Die vorliegende Erfindung betrifft ein Röntgen-CT-(Computertomographie)-Gerät und ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren, und insbesondere ein Röntgen-CT-Gerät und ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren, welche, wenn herkömmliches Scannen (Axial-Scannen) oder Kine-Scannen mittels eines Röntgen-CT-Gerätes mit einem Röntgenflächendetektor mit Matrixstruktur, typischerweise einem mehrzeiligen Röntgendetektor oder einer flachen Platte, in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der Körperachsenrichtung (z-Achsenrichtung) eines Untersuchungsgegenstandes durchgeführt werden soll, eine Verbesserung der von der Position der rekonstruierten Ebene abhängigen Ungleichmäßigkeit der Bildqualität und eine Verringerung aller nutzlos bestrahlten Bereiche ermöglichen.

Techniken, mittels derer herkömmliches Scannen durch ein Röntgen-CT-Gerät mit einem mehrzeiligen Röntgendetektor in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung durchgeführt werden, sind bereits bekannt (siehe beispielsweise JP-A Nr. 250794/2003).

Andererseits sind, um eine Bestrahlung eines Bereichs weiter vorne in der Linearverschiebungsrichtung als der Linearverschiebungsbereich, in dem Projektionsdaten zu erfassen sind, wenn Spiralscannen durchgeführt werden soll, Röntgen-CT-Geräte bekannt, die mit einem Kollimator vorwärts in der Linearverschiebungsrichtung die Endflächenposition des Röntgenstrahls in einem Bereich vorwärts in der Linearverschiebungsrichtung zum Zeitpunkt des Starts der Bestrahlung mit Röntgenstrahlen begrenzen, und die mit einem Kollimator rückwärts in der Linearverschiebungsrichtung die Endflächenposition des Röntgenstrahls in einem Bereich rückwärts in der Linearverschiebungsrichtung zum Zeitpunkt der Beendigung der Bestrahlung mit den Röntgenstrahlen begrenzen (siehe beispielsweise JP-A Nr. 320609/2002).

28 stellt einen ersten Fall des Stands der Technik dar, in dem herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen mit einem Röntgen-CT-Gerät mit einem mehrzeiligen Röntgendetektor 24 in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung ausgeführt wird.

In diesem ersten Fall des Stands der Technik wird herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen in unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung z1, z3 (= z1 + D), z5 (= z3 + D) und z7 (= z5 + D) durchgeführt, und Tomogramme auf Rekonstruktionsebenen P0 bis P8 oder Tomogrammen in zufälligen Positionen zwischen P0 und P8 einer Bildrekonstruktion auf der Basis von Projektionsdaten unterworfen, die erfasst worden sind. In diesen Gleichungen ist D die Breite des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 in der z-Achsenrichtung auf der Drehpunktachse IC einer Röntgenröhre 21 und des mehrzeiligen Röntgendetektors 24, wenn der mehrzeilige Röntgendetektor 24 von dem Fokus der Röntgenröhre 21 aus betrachtet wird, und ist etwa 1/2 von der Breite des tatsächlichen mehrzeiligen Röntgendetektors 24 in der z-Achsenrichtung.

29 stellt herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen in der Scanposition z1 dar. 30 stellt herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen in der Scanposition z3 dar.

Projektionsdaten, um Pixel auf der Rotationsachse des Tomogramms auf der Rekonstruktionsebene P0 einer Bildrekonstruktion zu unterwerfen, können nur durch herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen in der in 29 dargestellten Scanposition z1 erfasst werden, da die Rekonstruktionsebene P0 an einem Ende positioniert ist. Ferner können Projektionsdaten bezüglich des Pixels g in der in 29 dargestellten Rekonstruktionsebene P0 beispielsweise nur in dem in 29(b) dargestellten Betrachtungswinkel erzielt werden, jedoch nicht in dem in 29(a) dargestellten Betrachtungswinkel. Ferner ist der Röntgenstrahl CB stark in Bezug auf die Rekonstruktionsebene P0 geneigt. Dieses führt zu einem Problem, dass die Bildqualität des Tomogramms auf der Rekonstruktionsebene P0 durch das Auftreten von Artefakten verschlechtert wird. Ebenso besteht auch ein Problem, dass die Bildqualität des Tomogramms auf der Rekonstruktionsebene P8 an dem anderen Ende ebenfalls verschlechtert wird. Ferner besteht ein weiteres Problem, dass nutzlos bestrahlte Bereiche außerhalb der Rekonstruktionsebenen P0 und P8 an den zwei Enden auftreten.

Dann können sie, obwohl Projektionsdaten zur Unterwerfung unter das Tomogramm auf der Rekonstruktionsebene P1 nur mittels herkömmlichem Scannen oder Kine-Scannen in der in 29 dargestellten Scanposition z1 erhalten werden können, diese bezüglich jedes Pixels in jedem Sichtwinkel erhalten werden. Ferner ist der Röntgenstrahl CB nicht in Bezug auf die Rekonstruktionsebene P1 geneigt. Demzufolge ist die Bildqualität des Tomogramms der Rekonstruktionsebene P1 ausreichend hoch.

Anschließend können Projektionsdaten zur Unterwerfung unter das Tomogramm auf der Rekonstruktionsebene P2 durch herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen in der in 29 dargestellten Scanposition z1 und durch herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen in der in 30 dargestellten Scanposition z3 erhalten werden. Jedoch können beispielsweise Projektionsdaten bezüglich des Pixels g auf der in 29 und 30 dargestellten Rekonstruktionsebene P2 bei dem in 29(b) und 30(b) dargestellten Sichtwinkel erhalten werden, aber nicht bei dem in 29(a) und 30(a) dargestellten Sichtwinkel. Ferner ist der Röntgenstrahl CB stark in Bezug auf die Rekonstruktionsebene P2 geneigt. Demzufolge besteht ein Problem, dass die Bildqualität des Tomogramms der Rekonstruktionsebene P2, obwohl es besser als das Tomogramm der Rekonstruktionsebene P0 ist, schlechter als die des Tomogramms der Rekonstruktionsebene P1 ist.

31 stellt einen zweiten Fall nach dem Stand der Technik dar, in welchem herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen mittels eines Röntgen-CT-Gerätes mit einem mehrzeiligen Röntgendetektor in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung durchgeführt wird.

In diesem zweiten Fall nach dem Stand der Technik wird herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen in unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung, z0, z2, z4, z6 und z8 durchgeführt und Tomogramme auf den Rekonstruktionsebenen P0 bis P8 werden einer Bildrekonstruktion auf der Basis der Projektionsdaten unterworfen, die erfasst worden sind.

In diesem Falle ist die Bildqualität der Tomogramme der Rekonstruktionsebenen P0, P2 und P8 ausreichend hoch. Jedoch besteht ein Problem dahingehend, dass die Bildqualität des Tomogramms auf der Rekonstruktionsebene P1 schlechter als die der Tomogramme auf den Rekonstruktionsebenen P0, P2 und P8 ist.

Daher besteht eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung in der Verbesserung der von der Position der rekonstruierten Ebene abhängigen Ungleichmäßigkeit der Bildqualität, wenn herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen durch ein Röntgen-CT-Gerät mit einem mehrzeiligen Röntgendetektor in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsen durchgeführt wird.

Gemäß ihrem ersten Aspekt schafft die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät, das dadurch gekennzeichnet ist, dass es ausgestattet ist mit: einer Projektionsdaten-Erfassungsvorrichtung um, während sich eine Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und ein der Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung gegenüberliegender mehrzeiliger Röntgendetektor in einer xy-Ebene um eine zwischen der Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und dem mehrzeiligen Detektor angeordnete Drehpunktachse drehen, Projektionsdaten eines dazwischen angeordneten Untersuchungsgegenstandes zu erfassen; einem Kollimator, um die Öffnungsbreite eines den Röntgenflächendetektor bestrahlenden Röntgenstrahls in einer Richtung senkrecht zu der xy-Ebene zu steuern; einem Scan-Tisch zum Verschieben des Untersuchungsgegenstandes in der z-Achsenrichtung; einer Bildrekonstruktionsvorrichtung zur Bildrekonstruktion von Tomogrammen auf der Basis der Projektionsdaten, die erfasst worden sind; einer Bildanzeigeeinrichtung zum Anzeigen der Tomogramme nach Unterziehung unter die Bildrekonstruktion; einer Scanbedingungs-Einstellvorrichtung zum Einstellen verschiedener Scanbedingungen zum Erfassen der Projektionsdaten; und einer Steuerung, um, wenn herkömmliches Scannen (Axial-Scannen) oder Kine-Scannen in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung durchgeführt wird, an beiden Positionen den Kollimator zu steuern, dass er die Breite des Röntgenstrahls zu D/2 oder angenähert D/2 in Bezug auf eine Breite D eines mehrzeiligen Röntgendetektors auf der Drehpunktsachse macht, oder den Ausdehnungswinkel des Röntgenstrahls zu &thgr;/2 oder angenähert &thgr;/2 in Bezug auf einen Detektorwinkel &thgr; macht, und um den Scan-Tisch so zu steuern, dass der Zwischenabstand zwischen einer Scanposition und einer weiteren Scanposition nicht größer als D ist.

Das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem ersten Aspekt kann, sobald die Rekonstruktionsebene innerhalb des Bereichs der ersten Scanposition bis zu der letzten Scanposition eingestellt ist, Projektionsdaten in jedem Sichtwinkel für jedes einzelne Pixel auf den Rekonstruktionsebenen an beiden Enden erhalten, und verringert die Neigung des Röntgenstrahls in Bezug auf die Rekonstruktionsebene. Demzufolge wird die Bildqualität von Tomogrammen selbst auf den Rekonstruktionsebenen an beiden Enden ausreichend. Ferner können, da der Zwischenabstand zwischen einer Scanposition und einer weiteren Scanposition auf nicht mehr als D gehalten wird, die Neigung des Röntgenstrahls und dessen Schwankungen auf einer Rekonstruktionsebene reduziert werden, die zwischen einer Scanposition und einer weiteren Scanposition angeordnet ist, und es dadurch ermöglicht werden, die Bildqualität von Tomogrammen zu verbessern. Daher kann die von der Position der rekonstruierten Ebene abhängige Ungleichmäßigkeit der Bildqualität verbessert werden. Ferner kann, da die Breite des Röntgenstrahls in den Scanpositionen an beiden Enden verschmälert wird, jeder nutzlos bestrahlte Bereich verringert werden.

Gemäß ihrem zweiten Aspekt stellt die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass es ausgestattet ist, mit: einer Projektionsdaten-Erfassungsvorrichtung um, während sich eine Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und ein der Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung gegenüberliegender mehrzeiliger Röntgendetektor innerhalb einer xy-Ebene um eine zwischen der Röntgenerzeugungsvorrichtung und dem mehrzeiligen Detektor positionierte Drehpunktachse, drehen, Projektionsdaten eines dazwischen positionierten Untersuchungsgegenstandes zu erfassen; einem Kollimator, um die Öffnungsbreite eines den Röntgenflächendetektor in einer Richtung senkrecht zu der xy-Ebene bestrahlenden Röntgenstrahls zu steuern; einem Scan-Tisch, um den Untersuchungsgegenstand in der z-Achsenrichtung zu verschieben; einer Bildrekonstruktionsvorrichtung zur Bildrekonstruktion von Tomogrammen auf der Basis der Projektionsdaten, die erfasst worden sind; einer Bildanzeigeeinrichtung, um einer Bildrekonstruktion unterzogene Tomogramme anzuzeigen; einer Scanbedingungs-Einstellvorrichtung, um verschiedene Scanbedingungen zum Erfassen der Projektionsdaten einzustellen; und einer Steuerung, um, wenn herkömmliches Scannen (Axial-Scannen) oder Kine-Scannen in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung durchgeführt wird, an beiden Positionen den Kollimator zu steuern, dass er die Breite des Röntgenstrahls zu D/2 oder angenähert D/2 in Bezug auf eine Breite D eines mehrzeiligen Röntgendetektors auf der Drehpunktsachse macht, oder den Ausdehnungswinkel des Röntgenstrahls zu &thgr;/2 oder angenähert &thgr;/2 in Bezug auf einen Detektorwinkel &thgr; macht.

Das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem zweiten Aspekt kann, sobald die Rekonstruktionsebene innerhalb des Bereichs der ersten Scanposition bis zu der letzten Scanposition eingestellt ist, Projektionsdaten in jedem Sichtwinkel für jedes einzelne Pixel auf den Rekonstruktionsebenen an beiden Enden erhalten, und verringert die Neigung des Röntgenstrahls in Bezug auf die Rekonstruktionsebene. Ferner kann, da die Breite des Röntgenstrahls in den Scanpositionen an beiden Enden verschmälert wird, jeder nutzlos bestrahlte Bereich verringert werden.

Gemäß ihrem dritten Aspekt schafft die Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät, das dadurch gekennzeichnet ist, dass es ausgestattet ist, mit: einer Projektionsdaten-Erfassungsvorrichtung um, während sich eine Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und ein der Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung gegenüberliegender mehrzeiliger Röntgendetektor innerhalb einer xy-Ebene um eine zwischen der Röntgenerzeugungsvorrichtung und dem mehrzeiligen Detektor positionierte Drehpunktachse, drehen, Projektionsdaten eines dazwischen positionierten Untersuchungsgegenstandes zu erfassen; einem Kollimator, um die Öffnungsbreite eines den Röntgenflächendetektor in einer Richtung senkrecht zu der xy-Ebene bestrahlenden Röntgenstrahls zu steuern; einem Scan-Tisch, um den Untersuchungsgegenstand in der z-Achsenrichtung zu verschieben; einer Bildrekonstruktionsvorrichtung zur Bildrekonstruktion von Tomogrammen auf der Basis der Projektionsdaten, die der Bildrekonstruktion sind; einer Bildanzeigeeinrichtung, um einer Bildrekonstruktion unterzogene Tomogramme anzuzeigen; einer Scanbedingungs-Einstellvorrichtung, um verschiedene Scanbedingungen zum Erfassen der Projektionsdaten einzustellen; und einer Steuerung, um, wenn herkömmliches Scannen (Axial-Scannen) oder Kine-Scannen in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung durchgeführt wird, den Scan-Tisch zu steuern, dass er den Zwischenabstand zwischen einer Scanposition und einer weiteren Scanposition auf nicht mehr als D in Bezug auf einen mehrzeiligen Röntgendetektor mit D auf der Drehpunktachse hält.

Das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem dritten Aspekt kann, da es den Zwischenabstand zwischen der Scanposition und einer weiteren Position nicht größer als D hält, die Neigung des Röntgenstrahls und dessen Schwankungen auf einer zwischen einer Scanposition und einer weiteren Scanposition positionierten Rekonstruktionsebene reduzieren, und es dadurch ermöglichen, die Bildqualität von Tomogrammen zu verbessern. Daher kann die von der Position der rekonstruierten Ebene abhängige Ungleichmäßigkeit der Bildqualität verbessert werden.

Gemäß ihrem vierten Aspekt schafft die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der ersten bis dritten Aspekte, das dadurch gekennzeichnet ist, dass es mit einer Projektionsdaten-Synthetisierungsvorrichtung zum Synthetisieren von Projektionsdaten zur Bildrekonstruktion ausgestattet ist, indem Projektionsdaten, welche in unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden und dem durch dasselbe Pixel auf der Rekonstruktionsebene durchlaufenden Röntgenstrahl entsprechen, einer Interpolation oder gewichteten Addition unterworfen werden.

Das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem vierten Aspekt hat, da es Projektionsdaten, die in unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden, auf der Projektionsdatenstufe synthetisiert einen Vorteil, nur einen Schritt zur Bildrekonstruktionsberechnung zu benötigen.

Gemäß ihrem fünften Aspekt stellt die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der ersten bis dritten Aspekte bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass es mit einer Projektionsdaten-Synthetisierungsvorrichtung zum Synthetisieren von Projektionsdaten zur Bildrekonstruktion ausgestattet ist, indem Projektionsdaten, welche in unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden und dem durch dasselbe Pixel oder Umgebungen des Pixels auf der Rekonstruktionsebene durchlaufenden Röntgenstrahl entsprechen, einer Interpolation oder gewichteten Addition unterworfen werden.

Das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem fünften Aspekt hat, da es Projektionsdaten, die in unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden, auf der Projektionsdatenstufe synthetisiert einen Vorteil, nur einen Schritt zur Bildrekonstruktionsberechnung zu benötigen. Ferner kann, da sie nicht nur Projektionsdaten, welche das selbe Pixel auf der Rekonstruktionsebene durchlaufen, sondern auch Projektionsdaten, welche die Umgebungen des Pixels auf der Rekonstruktionsebene durchlaufen, synthetisiert, die Bildqualität verbessert werden.

Gemäß ihrem sechsten Aspekt stellt die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem fünften Aspekt bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass die Umgebungen ein vorgeschriebener Bereich in der z-Achsenrichtung, zentriert zu dem Pixel sind.

Das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem sechsten Aspekt der Erfindung kann ein Tomogramm einer gewünschten Breite in der z-Achsenrichtung einer Bildrekonstruktion unterwerfen.

Gemäß ihrem siebenten Aspekt schafft die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der vierten bis sechsten Aspekte, das dadurch gekennzeichnet ist, dass der Interpolationskoeffizient für die Interpolation oder der gewichtete Additionskoeffizient für die gewichtete Addition auf der Basis der geometrischen Positionen und Richtungen der Röntgenstrahlen ermittelt wird, welche die Pixel durchlaufen, die dem Satz der Projektionsdaten entsprechen, die einer Interpolation oder gewichteten Addition zu unterwerfen sind.

Das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem siebenten Aspekt kann, da es den Interpolationskoeffizienten oder den Koeffizienten der gewichteten Addition gemäß den geometrischen Positionen und Richtungen der Röntgenstrahlen steuert, die Bildqualität durch Reduzieren von Artefakten verbessern.

Gemäß ihrem achten Aspekt stellt die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß einem der ersten bis dritten Aspekte bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass die Bildrekonstruktionsvorrichtung mit einer Tomogramm-Synthetisierungsvorrichtung zum Synthetisieren eines neuen Tomogramms ausgestattet ist, indem Tomogramme aus Projektionsdaten, die in derselben Scanposition erfasst wurden, einer Bildrekonstruktion unterworfen werden, und indem Tomogramme die einer Bildrekonstruktion aus Projektionsdaten auf derselben Projektionsebene in unterschiedlichen Scanpositionen unterworfen waren einer Interpolation oder gewichteten Addition auf einer Pixel-für-Pixel-Basis unterworfen werden.

Das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem achten Aspekt hat, da es Tomogramme auf der Basis von Projektionsdaten synthetisiert, die in unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden, und diese auf der Projektionsdatenstufe synthetisiert, einen Vorteil, Tomogramme mehrerer Arten zu erzielen.

Gemäß ihrem neunten Aspekt stellt die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem achten Aspekt bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass die Bildrekonstruktionsvorrichtung mit einer Tomogramm-Synthetisierungsvorrichtung ausgestattet ist, welche ein neues Tomogramm synthetisiert, indem sie Tomogramme auf einer oder mehreren Rekonstruktionsebenen aus Projektionsdaten, die in derselben Scanposition erfasst wurden, einer Bildrekonstruktion unterwirft, und indem sie Tomogramme, die einer Bildrekonstruktion aus Projektionsdaten auf derselben Projektionsebene unterworfen waren, die in einem vorgeschriebenen Bereich auf der z-Achsenrichtung in derselben Scanposition und in unterschiedlichen Scanpositionen enthalten ist, einer Interpolation oder gewichteten Addition auf einer Pixel-für-Pixel-Basis unterwirft.

Das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem neunten Aspekt hat, da es Tomogramme auf der Basis von Projektionsdaten synthetisiert, die in unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden, und diese auf der Projektionsdatenstufe synthetisiert, einen Vorteil, Tomogramme mehrerer Arten zu erzielen. Ferner kann sie, da sie nicht nur Tomogramme in derselben Rekonstruktionsebene rekonstruiert, sondern auch Tomogramme auf einer Rekonstruktionsebene, die in einem vorgeschriebenen Bereich in der z-Richtung enthalten sind, Tomogramme mit einer vorbestimmten Breite in der z-Achsenrichtung einer Bildrekonstruktion unterwerfen.

Gemäß ihrem zehnten Aspekt stellt die Erfindung das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem achten oder neunten Aspekt bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass der Interpolationskoeffizient für die Interpolation oder der gewichtete Additionskoeffizient für die gewichtete Addition auf der Basis der geometrischen Positionen und Richtungen der Röntgenstrahlen ermittelt wird, welche die Pixel der Tomogramme durchlaufen, die einer Interpolation oder gewichteten Addition auf der Pixel-für-Pixel-Basis zu unterwerfen sind.

Das Röntgen-CT-Gerät gemäß dem zehnten Aspekt kann, da es den Interpolationskoeffizienten oder den Koeffizienten der gewichteten Addition gemäß den geometrischen Positionen und Richtungen der Röntgenstrahlen steuert, die Bildqualität durch Reduzieren von Artefakten verbessern.

Gemäß ihrem elften Aspekt stellt die Erfindung ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren zum Erfassen von Daten eines Untersuchungsgegenstandes bereit, der zwischen einer Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und einem der Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung gegenüberliegenden mehrzeiligen Röntgendetektor positioniert ist, während sich die Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und der mehrzeilige Röntgendetektor in einer xy-Ebene um eine zwischen der Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und dem mehrzeiligen Detektor angeordnete Drehpunktachse drehen, wobei, wenn herkömmliches Scannen (Axial-Scannen) oder Kine-Scannen in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung orthogonal zu xy-Ebene durchgeführt wird, an beiden Scanpositionen die Breite des Röntgenstrahls in der z-Achsenrichtung zu D/2 oder angenähert D/2 in Bezug auf eine Breite D eines mehrzeiligen Röntgendetektors auf der Drehpunktsachse gemacht wird, oder der Ausdehnungswinkel des Röntgenstrahls in der z-Achsenrichtung zu &thgr;/2 oder angenähert &thgr;/2 in Bezug auf einen Detektorwinkel &thgr; gemacht wird, und der Zwischenabstand zwischen einer Scanposition und einer weiteren Scanposition nicht größer als D gehalten wird.

Durch das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem elften Aspekt können, sobald die Rekonstruktionsebene innerhalb des Bereichs der ersten Scanposition bis zu der letzten Scanposition eingestellt ist, Projektionsdaten in jedem Sichtwinkel für jedes einzelne Pixel auf den Rekonstruktionsebenen an beiden Enden erhalten, und die Neigung des Röntgenstrahls in Bezug auf die Rekonstruktionsebene ist verringert. Demzufolge wird die Bildqualität von Tomogrammen selbst auf den Rekonstruktionsebenen an beiden Enden ausreichend. Ferner können, da der Zwischenabstand zwischen einer Scanposition und einer weiteren Scanposition auf nicht mehr als D gehalten wird, die Neigung des Röntgenstrahls und dessen Schwankungen auf einer Rekonstruktionsebene reduziert werden, die zwischen einer Scanposition und einer weiteren Scanposition angeordnet ist, und es dadurch ermöglicht werden, die Bildqualität von Tomogrammen zu verbessern. Daher kann die von der Position der rekonstruierten Ebene abhängige Ungleichmäßigkeit der Bildqualität verbessert werden. Ferner kann, da die Breite des Röntgenstrahls in den Scanpositionen an beiden Enden verschmälert wird, jeder nutzlos bestrahlte Bereich verringert werden.

Gemäß ihrem zwölften Aspekt stellt die Erfindung ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren zum Erfassen von Daten eines Untersuchungsgegenstandes bereit, der zwischen einer Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und einem der Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung gegenüberliegenden mehrzeiligen Röntgendetektor positioniert ist, während sich die Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und der mehrzeilige Röntgendetektor in einer xy-Ebene um eine zwischen der Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und dem mehrzeiligen Detektor angeordnete Drehpunktachse drehen, wobei, wenn herkömmliches Scannen (Axial-Scannen) oder Kine-Scannen in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung orthogonal zu xy-Ebene durchgeführt wird, an beiden Scanpositionen die Breite des Röntgenstrahls in der z-Achsenrichtung zu D/2 oder angenähert D/2 in Bezug auf eine Breite D eines mehrzeiligen Röntgendetektors auf der Drehpunktsachse gemacht wird, oder der Aus dehnungswinkel des Röntgenstrahls in der z-Achsenrichtung zu

&thgr;/2 oder angenähert &thgr;/2 in Bezug auf einen Detektorwinkel &thgr; gemacht wird.

Durch das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem zwölften Aspekt können, sobald die Rekonstruktionsebene innerhalb des Bereichs der ersten Scanposition bis zu der letzten Scanposition eingestellt ist, Projektionsdaten in jedem Sichtwinkel für jedes einzelne Pixel auf den Rekonstruktionsebenen an beiden Enden erhalten werden, und die Neigung des Röntgenstrahls in Bezug auf die Rekonstruktionsebene wird verringert. Demzufolge wird die Bildqualität von Tomogrammen auf den Rekonstruktionsebenen an beiden Enden gleichmäßig. Ferner kann, da die Breite des Röntgenstrahls in den Scanpositionen an beiden Enden verschmälert wird, jeder nutzlos bestrahlte Bereich verringert werden.

Gemäß ihrem dreizehnten Aspekt stellt die Erfindung ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren zum Erfassen von Daten eines Untersuchungsgegenstandes bereit, der zwischen einer Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und einem der Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung gegenüberliegenden mehrzeiligen Röntgendetektor positioniert ist, während sich die Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und der mehrzeilige Röntgendetektor in einer xy-Ebene um eine zwischen der Röntgenstrahlerzeugungsvorrichtung und dem mehrzeiligen Detektor angeordnete Drehpunktachse drehen, wobei, wenn herkömmliches Scannen (Axial-Scannen) oder Kine-Scannen in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung orthogonal zu xy-Ebene durchgeführt wird, der Zwischenabstand zwischen einer Scanposition und einer weiteren Scanposition auf nicht mehr als D gehalten wird.

Durch das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem dreizehnten Aspekt kann, da der Zwischenabstand zwischen einer Scanposition und einer weiteren Scanposition auf nicht mehr als D gehalten wird, die Neigung des Röntgenstrahls und dessen Schwankungen auf einer zwischen einer Scanposition und einer weiteren Scanposition positionierten Rekonstruktionsebene reduziert werden und dadurch eine Verbesserung der Bildqualität von Tomogrammen ermöglicht werden. Ferner kann die von der Position der rekonstruierten Ebene abhängige Ungleichmäßigkeit der Bildqualität verbessert werden.

Gemäß ihrem vierzehnten Aspekt stellt die Erfindung das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß einem der elften bis dreizehnten Aspekte bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass Tomogramme einer Bildrekonstruktion auf der Basis von Projektionsdaten unterworfen werden, die erzielt werden, indem Projektionsdaten, welche in unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden und dem durch dasselbe Pixel auf der Rekonstruktionsebene durchlaufenden Röntgenstrahl entsprechen, einer Interpolation oder gewichteten Addition unterworfen werden.

Das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem vierzehnten Aspekt stellt, da es Projektionsdaten, die in unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden, auf der Projektionsdatenstufe synthetisiert, einen Vorteil bereit, nur einen Schritt zur Bildrekonstruktionsberechnung zu benötigen.

Gemäß ihrem fünfzehnten Aspekt stellt die Erfindung das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß einem der elften bis dreizehnten Aspekte bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass Projektionsdaten zur Bildrekonstruktion rekonstruiert werden, indem Projektionsdaten, welche in unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden und dem durch dasselbe Pixel oder Umgebungen des Pixels auf der Rekonstruktionsebene durchlaufenden Röntgenstrahl entsprechen, einer Interpolation oder gewichteten Addition unterworfen werden.

Das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem fünfzehnten Aspekt stellt, da es Projektionsdaten, die in unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden, auf der Projektionsdatenstufe synthetisiert, einen Vorteil bereit, nur einen Schritt zur Bildrekonstruktionsberechnung zu benötigen. Ferner kann, da sie nicht nur Projektionsdaten, welche das selbe Pixel auf der Rekonstruktionsebene durchlaufen, sondern auch Projektionsdaten, welche die Umgebungen des Pixels auf der Rekonstruktionsebene durchlaufen, synthetisiert, die Bildqualität verbessert werden.

Gemäß ihrem sechzehnten Aspekt stellt die Erfindung das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem fünfzehnten Aspekt bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass die Umgebungen ein vorgeschriebener Bereich in der z-Achsenrichtung, zentriert zu dem Pixel sind.

Durch das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem sechzehnten Aspekt der Erfindung kann ein Tomogramm mit einer gewünschten Breite in der z-Achsenrichtung einer Bildrekonstruktion unterwerfen werden.

Gemäß ihrem siebzehnten Aspekt stellt die Erfindung das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß einem der vierzehnten bis sechzehnten Aspekte bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass der Interpolationskoeffizient für die Interpolation oder der gewichtete Additionskoeffizient für die gewichtete Addition auf der Basis der geometrischen Positionen und Richtungen der Röntgenstrahlen ermittelt wird, welche die Pixel durchlaufen, die mit Satz der Projektionsdaten entsprechen, die einer Interpolation oder gewichteten Addition zu unterwerfen sind.

Durch das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem siebzehnten Aspekt kann, da es den Interpolationskoeffizienten oder den Koeffizienten der gewichteten Addition gemäß den geometrischen Positionen und Richtungen der Röntgenstrahlen steuert, die Bildqualität durch Reduzieren von Artefakten verbessern.

Gemäß ihrem achtzehnten Aspekt stellt die Erfindung das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß einem der elften bis dreizehnten Aspekte bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass es ferner die Schritte zur Bildrekonstruktion aus Projektionsdaten, die in derselben Scanposition erfasst wurden, und einer Synthetisierung eines neuen Tomogramms aufweist, indem Tomogramme die einer Bildrekonstruktion aus Projektionsdaten auf derselben Projektionsebene in unterschiedlichen Scanpositionen unterworfen waren einer Interpolation oder gewichteten Addition auf einer Pixel-für-Pixel-Basis unterworfen werden.

Das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem achtzehnen Aspekt hat, da es Tomogramme auf der Basis von Projektionsdaten synthetisiert, die in unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden, und diese auf der Projektionsdatenstufe synthetisiert, einen Vorteil, Tomogramme mehrerer Arten zu erzielen.

Gemäß ihrem neunzehnten Aspekt stellt die Erfindung das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem achtzehnten Aspekt bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass es eine Bildrekonstruktion von Tomogrammen auf einer oder mehreren Rekonstruktionsebenen aus Projektionsdaten, die in derselben Scanposition erfasst wurden, und eine Synthese eines neuen Tomogramms aufweist, indem es Tomogramme, die einer Bildrekonstruktion aus Projektionsdaten auf einer Projektionsebene unterworfen waren, die in einem vorgeschriebenen Bereich auf z-Achsenrichtung in derselben Scanposition und in unterschiedlichen Scanpositionen enthalten ist, einer Interpolation oder gewichteten Addition auf einer Pixel-für-Pixel-Basis unterwirft.

Das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem neunzehnten Aspekt stellt, da Tomogramme auf der Basis von Projektionsdaten synthetisiert werden, die in unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden, und diese auf der Projektionsdatenstufe synthetisiert werden, einen Vorteil beriet, Tomogramme mehrerer Arten zu erzielen. Ferner können, da nicht nur Tomogramme in derselben Rekonstruktionsebene sondern auch Tomogramme auf einer Rekonstruktionsebene rekonstruiert werden, die in einem vorgeschriebenen Bereich in der z-Richtung enthalten sind, Tomogramme mit einer vorbestimmten Breite in der z-Achsenrichtung einer Bildrekonstruktion unterworfen werden.

Gemäß ihrem zwanzigsten Aspekt stellt die Erfindung das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem achtzehnten oder neunzehnten Aspekt bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass der Interpolationskoeffizient für die Interpolation oder der gewichtete Additionskoeffizient für die gewichtete Addition auf der Basis der geometrischen Positionen und Richtungen der Röntgenstrahlen ermittelt werden, welche die Pixel der Tomogramme durchlaufen, die einer Interpolation oder gewichteten Addition auf der Pixel-für-Pixel-Basis zu unterwerfen sind.

Durch das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem zwanzigsten Aspekt kann, da die Interpolationskoeffizienten oder die Koeffizienten der gewichteten Addition gemäß den geometrischen Positionen und Richtungen der Röntgenstrahlen gesteuert, die Bildqualität durch Reduzieren von Artefakten verbessert werden.

Das Röntgen-CT-Gerät und das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß der Erfindung können dazu beitragen, die von der Position der rekonstruierten Ebene abhängige Ungleichmäßigkeit der Bildqualität zu verbessern, wenn ein herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen durch das Röntgen-CT-Gerät mit einem mehrzeiligen Röntgendetektor in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der Körperachsenrichtung (z-Achsenrichtung) eines Untersuchungsgegenstandes durchgeführt wird.

1 ist eine Konfigurationsblockdarstellung, die ein die Ausführungsform 1 betreffendes Röntgen-CT-Gerät darstellt.

2 ist eine Darstellung, welche die geometrische Anordnung der Röntgenröhre und des mehrzeiligen Röntgendetektors aus Sicht der z-Achsenrichtung darstellt.

3 ist eine Darstellung, welche die geometrische Anordnung der Röntgenröhre und des mehrzeiligen Röntgendetektors aus Sicht der x-Achsenrichtung darstellt.

4 ist ein Flussdiagramm, das den Betrieb des die Ausführungsform 1 betreffenden Röntgen-CT-Gerätes umreißt.

5 ist eine Darstellung, welche die Scanposition des die Ausführungsform 1 betreffenden Röntgenstrahls darstellt.

6 ist eine Darstellung, die den Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten darstellt.

7 ist eine Darstellung, die einen Zustand darstellt, in welchem die Scheibendicke an den Außenbereichen größer als in der Mitte des Rekonstruktionsbereiches ist.

8 ist eine Darstellung, die einen Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten darstellt, der von Kanal zu Kanal variiert.

9 ist eine Darstellung, die einen Zustand darstellt, in welchem die Scheibendicke unabhängig von der Mitte oder den Randbereichen in einem Rekonstruktionsbereich gleichmäßig ist.

10 ist eine Darstellung, welche einen Zeilenrichtunqs-Filterkoeffizienten zum Reduzieren der Scheibendicke darstellt.

11 ist ein Flussdiagramm, das Details einer dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung bezüglich der Ausführungsform 1 darstellt.

12 ist eine Konzeptdarstellung, die einen Zustand darstellt, in welcher eine Pixelzeile auf einer Rekonstruktionsebene P in der Röntgensenderichtung projiziert wird.

13 ist eine Konzeptdarstellung, die eine Projektionslinie auf eine Detektorfläche der Pixelreihe auf der Rekonstruktionsebene P darstellt.

14 ist eine Konzeptdarstellung, die einen Röntgenstrahl darstellt, der dasselbe Pixel g auf derselben Rekonstruktionsebene P trotz Unterschieden in der Scanposition durchläuft.

15 ist eine Konzeptdarstellung, die einen Röntgenstrahl darstellt, der dasselbe Pixel g und Umgebungen des Pixels g auf derselben Rekonstruktionsebene P trotz Unterschieden in der Scanposition durchläuft.

16 ist eine Konzeptdarstellung, die Pixeldaten Dr auf der Rekonstruktionsebene P bei einem Sichtwinkel von view = 0° darstellt.

17 ist eine Konzeptdarstellung, welche rückprojizierte Pixeldaten D2 auf der Rekonstruktionsebene P bei einem Sichtwinkel von view = 0° darstellt.

18 ist eine Darstellung, die einen Zustand zeigt, in welchem Rückprojektionsdaten D3 erhalten werden, indem die rückprojizierten Pixeldaten D2 einer Addition aller Ansichten auf einer Pixel-für-Pixel-Basis unterworfen werden.

19 ist eine Konzeptdarstellung, die eine runde Rekonstruktionsebene P darstellt.

20 ist eine Konzeptdarstellung, die die Ausführung 1 betreffenden Effekte beschreibt.

21 ist eine Darstellung, die Scanpositionen und die Ausdehnung des Röntgenstrahls bezüglich der Ausführungsform 2 darstellt.

22 ist eine Darstellung, die Scanpositionen und die Ausdehnung des Röntgenstrahls bezüglich der Ausführungsform 3 darstellt.

23 ist eine Darstellung, die Scanpositionen und die Ausdehnung des Röntgenstrahls bezüglich der Ausführungsform 4 darstellt.

24 ist ein Flussdiagramm eines die Ausführungsform 5 betreffenden Röntgen-CT-Bildgebungsverfahrens.

25 ist ein detailliertes Flussdiagramm einer die Ausführungsform 5 betreffenden drei-dimensionalen Rückprojektionsverarbeitung.

26 ist eine Konzeptdarstellung, welche die Ausführungsform 5 betreffende Effekte beschreibt.

27 ist ein Flussdiagramm eines die Ausführungsform 6 betreffenden Röntgen-CT-Bildgebungsverfahrens.

28 ist eine Darstellung, die Scanpositionen und die Ausdehnung des Röntgenstrahls bezüglich des Falles der ersten Ausführungsform darstellt.

29 ist eine Konzeptdarstellung, die Probleme bezüglich des ersten Falles des Stands der Technik darstellt.

30 ist eine weitere Konzeptdarstellung, die Probleme bezüglich des ersten Falles des Stands der Technik darstellt.

31 ist eine Darstellung, die Scanpositionen und die Ausdehnung des Röntgenstrahls bezüglich des Falles der zweiten Ausführungsform darstellt.

Die vorliegende Erfindung wird nachstehend detaillierter unter Bezugnahme auf ihre dargestellten Ausführungsarten beschrieben. Im Übrigen ist die Erfindung nicht auf die nachstehende Beschreibung beschränkt.

1 ist eine Konfigurationsblockdarstellung, die ein Röntgen-CT-Gerät bezüglich der ersten Ausführungsform darstellt.

Dieses Röntgen-CT-Gerät 100 ist mit einer Bedienungskonsole 1, einem Scan-Tisch 10 und einem Scan-Portal 20 ausgestattet.

Die Bedienungskonsole 1 ist mit einer Eingabeeinheit 2, welche Eingaben durch die Bedienungsperson akzeptiert, einer zentralen Verarbeitungseinheit 3, welche Vorbehandlungen, Bildrekonstruktionsverarbeitung, Nachbehandlungen usw. ausführt, einem Datenerfassungspuffer 5, welcher von dem Scan-Portal 20 erfasste Projektionsdaten erfasst, einer Anzeigeeinheit 6, welche Tomogramme anzeigt, die aus Projektionsdaten rekonstruiert werden, die durch die Vorbehandlung von erfassten Projektionsdaten erhalten wurden, und einer Speichereinheit 7, welche Programmdaten, Projektionsdaten und Röntgen-Tomogramme speichert, ausgestattet. Der Scan-Tisch 10 ist mit einem Schlitten 12 versehen, welcher einen darauf abgelegten Untersuchungsgegenstand in und durch eine Öffnung in dem Scan-Portal 20 bringt. Der Schlitten 12 wird aufwärts und abwärts und geradlinig mittels eines in den Scan-Tisch 10 eingebauten Motors bewegt.

Das Scan-Portal 20 ist mit einer Röntgenröhre 21, einer Röntgensteuerung 22, Kollimatoren 23, einem mehrzeiligen Röntgendetektor 24, einem DAS (Datenerfassungssystem) 25, einer Drehteilsteuerung 26, welche die Röntgenröhre 21 und andere Elemente steuert, die sich um die Drehpunktachse drehen, einer Ausführungssteuerung 29, welche Steuersignale und dergleichen mit der Bedienungskonsole 1 und dem Scan-Tisch 10 austauscht, und einem Schleifring 30 versehen, welcher Energie, Steuersignale und erfasste Daten überträgt. Das Scan-Portal 20 kann um etwa +30° vorwärts oder rückwärts mittels einer Scan-Portalneigungssteuerung 27 gekippt werden.

2 und 3 sind Darstellungen, welche die geometrische Anordnung der Röntgenröhre 21 und des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 zeigen.

Die Röntgenröhre 21 und der mehrzeilige Röntgendetektor 24 drehen sich um die Drehpunktachse IC. Wenn die vertikale Richtung als die y-Richtung angenommen wird, die geradlinig Verschiebungsrichtung des Schlittens 12 als die z-Achsenrichtung angenommen, die Richtung orthogonal zu der z-Achsenrichtung und der y-Achsenrichtung als die x-Achsenrichtung angenommen wird, und der Neigungswinkel des Scan-Portals 20 als 0° angenommen wird, ist die Rotationsebene der Röntgenröhre 21 und des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 die xy-Ebene.

Die Röntgenröhre 21 erzeugt einen als Konusstrahl bekannten Röntgenstrahl CB. Wenn die Richtung der Strahlenmittenachse BC, welche die Mittenachse des Röntgenstrahls CB ist, parallel zu der y-Richtung ist, wird der Sichtwinkel als 0° angenommen.

Der mehrzeilige Röntgendetektor 24 weist erste bis J-te Detektorzeilen auf, wobei J beispielsweise 256 ist. Ferner weist jede Detektorreihe erste bis I-te Kanäle auf, wobei beispielsweise I = 1024 ist.

Gemäß Darstellung in 3 ist die Breite D des mehrzeiligen Röntgendetektors die Breite des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 in der z-Achsenrichtung auf der Drehpunktachse IC, wenn der mehrzeilige Röntgendetektor 24 von dem Fokus der Röntgenröhre 21 aus betrachtet wird. Ferner ist der Detektorwinkel &thgr; der Winkel des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 in der z-Achsenrichtung, wenn der mehrzeilige Röntgendetektor 24 von dem Fokus der Röntgenröhre 21 aus betrachtet wird.

Ein Kollimator 23a definiert die Öffnungskante der Vorwärtsseite des Röntgenstrahls CB in der z-Achsenrichtung und ein Kollimator 23b definiert die Öffnungskante der Rückwärtsseite des Röntgenstrahls CB in der z-Achsenrichtung.

Projizierte Daten, welche mit Röntgenstrahlen bestrahlt und erfasst werden, machen eine A/D-Wandlung von dem mehrzeiligen Röntgendetektor 24 zu dem DAS 25 durch, und werden in dem Datenerfassungspuffer 5 über den Schleifring 30 eingegeben. Die in den Datenerfassungspuffer 5 eingegebenen Projektionsdaten durchlaufen eine Bildrekonstruktion durch die zentrale Verarbeitungseinheit gemäß einem in der Speichereinheit 7 gespeicherten Programm und werden in ein Tomogramm umgewandelt. Das Tomogramm wird auf der Anzeigeeinheit 6 dargestellt.

4 ist ein Flussdiagramm, das den Betrieb des Röntgen-CT-Gerätes 100 umreißt.

Bei dem Schritt S1 wird herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung zum Erfassen von Projektionsdaten durchgeführt.

Beispielsweise werden in der in 5 dargestellten Scanposition z0 die Röntgenröhre 21 und der mehrzeilige Röntgendetektor 24 um die Drehpunktachse IC gedreht, um Projektionsdaten zu erfassen, welche Projektionsdaten D0(view, j, i) dargestellt durch einen Ansichtswinkel view, eine Detektorzeile j und eine Kanalnummer i, aufweisen, auf welche die Scanposition z0 addiert wird, zu erfassen. Danach wird der Kollimator 23a gesteuert, das er die Öffnungskante der Vorwärtsseite des Röntgenstrahls CB in der z-Achsenrichtung zu "z0 – &dgr;", (&dgr; ist 0 oder eine geeignet kleine positive Zahl) macht, und der Kollimator 23b gesteuert, dass er die Öffnungskante der Rückwärtsseite des Röntgenstrahls CB in der z-Achsenrichtung zu "z2 + D/2 + &dgr;" macht. Demzufolge wird der Ausdehnungswinkel des Röntgenstrahls CB zu &thgr;/2 oder im Wesentlichen zu &thgr;/2 in Bezug auf den Detektorwinkel &thgr;.

Anschließend wird der Schlitten 12 für eine Linearverschiebung um D/2 gesteuert und die Röntgenquelle 21 und der mehrzeilige Röntgendetektor 24 werden um die Drehpunktachse IC in die Scanposition z1 (= z0 + D/2) gedreht, um Projektionsdaten zu erfassen, die Projektionsdaten D0(view, j, i) dargestellt durch einen Ansichtswinkel view, eine Detektorzeilenzahl j und eine Kanalnummer i, aufweisen, auf welche die Scanposition z1 addiert ist, zu erfassen. Danach wird der Kollimator 23b gesteuert, dass er die Öffnungskante der Vorwärtsseite des Röntgenstrahls CB in der z-Achsenrichtung zu "z1 – D/4 – &dgr;" auf der Drehpunktachse IC macht, und der Kollimator 23b gesteuert, dass er die Öffnungskante der Rückwärtsseite des Röntgenstrahls CB in der z-Achsenrichtung zu "z1 + D/2 + &dgr;" auf der Drehpunktachse IC macht.

Anschließend wird der Schlitten 12 für eine Linearverschiebung um D/2 gesteuert und die Röntgenquelle 21 und der mehrzeilige Röntgendetektor 24 werden um die Drehpunktachse IC in die Scanposition z2 (= z0 + D/2) gedreht, um Projektionsdaten zu erfassen, die Projektionsdaten D0(view, j, i) dargestellt durch einen Ansichtswinkel view, eine Detektorzeilenzahl j und eine Kanalnummer i, aufweisen, auf welche die Scanposition z2 addiert ist, zu erfassen. Danach wird der Kollimator 23a gesteuert, dass er die Öffnungskante der Vorwärtsseite des Röntgenstrahls CB in der z-Achsenrichtung zu "z2 – D/2 – &dgr;" auf der Drehpunktachse IC macht, und der Kollimator 23b gesteuert, dass er die Öffnungskante der Rückwärtsseite des Röntgenstrahls CD in der z-Achsenrichtung zu "z2 + D/2 + &dgr;" auf der Drehpunktachse IC macht.

Anschließend wird, wie in der Scanposition z2 der Schlitten 12 linear um D/2 pro Zeitpunkt verschoben, und Projektionsdaten D0 erfasst, indem herkömmliches Scannen oder Kine-Scannen in den Scanpositionen z2, Z3, z4, z5 und Z6 ausgeführt wird.

Dann wird der Schlitten wird für eine Linearverschiebung um D/2 gesteuert, die Röntgenquelle 21 und der mehrzeilige Röntgendetektor 24 werden um die Drehpunktachse IC in die Scanposition z7 (= z6 + D/2) gedreht, um Projektionsdaten zu erfassen, die Projektionsdaten D0(view, j, i) dargestellt durch einen Ansichtswinkel view, eine Detektorzeilenzahl j und eine Kanalnummer i, aufweisen, auf welche die Scanposition z7 addiert ist, zu erfassen. Danach wird der Kollimator 23a gesteuert, dass er die Öffnungskante der Vorwärtsseite des Röntgenstrahls CD in der z-Achsenrichtung zu "z7 – D/2 – &dgr;" auf der Drehpunktachse IC macht, und der Kollimator 23b gesteuert, dass er die Öffnungskante der Rückwärtsseite des Röntgenstrahls CD in der z-Achsenrichtung zu "z8 + D/4 + &dgr;" auf der Drehpunktachse IC macht.

Anschließend wird der Schlitten 12 für eine Linearverschiebung um D/2 gesteuert und die Röntgenquelle 21 und der mehrzeilige Röntgendetektor 24 werden um die Drehpunktachse IC in die Scanposition z8 (= z7 + D/2) gedreht, um Projektionsdaten zu erfassen, die Projektionsdaten D0(view, j, i) dargestellt durch einen Ansichtswinkel view, eine Detektorzeilenzahl j und eine Kanalnummer i, aufweisen, auf welche die Scanposition z8 addiert ist, zu erfassen. Danach wird der Kollimator 23a gesteuert, dass er die Öffnungskante der Vorwärtsseite des Röntgenstrahls CB in der z-Achsenrichtung zu "z8 – D/2 – &dgr;" auf der Drehpunktachse IC macht, und der Kollimator 23b gesteuert, dass er die Öffnungskante der Rückwärtsseite des Röntgenstrahls CB in der z-Achsenrichtung zu "z8 + &dgr;" auf der Drehpunktachse IC macht.

Gemäß nochmaligem Bezug auf 4 werden bei dem Schritt S2 in den Scanpositionen z0 bis z8 erfassten Projektionsdaten D0(view, j, i) Vorbehandlungen, welche Offsetkorrektur, logarithmische Umwandlung, Röntgendosiskorrektur und Empfindlichkeitskorrektur umfassen, unterworfen, um Projektionsdaten Din(view, j, i) zu erhalten.

Bei dem Schritt S3 werden die in den Scanpositionen z0 bis z8 erfassten und Vorbehandlungen unterzogenen Projektionsdaten Din(view, j, i) einer Strahlhärtung unterworfen. Die Strahlhärtung wird beispielsweise durch das nachstehende Polynom repräsentiert, wobei B₀, B₁ und B₂ Strahlhärtungskoeffizienten sind. Dout(view, j, i) = Din(view, j, i) × (B₀(ji) + (B₁(ji) × Din(view, j, i) + B₂(ji) × Din(view, j, i)²)

Da jede Detektorzeile des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 hier einer unabhängigen Strahlhärtungskorrektur unterworfen werden kann, können, wenn die Röhrenspannungen der Datenerfassungszeilen unter den Scanbedingungen unterschiedlich sind, Unterschiede in den Eigenschaften der Detektorzeilen kompensiert werden.

Bei dem Schritt S4 werden die Projektionsdaten Dout (view, j, i), die in den Scanpositionen z0 bis z8 erfasst wurden und Vorbehandlungen und einer Strahlhärtungskorrektur unterzogen wurden, einer Filterfaltung unterworfen, wodurch eine Filterung in der z-Richtung (Zeilenrichtung) ausgeübt wird. Somit werden die Projektionsdaten Dout(view, j, i) mit einem Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten Wk (i) in einer Zeilenrichtung, wie z.B. der in 6 dargestellten, multipliziert, um Projektionsdaten Dcor(view, j, i) zu berechnen.

Ferner kann durch Variieren des Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten von Kanal zu Kanal die Scheibendicke gemäß dem Abstand von dem Rekonstruktionsmittelpunkt gesteuert werden.

Wie es aus einer in 7 dargestellten Scheibe SL zu sehen ist, ist im Allgemeinen die Scheibendicke in den Randbereichen dicker als an dem Mittelpunkt der Rekonstruktion. Diesbezüglich kann, wie es in 8 dargestellt ist, durch Verwendung eines Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten Wk(i der mittigen Kanäle), welcher die Breite für mittige Kanäle erweitert und eines Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten Wk(i der peripheren Kanäle), welcher die Breite für die peripheren Kanäle verengt, eine Scheibe SL mit im Wesentlichen gleichmäßiger Scheibendicke sowohl in der Mitte als auch an den Randbereichen der Rekonstruktion gemäß Darstellung in 9 erhalten werden.

Eine leichte Vergrößerung der Scheibendicke durch den Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten Wk(i) führt zu einer Verbesserung sowohl hinsichtlich Artefakt- als auch Rauschaspekten. Dieses ermöglicht es, den Umfang der Artefaktverbesserung und den der Rauschverbesserung zu steuern. Mit anderen Worten, die Bildqualität selbst eines Tomogramms, das eine dreidimensionalen Bildrekonstruktion unterzogen wurde, kann gesteuert werden. Indem man den Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten Wk(i) zu einem Entfaltungsfilter gemäß Darstellung in 10 macht, können auch Tomogramme mit kleiner Scheibendicke realisiert werden.

Gemäß nochmaliger Bezugnahme auf 4 wird die Faltung der Rekonstruktionsfunktion ausgeführt. Somit wird das Ergebnis der Fourier-Transformation mit der Rekonstruktionsfunktion multipliziert, um die inverse Fourier-Transformierte zu erhalten. Wenn projizierte Daten nach der Faltung der Rekonstruktionsfunktion durch Dr(view, j, i), die Rekonstruktionsfunktion durch Kernel(j) und die Faltungsberechnung durch · repräsentiert werden, kann die Ausführung der Faltung der Rekonstruktionsfunktion in der nachstehenden Weise ausgedrückt werden. Dr(view, j, i) = Dcor(view, j, i)·Kernel(j)

Da die Faltung der Wiederherstellungsfunktion unabhängig bei jeder Detektorzeile ausgeführt werden kann, indem eine unabhängige Wiederherstellungsfunktion Kernel(j) verwendet wird, können Unterschiede in den Rauscheigenschaften und Auflösungseigenschaften zwischen Detektorzeilen kompensiert werden.

Bei dem Schritt S6 werden die Projektionsdaten Dr(view, j, i) einer drei-dimensionalen Rückprojektionsverarbeitung unterworfen, um Rückprojektionsdaten D3(x, y) zu berechnen. Diese dreidimensionale Rückprojektionsverarbeitung wird nachstehend unter Bezugnahme auf 11 beschrieben.

Bei dem Schritt S8 werden die Rückprojektionsdaten D3(x, y) Nachbehandlungen unterworfen, welche eine Bildfilterfaltung und eine CT-Wertumwandlung beinhalten, um ein Tomogramm zu erzielen.

In der der Ausführung der Bildfilterfaltung gilt, wenn die Daten, die eine Ausführung einer Bildfilterfaltung durchlaufen haben, durch D4(x, y) und das Bildfilter durch das Filter x, y präsentiert werden, nachstehendes: D4(x, y) = D3(x, y)·Filter(x, y)

Dann können, da die Bildfilterwandlung unabhängig in jeder Scheibenposition des Tomogramms ausgeführt werden kann, Unterschiede in den Rauscheigenschaften und Auflösungseigenschaften unter den Scheibenpositionen kompensiert werden.

11 ist ein Flussdiagramm, das Details der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung (Schritt S6 in 4) darstellt.

Bei dem Schritt S61 wird eine Ansicht von allen zur Tomogrammrekonstruktion erforderlichen Ansichten (nämlich Ansichten, die 360° entsprechen, oder Ansichten, "die 180° + Fächerwinkel" entsprechen) notiert, und mehrere Sätze von Projektionsdaten der notierten Ansicht, die jedem Pixel einer Rekonstruktionsebene P von den Projektionsdaten entsprechen, die auch Projektionsdaten enthalten, die sich in der Scanposition unterscheiden, werden extrahiert und einer Interpolation oder einer gewichteten Addition unterworfen, um Projektionsdaten Dr zu erhalten.

Gemäß Darstellung in 12 werden in einem exemplarischen Falle einer quadratischen Rekonstruktionsebene P mit 512 × 512 Pixeln parallel zu der xy-Ebene, in welcher eine Pixelreihe von y = 0 parallel zu der x-Achse durch L0, eine Pixelreihe von y = 63 durch L63, eine Pixelreihe von y = 127 durch L127; eine Pixelreihe von y = 127 durch L127; eine Pixelreihe von y = 191 durch L191; eine Pixelreihe von y = 255 durch L255; eine Pixelreihe von y = 319 durch L319; eine Pixelreihe von y = 383 durch L383; eine Pixelreihe von y = 447 durch L447; eine Pixelreihe von y = 511 durch L511 repräsentiert wird, Projektionsdaten D0 auf Linien T0 bis T11, die sich aus der Projektion dieser Pixelzeilen L0 bis L511 auf die Fläche des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 in der Senderichtung des Röntgenstrahls in einer bestimmten Scanposition gemäß Darstellung in 13 ergeben, extrahiert. Im Übrigen werden, wenn ein Teil der Linie über den mehrzeiligen Röntgendetektor 24 , wie die Linie T0 in 13 hinausgeht, die entsprechenden Projektionsdaten D0 auf "0" reduziert. Oder wenn ein Teil der Linie aus der Richtung der Detektorzeile geht, werden Projektionsdaten D0 durch Extrapolation berechnet. Projizierte Daten D0 der Detektorzeilen L0 bis L511 werden extrahiert, indem diese Prozedur auf unterschiedliche Scanpositionen angewendet wird. Die Unterwerfung der mehreren Sätze extrahierter Projektionsdaten D0 einer Interpolation oder gewichteten Addition ergibt Projektionsdaten Dr der Detektorzeilen L0 bis L511. Wenn beispielsweise mehrere Sätze von Projektionsdaten D0_1 und D0_2, die dem das Pixel g durchlaufenden Röntgenstrahl entsprechen, gemäß Darstellung in 14 extrahiert werden, gilt Nachstehendes: DR = k1·D0_1 + k2·D0_2 wobei k1 und k2 Interpolationskoeffizienten oder Koeffizienten einer gewichteten Addition sind, welche auf der Basis der geometrischen Positionen und Richtungen der Röntgenstrahlen ermittelt werden, welche die Pixel durchlaufen, die den Sätzen von Projektionsdaten D0 entsprechen, die einer Interpolation oder gewichteten Addition zu unterwerfen sind. Im Übrigen wird k1 + k2 = 1 angenommen.

Da die Senderichtung eines Röntgenstrahls durch den Röntgenfokus der Röntgenröhre 21 und die geometrischen Positionen von Pixeln und des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 bestimmt ist, und da die z-Koordinaten der Projektionsdaten D0(view, j, i) bekannt sind, kann die Senderichtung des Röntgenstrahls selbst für Projektionsdaten D0(view, j, i) unter Beschleunigung oder Abbremsung genau berechnet werden.

Um, wie in 15 dargestellt, mehrere Sätze von Projektionsdaten D0 zu addieren, welche Projektionsdaten sind, die in derselben Scanposition und unterschiedlichen Scanpositionen erfasst wurden und dem Röntgenstrahl entsprechen, welcher dasselbe Pixel auf der Rekonstruktionsebene P oder einen naheliegenden Bereich th in der z-Richtungsmitte durchläuft, kann dieses Pixel g einer Interpolation oder gewichteten Addition unterworfen werden, um eine Projektionsdaten-Dr-Bildrekonstruktion zu synthetisieren.

Auf diese Weise können, wie es in 16 dargestellt ist, Projektionsdaten Dr(view, j, i), die jedem Pixel auf der Rekonstruktionsebene P entsprechen, erzielt werden.

Gemäß nochmaliger Bezugnahme auf 11, werden bei dem Schritt S62 Projektionsdaten Dr(view, x, y) mit einem Konusstrahl über einen Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten multipliziert, um in 17 dargestellte Projektionsdaten D2(view, x, y) zu erzeugen.

Der Konusstrahl-Rekonstruktions-Gewichtungskoeffizient hier ist wie nachstehend beschrieben.

Im Falle einer Fächerstrahlbildrekonstruktion, in welcher ein Winkel, welchen eine gerade Linie, die den Fokus der Röntgenröhre 21 und ein Pixel g(x, y) auf der Rekonstruktionsebene P (auf der xy-Ebene) in der view = &bgr;a mit der Mittenachse BC des Röntgenstrahls bildet, durch y dargestellt wird, und die entgegengesetzte Ansicht die view = &bgr;b ist, gilt Folgendes: &bgr;b = &bgr;a + 180° – 2&ggr;

Der Winkel, der durch den Röntgenstrahl gebildet wird, der das Pixel g(x, y) auf der Rekonstruktionsebene P durchläuft und der Winkel, der durch den ihm auf der Rekonstruktionsebene P gegenüberliegenden Röntgenstrahl gebildet wird, werden durch a&agr; und &agr;b dargestellt, und sie werden unter Multiplikation mit den davon abhängigen Konusstrahlrekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten &ohgr;a und &ohgr;b addiert, um die Rückprojektionsdaten D2(0, x, y) zu berechnen. D2(0, x, y) = &ohgr;a·D2(0, x, y)_a + &ohgr;b·D2(0, x, y)_b

Hier werden D2(0, x, y)_a als die Projektionsdaten in der Ansicht &bgr;a und D2(0, x, y)_b als die Projektionsdaten in der Ansicht &bgr;b angenommen.

Im Übrigen ist die Summe der entsprechenden Konusstrahlrekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten &ohgr;a und &ohgr;b des Rönt genstrahls und des gegenüberliegenden Röntgenstrahls gleich &ohgr;a + &ohgr;b = 1.

Durch die Addition mit einer Multiplikation durch die Konusstrahlrekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten &ohgr;a und &ohgr;b wie vorstehend festgestellt, können die Konusstrahlwinkelartefakte reduziert werden.

Beispielsweise kann das, was durch die nachstehenden Gleichungen erhalten wird, als die Konusstrahlrekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten &ohgr;a und &ohgr;b verwendet werden.

Wenn f() eine Funktion repräsentiert und der Fächerstrahlwinkel &ggr;max ist: ga = f (&ggr;max, &agr;a, &bgr;a) gb = f (&ggr;max, &agr;b, &bgr;b) xa = 2·ga^q/ (ga^q + gb^q) xb = 2·gb^q/ (ga^q + gb^q) &ohgr;a = xa²·(3 – 2xa) &ohgr;b = xb²·(3 – 2xa) q wird beispielsweise mit 1 angenommnen

Wenn das, was den größeren Wert von f() annimmt durch eine Funktion max[] dargestellt wird, gilt Folgendes ga = max[0,{(&pgr;/2 + &ggr;max)- |&bgr;a|}]·|tan(&agr;a) gb = max [0,{(&pgr;/2 + &ggr;max) – |&bgr;b|}]·|tan(&agr;b)

Im Falle einer Fächerstrahlbildrekonstruktion werden die Projektionsdaten Dr jedes Pixels auf der Rekonstruktionsebene P ferner mit einem Abstandskoeffizienten multipliziert. Der Abstandskoeffizient ist (r1/r0)², wobei der Abstand von dem Fokus der Röntgenröhre 21 zu der Detektorzeile j, dem Kanal i, des mehrzeiligen Röntgendetektors 24, der den Projektionsdaten Dr entspricht, durch r0 dargestellt ist, und der Abstand von dem Fokus der Röntgenröhre 21 zu dem Pixel der Rekonstruktionsebene P, der den Projektionsdaten Dr entspricht, durch r1 dargestellt ist.

In dem Falle einer Parallelstrahl-Bildrekonstruktion müssen die Projektionsdaten Dr jedes Pixels auf der Rekonstruktionsebene P durch eine Konusstrahl-Rekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten multipliziert werden Bei dem Schritt S63, gemäß Darstellung in 18, werden Projektionsdaten D2(view, x, y) Pixel-für-Pixel zu Rückprojektionsdaten auf im Voraus gelöschte Rückprojektionsdaten D3(view, x, y) addiert.

Bei dem Schritt S64 werden bezüglich aller Ansichten, die zur Tomogrammrekonstruktion benötigt werden, nämlich Ansichten, die 360° entsprechen oder Ansichten "die 180° + Fächerwinkel entsprechen") die Schritte S61 bis S63 wiederholt und Rückprojektionsdaten D3(x, y) gemäß Darstellung in 18 erhalten.

Im Übrigen kann, wie es in 19 dargestellt ist, die Rekonstruktionsebene P ein runder Bereich sein.

Das Röntgen-CT-Gerät 100 der Ausführungsform 1 stellt die nachfolgenden Effekte bereit.

• (1) Gemäß Darstellung in den 20(a) und 20(b) können Projektionsdaten in jedem Sichtwinkel für jedes Pixel selbst auf einer Endrekonstruktionsebene P0 erhalten werden, und die Neigung des Röntgenstrahls CB in Bezug auf die Rekonstruktionsebene P0 ist reduziert. Demzufolge wird die Bildqualität des Tomogramms selbst bei einer Endrekonstruktionsebene P0 ausreichend hoch.

Gemäß Darstellung in den 20(a) bis 20(d) kann, da der Zwischenabstand zwischen der Scanposition z0 und der Scanposition z1 zu D/2 gemacht wird, die Neigung des Röntgenstrahls CB in Bezug auf die Rekonstruktionsebene P0.5, die zwischen der Scanposition z0 und der Scanposition z1 positioniert ist, klein und gleichmäßig mit geringen Abweichungen gemacht werden, Demzufolge kann die Bildqualität des Tomogramms auf der Rekonstruktionsebene P0.5, die zwischen der Scanposition z0 und der Scanposition z1 positioniert ist, erbessert werden.

Ebenso kann die Bildqualität der Tomogramme auf der anderen Endrekonstruktionsebene P8 und von Tomogrammen auf anderen Rekonstruktionsebenen, die zwischen einer Scanposition und einer weiteren Scanposition angeordnet sind, verbessert werden.

Somit kann die von der Position der Rekonstruktionsebene abhängige Ungleichmäßigkeit der Bildqualität verbessert werden.

• (2) Gemäß Darstellung in den 20(a) und 20(b) kann, da die Breite des Röntgenstrahls CB in einer Endscanposition z0 verschmälert wird, jeder nutzlos bestrahlte Bereich reduziert werden. Ebenso kann, da die Breite des Röntgenstrahls CB auch in der anderen Endscanposition z8 verschmälert wird, jeder nutzlos bestrahlte Bereich hier reduziert werden. Eine Zunahme der Bestrahlung aufgrund der Verschmälerung des Intervalls zwischen einer Scanposition und einer weiteren auf nicht mehr als D kann vermieden werden, indem die Röntgendosis und der Röntgenröhrenstrom begrenzt wird.
• (3) Da die in unterschiedlichen Scanpositionen erfassten Projektionsdaten auf der Projektionsdatenstufe synthetisiert werden, wird nur ein Schritt in der Bildrekonstruktionsberechnung benötigt.

Im Übrigen kann das Bildrekonstruktionsverfahren hier das übliche drei-dimensionale Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem bereits bekannten Feldkamp-Verfahren sein. Ferner kann das in JP-A Nr. 334188/2003, JP-A Nr. 41675/2004, JP-A Nr. 41674/2004, JP-A Nr. 73360/2004, JP-A Nr. 159244/2003 oder JP-A Nr. 41675/2004 vorgeschlagene dreidimensionale Bildrekonstruktionsverfahren ebenso verwendet werden.

Ferner können gemäß Ausführungsform 1, Bildqualitätsschwankungen aufgrund von Differenzen in dem Röntgenkonuswinkel oder anderer Gründe durch Faltung mit Zeilenrichtungs-(z-Richtungs)-Filtern, die sich im Koeffizienten über unterschiedlichen Detektorzeilen unterscheiden ausgeglichen werden, und eine gleichmäßige Scheibendicke und Bildqualität hinsichtlich Artefakten und Rauschen werden realisiert, wobei aber ähnliche Effekte auch auf andere Weise erzielt werden können.

Ferner kann, obwohl der Zwischenabstand zwischen einer Scanposition und weiteren auf D/2 reduziert wird, jedes andere Intervall nicht größer als D eine Bildqualitätsverbesserung gegenüber dem herkömmlichen Wert erzielen.

Ferner kann, obwohl der Röntgenstrahl an einer Aufweitung sowohl vorwärts als auch rückwärts in der Linearverschiebungsrichtung über den Bereich hinaus, in welchem Projektionsdaten D0 gemäß der Ausführungsform 1 zu erfassen sind, gehindert wird, der Bestrahlungsbereich verschmälert werden, indem die Aufweitung entweder vorwärts oder rückwärts verhindert wird.

Ferner ermöglicht ein Röntgen-CT-Gerät, in welchem ein Röntgenflächendetektor, typischerweise eine ebene Platte als mehrzeiliger Röntgendetektor anstelle des in der Ausführungsform 1 verwendeten mehrzeiligen Röntgendetektors 24 verwendet wird, ebenfalls eine Anwendung der vorliegenden Erfindung.

Es ist auch möglich, die Breite des Röntgenstrahls wie in der herkömmlichen Praxis auf D zu halten, und dieselben Bedingungen wie in der Ausführungsform 1 in weiterer Hinsicht gemäß Darstellung in 21 zu verwenden.

In der Ausführungsform 2 kann genauso gut die von der Position der Rekonstruktionsebene abhängige Ungleichmäßigkeit in der Bildqualität verbessert werden. Im Übrigen kann eine Bestrahlungszunahme durch Begrenzung der Röntgendosis und des Röntgenröhrenstroms vermieden werden.

Es ist auch möglich, den Zwischenabstand zwischen einer Scanposition und einer anderen wie in der üblichen Praxis auf D zu halten und eine Aufweitung des Röntgenstrahls vorwärts und rückwärts in der Linearverschiebungsrichtung über den Bereich hinaus, in welchem Projektionsdaten D0 zu erfassen sind gemäß Darstellung in 22 zu verhindern.

Die Ausführungsform 3 kann auch zur Verbesserung der Bildqualität des Tomogramms an beiden Enden beitragen. Der Bestrahlungsbereich kann ebenfalls reduziert werden.

Es ist auch möglich, die Breite des Röntgenstrahls wie in der herkömmlichen Praxis auf D zu halten und den Zwischenabstand zwischen einer Scanposition und einer anderen wie in der üblichen Praxis auf nicht mehr als D (genau oder angenähert D/2 in 22) gemäß Darstellung in 3 zu halten.

Die Ausführungsform 4 kann ebenfalls dazu beitragen, die Bildqualität des zwischen einer Scanposition und weiteren angeordneten Tomogramms zu verbessern. Im Übrigen kann durch Begrenzen der Röntgendosis und des Röntgenröhrenstroms eine Bestrahlungszunahme aufgrund der Beibehaltung des Intervalls zwischen einer Scanposition und einer weiteren auf D vermieden werden.

24 ist ein Flussdiagramm des Röntgen-CT-Bildgebungsverfahrens bezüglich der Ausführungsform 5. Im Vergleich zu dem Flussdiagramm des Röntgen-CT-Bildgebungsverfahrens bezüglich 4 ist der Schritt S6 in 4 hier durch den Schritt 56' ersetzt und der Schritt S7 hinzugefügt. Die anderen Schritte sind dieselben. Daher wird nur der Schritt S6' und S7 beschrieben.

25 ist ein detailliertes Flussdiagramm des Schrittes S6' (drei-dimensionale Rückprojektionsverarbeitung). Im Vergleich zu dem Flussdiagramm der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung von 1, die in 11 dargestellt ist, ist der Schritt S61 in 11 hier durch den Schritt S61' ersetzt. Die anderen Schritte sind dieselben.

Daher wird nur der Schritt S61' beschrieben.

Bei dem Schritt S61' wird eine Ansicht von allen zur Tomogrammrekonstruktion erforderlichen Ansichten (nämlich Ansichten, die 360° entsprechen, oder Ansichten, "die 180° + Fächerwinkel" entsprechen) notiert, und mehrere Sätze von Projektionsdaten der notierten Ansicht, die jedem Pixel einer Rekonstruktionsebene P von Projektionsdaten derselben Scanposition entsprechen, werden extrahiert und einer Interpolation oder einer gewichteten Addition unterworfen, um Projektionsdaten Dr zu erhalten.

Somit werden, obwohl Projektionsdaten Dr bei dem Schritt S61 in 11 durch Projektionsdaten erhalten werden, die von Projektionsdaten extrahiert wurden, die auch sich in der Scanposition unterscheidende beinhalten und extrahierte projizierte interpoliert oder einer Interpolation oder gewichteten Addition unterworfen werden, um Projektionsdaten Dr zu erhalten, bei dem Schritt S61' in 25 Projektionsdaten von Projektionsdaten derselben Scanposition extrahiert und, wenn nur ein Satz von Projektionsdaten extrahiert wird, dieser als Projektionsdaten Dr verwendet oder, wenn mehrere Sätze vorliegen, diese einer Interpolation oder gewichteten Addition unterworfen werden, um Projektionsdaten Dr zu erhalten.

Demzufolge wird, obwohl das Tomogramm der Rekonstruktionsebene P 0.5 nur durch einen einzigen Durchlauf einer Bildrekonstruktion bei dem Schritt 56 von 4 erhalten wird, bei dem Schritt S61 von 25 ein Tomogramm G1 der Rekonstruktionsebene P0.5 aus den Projektionsdaten zu einem Bild rekonstruiert, die in der Scanposition z0 erhalten werden, und ein Tomogramm G2 der Rekonstruktionsebene P0.5 aus den Projektionsdaten zu einem Bild rekonstruiert, die in der Scanposition z1 erhalten werden, wie es 26(a) bis 26(d) darstellen.

Gemäß nochmaliger Bezugnahme auf 24 werden bei dem Schritt S7 mehrere Tomogramme auf derselben Rekonstruktionsebene einer Interpolation oder gewichteten Addition zum Erzielen nur eines Tomogramms unterworfen. Beispielsweise wird, indem die Tomogramme G1 und G2 auf der Rekonstruktionsebene P0.5, dargestellt in den 26(a) bis 26(d), einer Interpolation oder gewichteten Addition auf einer Pixel-für-Pixel-Basis unterworfen werden, ein Tomogramm G auf der Rekonstruktionsebene P0.5 erhalten. Nämlich: G = k1·G1 + k2·G2 wobei k1 und k2 Interpolationskoeffizienten oder gewichtete Additionskoeffizienten sind, welche auf der Basis der geometrischen Positionen und Richtungen der Röntgenstrahlen ermittelt werden, welche die Pixel der Tomogramme durchlaufen, die der Interpolation oder gewichteten Addition zu unterwerfen sind. Im Übrigen wird k1 + k2 = 1 angenommen.

Das Röntgen-CT-Gerät der Ausführungsform 5 stellt einen Bildqualitätsverbesserungseffekt und einen Effekt einer Reduzierung der nutzlos bestrahlten Fläche gegenüber denjenigen von 1 bereit. Ferner wird ein getrenntes Tomogramm zusätzlich für jede Scanposition selbst auf derselben Rekonstruktionsebene erzielt.

27 ist ein Flussdiagramm des Röntgen-CT-Bildgebungsverfahrens bezüglich der Ausführungsform 6.

Im Vergleich zu dem Flussdiagramm des Röntgen-CT-Bildgebungsverfahrens der in 5 dargestellten Ausführungsform 5 sind der Schritt 87 in 24 hier durch den Schritt S7' ersetzt und der Schritt S7 hinzugefügt. Die anderen Schritte sind dieselben. Daher wird nur der Schritt S7 beschrieben.

Bei dem Schritt S7 werden mehrere Tomogramme auf Rekonstruktionsebenen in einem vorgeschriebenen z-Achsenrichtungsbereich einer Interpolation oder gewichteten Addition unterworfen, um nur ein einziges Tomogramm zu erhalten.

Das Röntgen-CT-Gerät der Ausführungsform 6 stellt einen Bildqualitätsverbesserungseffekt und einen Effekt einer Reduzierung der nutzlos bestrahlten Fläche gegenüber denjenigen von 5 bereit. Ferner kann es die Scheibendicke steuern, indem der z-Achsenrichtungsbereich, der Interpolationskoeffizient und der gewichtete Additionskoeffizient geeignet eingestellt werden.

Das Röntgen-CT-Gerät und das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung können zum Erfassen von Tomogrammen eines Untersuchungsgegenstandes verwendet werden. Sie können in medizinischen Röntgen-CT-Geräten, industriellen Röntgen-CT-Geräten oder Röntgen-CT-PET-Geräten oder mit einigen anderen Geräten kombinierten Röntgen-CT-SPECT-Geräten verwendet werden.

Es wird eine Verbesserung der Bildqualität von Tomogrammen in einem einen mehrzeiligen Röntgendetektor 24 verwendendem Röntgen-CT-Gerät 100 realisiert. Wenn herkömmliches Scannen (Axial-Scannen) oder Kine-Scannen in aufeinander folgenden unterschiedlichen Scanpositionen in der z-Achsenrichtung durchzuführen ist, wird die Breite des Röntgenstrahls an den Scanpositionen an beiden Enden auf genau oder angenähert auf D/2 in Bezug auf den mehrzeiligen Röntgendetektor 24 gehalten. Alternativ wird der Zwischenabstand zwischen einer Scanposition und einer weiteren auf nicht mehr als D gehalten. Die von Positionen auf der z-Achse einer rekonstruierten Ebene abhängige Ungleichmäßigkeit der Bildqualität kann verbessert werden.