung der Röntgenröhrenstromstärke kann eine automatische Belichtungsfunktion für das Röntgen-CT-Gerät realisiert werden.

Der Verarbeitungsprozess bei dem oben beschriebenen Ausführungsmodus (wie in 42, 43 und 44 dargelegt) wird unten nachvollzogen:

Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder Shuttle-Spiralabtastung, welche in 42, 43 und 44 dargestellt werden, werden im Zuge des Verarbeitungsablaufs, der in 45 aufgezeigt wird, reguliert.

In Schritt A11 wird der Profilbereich in jeder z-Richtung durch Vortestbilder ermittelt, um die optimale Röntgenröhrenstromstärke in jeder Position z-Richtung zu identifizieren.

In Schritt A12 wird davon ausgegangen, dass z = zs gilt, vorausgesetzt, das zs die Startkoordinate in z-Richtung darstellt.

In Schritt A13 wird der Spiral-Pitch in jeder Position in z-Richtung anhand des Funktionskontrollschemas der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch und der Shuttle-Spiralabtastung ermittelt.

In Schritt A14 wird der Datenumfang, der zur Bildrekonstruktion in jeder z-Richtung benutzt werden soll, anhand des Funktionskontrollschemas ermittelt.

In Schritt A15 werden der Spiral-Pitch, der mit Hilfe des Funktionskontrollschemas bestimmt wird, und die zu verwertende Datenmenge (basierend auf dem Umfang der Daten, die zur Bildrekonstruktion herangezogen werden) berücksichtigt, und die optimale Röntgenröhrenstromstärke wird entsprechend korrigiert.

In Schritt A16 wird beurteilt, ob die Röntgenröhrenstromstärke in z-Richtung ausgegeben werden kann oder nicht. Wenn JA, erfolgt der Übergang zu Schritt A17, wenn NEIN, dann zu Schritt A18.

In Schritt A17 wird z = z + &Dgr;z angenommen.

In Schritt A18 wird die Filterung des Projektionsdatenraums in Tunnelrichtung durchgeführt.

In Schritt A19 wird beurteilt, ob z gleich oder größer als ze ist, und wenn z gleich oder größer als ze ist, also JA, wird der Verarbeitungsvorgang abgeschlossen. Wenn z nicht gleich und nicht größer als ze ist, also NEIN, erfolg die Rückkehr zu A13, vorausgesetzt, dass die z-Richtungs-Endkoordinate ze ist.

Im Übrigen könnte im oben beschriebenen Fall ein ähnlicher Effekt erzielt werden, wenn der Spiral-Pitch oder andere für die Bildqualität relevante Variablen außer der Länge des Bereichs verwendet werden. Letztere wird bei den Röntgenprojektionsdaten als Bildqualitätvariable bei der Bildrekonstruktion von Tomogrammen verwendet und gehört zu den Variablen, welche gegenüber der Röntgenröhrenstromstärke mit Priorität genutzt werden sollten.

Das Röntgen-CT-Gerät 100, das Röntgen-CT-Gerät oder die Röntgen-CT-Bildgebungsmethode gemäß Erfindung ermöglichen eine Reduzierung der Röntgenstrahlenbelastung durch den sich in z-Richtung ausbreitenden Röntgenkegelstrahl bei der konventionellen Abtastung (axiale Abtastung) oder Cine-Scanning oder bei der Spiralabtastung. Diese Belastung tritt in der Anfangs- und Endphase der konventionellen Abtastung (axialen Abtastung) oder des Cine-Scanning oder der Spiralabtastung durch das Röntgen-CT-Gerät auf, welches mit einem konventionellen Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor oder mit einem zweidimensionalen Röntgenstrahlungsdetektor in Form eines Flat-Panel-Röntgenstrahlungsdetektors ausgestattet ist.

Im Übrigen kann es sich bei der Bildrekonstruktionsmethode in dieser Ausführungsform um die gängige dreidimensionale Bildrekonstruktionsmethode nach der bereits bekannten Methode von Feldkamp handeln. Es könnte sich sogar um eine andere dreidimensionale Bildrekonstruktionsmethode handeln.

Außerdem werden in dieser Ausführungsform eine einheitliche Schnittdicke innerhalb der Zeilen und eine gute Bildqualität in Bezug auf Verfälschungen und Rauschen erzielt, indem Faltungsfilter in Zeilenrichtung (z-Richtung) mit je nach Zeile unterschiedlichen Koeffizienten eingesetzt werden. Dadurch werden Abweichungen in der Bildqualität aufgrund von Unterschieden zwischen den Röntgen-Kegelwinkeln ausgeglichen. Zu diesem Zweck können viele z-Richtungs-Filterkoeffizienten eingesetzt werden, die alle einen ähnlichen Effekt erzielen.

Obwohl diese Ausführungsform unter der Annahme beschrieben wurde, dass das Röntgen-CT-Gerät für medizinische Zwecke eingesetzt wird, kann es genauso gut als ein Röntgen-CT-Gerät für die industrielle Nutzung oder als ein Röntgen-CT-PET-Gerät oder ein Röntgen-CT-SPECT-Gerät in Kombination mit einem anderen Gerät verwendet werden.

Auch wenn die Optimierung des z-Filterkoeffizienten des Projektionsdatenraums und des z-Filterkoeffizienten des Bilddatenraums bei dieser Ausführungsform in 31 im Zusammenhang mit dem Fall der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch angesprochen worden ist, sind tatsächlich verschiedene Arten der Optimierung denkbar. Diese wären dann von den Unterschieden in der Verarbeitungsdauer, der Bildqualität und den Zielen in Bezug auf die Schnittdicke abhängig. Man kann davon ausgehen, dass bei anderen Fällen wie der konventionellen Abtastung (axiale Abtastung) oder dem Cine-Scanning oder der Spiralabtastung oder Shuttle-Spiralabtastung ganz ähnliche Effekte auftreten.

Die Schnittdicke von Tomogrammen, die im Zuge der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder der Shuttle-Spiralabtastung durch ein Röntgen-CT-Gerät gewonnen wurden, welches mit einem Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor oder einem zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektor mit Matrixqstruktur in Form eines Flat-Panel-Röntgenstrahlungsdetektors (24) ausgestattet ist, wird reguliert, um eine Verbesserung der Bildqualität zu erreichen. Bei einer Bildrekonstruktion bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder der Shuttle-Spiralabtastung wird die Schnittdicke dadurch reguliert, dass mindestens einer oder eine Kombination der folgenden Methoden eingesetzt werden: z-Filterfaltung, in z-Richtung aufeinander folgende Bildbearbeitete Tomogramme und Bildrekonstruktion durch die Multiplikation jeder Ansicht der Röntgenprojektionsdaten mit einem Gewichtungskoeffizienten. Diese Funktionen machen es möglich, bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch die Schnittdicke der Tomogramme in dem gesamten Bildgebungsbereich oder in jedem einzelnen der Bildgebungsbereiche zu vereinheitlichen oder eine gewünschte Schnittdicke der Tomogramme zu erzielen.


Anspruch[de]
Röntgen-CT-Gerät (100) umfassend:

Vorrichtungen zur Röntgendatenerfassung zur Erfassung von Röntgenprojektionsdaten, welche von einem Objekt übertragen werden, welches zwischen einer Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung (21) und einem Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor (24) platziert ist, während die Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung (21) und der Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektor (24) um ein zwischen ihnen befindliches Rotationszentrum herum rotieren;

Vorrichtungen zur Bildrekonstruktion (3) zur Durchführung von Bildrekonstruktionen auf der Basis der Projektionsdaten, welche durch die Vorrichtung zur Röntgendatenerfassung gewonnen wurden;

Bildanzeigevorrichtungen (6) zum Anzeigen von Tomogrammen, welche im Zuge der Bildrekonstruktion gewonnen wurden; und Vorrichtungen zur Einstellung von Abtastbedingungen (2), um verschiedene Abtastbedingungen bei der Tomographie-Abtastung einzustellen,

dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtungen zur Röntgendatenerfassung (20) bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch einsetzbar sind, bei der Röntgenprojektionsdaten eines auf dem Bildgebungstisch (10) befindlichen Objekts dadurch erfasst werden, dass der Bildgebungstisch (10) bewegt wird, wobei die relative Geschwindigkeit zur Gantry in einer z-Richtung parallel zur senkrechten xy-Ebene variiert wird, bei welcher es sich um die Rotationsebene der Vorrichtung zur Röntgenstrahlengenerierung und des Mehrzeilen-Röntgenstrahlungsdetektors (24) handelt, und bei der das Starten der Röntgendatenerfassung und das Starten der Bewegung des Bildgebungstisches (10) in Relation zur Gantry und/oder das Beenden der Röntgendatenerfassung und das Beenden der Bewegung des Bildgebungstisches (10) in Relation zu der Gantry (20) unabhängig voneinander ausgeführt werden können.
Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Vorrichtungen zur Röntgendatenerfassung bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch einsetzen lassen, bei der das Starten der Röntgenda tenerfassung nach dem Starten der Bewegung des Bildgebungstisches (10) in Relation zur Gantry durchgeführt wird. Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Vorrichtungen zur Röntgendatenerfassung bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch einsetzen lassen, bei der das Beenden der Bewegung des Bildgebungstisches (10) in Relation zur Gantry (20) nach der Beendung der Röntgendatenerfassung erfolgt. Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Vorrichtungen zur Röntgendatenerfassung bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch einsetzen lassen, bei dem das Starten der Bewegung des Bildgebungstisches (10) in Relation zur Gantry (20) nach dem Start der Röntgendatenerfassung durchgeführt wird. Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Vorrichtungen zur Röntgendatenerfassung bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch einsetzen lassen, bei der das Beenden der Röntgendatenerfassung nach der Beendung der Bewegung des Bildgebungstisches (10) in Relation zur Gantry (20) erfolgt. Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Erfassung von Röntgendaten dadurch ausgeführt wird, dass eine Rotationseinheit (26) der Gantry (20) während eines Zeitraums, zu dem Bildgebungstisch (10) und Gantry (20) sich in Relation zu einander im Stillstand befinden, rotiert wird. Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Ansichtswinkel, bei dem die Rotationseinheit der Gantry (20) rotiert, um Röntgendaten während des Zeitraums zu gewinnen, zu dem der Bildgebungstisch (10) und die Gantry (20) sich in Relation zu einander im Stillstand befinden, nicht weniger beträgt als der Fächerwinkel + 180 Grad, Röntgen-CT-Gerät (100) nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtungen zur Röntgendatengewinnung eine Gantry (20) umfassen, die Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch bei einer Neigung zur xy-Ebene ausführt.






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