KURZBESCHREIBUNG
DER ERFINDUNG
Es
ist deshalb eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
und ein Röntgen-CT-System
zu schaffen, die in der Lage sind, eine Verringerung der Auflösung zu
reduzieren, die proportional zu einer Vergrößerung des Abstands eines Punktes
in einem Tomographiebild von einem darin befindlichen Punkt, der
einer Scannzentrumposition zugeordnet ist, schlechter wird, was
in dem Fall auftritt, wenn Projektionslinien von einer Form in eine
andere gewandelt werden.
Um
das vorstehende Problem zu lösen
und die Aufgaben zu erfüllen,
ist gemäß einer
ersten Ausführungsform
der Erfindung ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
geschaffen, bei dem: ein fächerförmiger Röntgenstrahl,
der dick ist und zu einem Objekt ausgestrahlt wird, um den Umfang
des Objektes herum gedreht wird; Projektionsdatenelemente, die einen
durch das Objekt durchgelassenen Röntgenstrahl betreffen, erfasst
werden, wenn der Röntgenstrahl
um mehrere aufeinander folgende Drehwinkel gedreht wird; Fächerstrahldaten,
die Projektionsdatenelemente enthalten, die bei einer Drehung eines
Röntgenstrahls
um die Drehwinkel erfasst werden, verstärkt werden, um Projektionsdaten
zu verschärfen,
die in den Fächerstrahldaten
enthalten sind und entlang jeder Projektionslinie akquiriert werden;
die verstärkten
Fächerstrahldaten
verwendet werden, um in Bezug auf jeden Projektionswinkel Parallelstrahldaten
zu erzeugen, deren Werte entlang paralleler Projektionslinien definiert
sind; und die Parallelstrahldaten verwendet werden, um ein Bild
zu rekonstruieren.
Gemäß der ersten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung werden, nachdem die Fächerstrahldaten verstärkt worden
sind, Parallelstrahldaten erzeugt, um ein Bild zu rekonstruieren.
Gemäß einer
zweiten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
geschaffen, das mit dem Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
gemäß der ersten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung gleich ist, mit der Ausnahme, dass die
Verstärkung
eine erste Verstärkung
zur Verschärfung
von Projektionsdatenelementen umfasst, die in mehreren Fächerstrahldatenelementen
enthalten sind, die erfasst werden, wenn ein Röntgenstrahl um nebeneinander
liegende Drehwinkel gedreht wird.
Gemäß der zweiten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung verschärft die erste Verstärkung Projektionsdatenelemente,
die in den Fächerstrahldatenelementen
enthalten sind, die bei einem um dicht nebeneinander liegende Drehwinkel
gedrehten Röntgenstrahl
erfasst werden.
Gemäß einer
dritten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
geschaffen, das dem Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
gemäß der zweiten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung gleicht, mit der Ausnahme, dass unter
der Annahme, dass j eine Ansichtsnummer bezeichnet, die einen Drehwinkel
kennzeichnet, i eine Kanalnummer bezeichnet, die einen Ort kennzeichnet,
an dem eine Projektionslinie endet, r eine Zeilennummer bezeichnet,
die eine Stelle in einer Dickenrichtung kennzeichnet, P
i,j,r einen
Fächerstrahldatenwert
bezeichnet, der bei der Ansichtsnummer j, der Kanalnummer i und
der Zeilennummer r identifiziert wird, w eine Nummernreichweite
bezeichnet, die einen Bereich von Ansichtsnummern j von zu behandelnden
Ansichten darstellt, k einen Parameter bezeichnet, mit dem eine
Ansichtsnummer einer zu behandelnden Ansicht gekennzeichnet wird,
W
k einen Gewichtungskoeffizienten bezeichnet,
der jeder Ansichtsnummer zugeordnet wird, und Q
i,j,r einen
Fächerstrahldatenwert
bezeichnet, der bei der Ansichtsnummer j, der Kanalnummer i und
der Zeilennummer r bestimmt und einer ersten Verstärkung unterworfen
wird, die erste Verstärkung
die folgende Formel (1) verwendet:
Gemäß einer
vierten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
geschaffen, das dem Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
nach einem beliebigen der ersten bis dritten Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung gleicht, wobei jedoch die Verstärkung eine
zweite Verstärkung
zur Verschärfung
von Projektionsdatenelementen beinhaltet, die in mehreren Fächerstrahldatenelementen
enthalten sind, die an in der Dickenrichtung zueinander benachbarten
Stellen erfasst werden.
Gemäß der vierten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung verschärft die zweite Verstärkung Projektionsdatenelemente,
die in den Fächerstrahldatenelementen
enthalten sind, die an in der Dickenrichtung nebeneinander liegenden
Stellen erfasst werden.
Gemäß einer
fünften
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
geschaffen, das mit dem Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
nach der vierten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung im Wesentlichen identisch ist, mit der
Ausnahme, dass: unter der Annahme, dass j eine Ansichtsnummer bezeichnet,
die einen Drehwinkel kennzeichnet, i eine Kanalnummer bezeichnet,
die eine Stelle kennzeichnet, an der eine Projektionslinie endet,
r eine Zeilennummer bezeichnet, die eine Stelle in einer Dickenrichtung
kennzeichnet, P
i,j,r einen Fächerstrahldatenwert
bezeichnet, der mit der Ansichtsnummer j, Kanalnummer i und Zeilennummer
r identifiziert wird, w eine Nummernreichweite bezeichnet, die einen
Bereich von Zeilennummern r angibt, der Orte in der Dickenrichtung
kennzeichnet, an denen zu verarbeitende Projektionsdatenelemente
erfasst werden, k einen Parameter bezeichnet, mit dem eine Zeilennummer
gekennzeichnet wird, die eine Stelle in der Dickenrichtung kennzeichnet,
an der zu behandelnde Projektionsdaten erfasst werden, W
k einen Gewichtungskoeffizienten bezeichnet,
der jeder Zeilennummer zugeordnet ist, und R
i,j,r einen
Fächerstrahldatenwert
bezeichnet, der bei der Ansichtsnummer j, Kanalnummer i und Zei lennummer
r ermittelt wird, die zweite Verstärkung die folgende Formel (2)
anwendet:
Gemäß einer
sechsten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
geschaffen, bei dem: ein fächerförmiger Röntgenstrahl,
der dick ist und zu einem Objekt ausgestrahlt wird, um das Objekt
herum gedreht wird; Projektionsdatenelemente, die einen durch das
Objekt durchgelassenen Röntgenstrahl
betreffen, erfasst werden, wobei der Röntgenstrahl um mehrere aufeinander folgende
Drehwinkel gedreht wird; Fächerstrahldaten,
die Projektionsdatenelemente enthalten, die bei einer Drehung des
Röntgenstrahls
um die Drehwinkel erfasst werden, verwendet werden, um in Bezug
auf jeden Projektionswinkel Parallelstrahldaten zu erzeugen, deren
Werte entlang paralleler Projektionslinien definiert sind; die Parallelstrahldaten
in Einheiten einer Projektionslinie verstärkt werden und die verstärkten Parallelstrahldaten
dazu verwendet werden, ein Bild zu rekonstruieren.
Gemäß der sechsten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung werden Parallelstrahldaten verstärkt und
anschließend
dazu verwendet, ein Bild zu rekonstruieren.
Gemäß einer
siebten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
geschaffen, das dem Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
nach der sechsten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung gleicht, mit der Ausnahme, dass die Verstärkung eine
erste Verstärkung zur
Verschärfung
von Datenelementen bein haltet, die in mehreren Parallelstrahldatenelementen
enthalten und entlang Projektionslinien definiert sind, deren Projektionswinkel
dicht aneinander liegen.
Gemäß der siebten
Ausführungsform
verschärft
die erste Verstärkung
Datenelemente, die in Parallelstrahldatenelementen enthalten und
entlang Projektionslinien definiert sind, deren Projektionswinkel
nahe aneinander liegen.
Gemäß einer
achten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
geschaffen, das mit dem Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
gemäß der sechsten oder
siebten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung gleich ist, wobei jedoch die Verstärkung eine
zweite Verstärkung
zur Verschärfung
von Datenelementen beinhaltet, die in mehreren Parallelstrahldatenelementen enthalten
und an Stellen definiert sind, die einer Dickenrichtung nebeneinander
liegen.
Gemäß der achten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung verschärft die zweite Verstärkung Datenelemente,
die in Parallelstrahldatenelementen enthalten und an in der Dickenrichtung
zueinander benachbarten Orten definiert sind.
Gemäß einer
neunten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
geschaffen, bei dem: ein fächerförmiger Röntgenstrahl,
der dick ist und auf ein Objekt ausgestrahlt wird, um das Objekt
herum gedreht wird; Projektionsdatenelemente, die einen durch das
Objekt übermittelten
Röntgenstrahl
betreffen, erfasst werden, wenn der Röntgenstrahl um mehrere aufeinander
folgende Drehwinkel gedreht wird, Fächerstrahldaten, die Projektionsdatenelemente
enthalten, die bei einem um die Drehwinkel gedrehten Röntgenstrahl
erfasst werden, verwendet werden, um in Bezug auf jeden Projektionswinkel
Projektionsstrahldaten zu erzeugen, deren Werte entlang paralleler
Projektionslinien definiert sind; die Parallelstrahldaten dazu verwendet
werden, ein durch Tomographiebilddaten dargestelltes Bild des Objektes zu
rekonstruieren; ein Punkt, der einer Scannzentrumsposition zugeordnet
ist, die einer Drehmittelpunktsposition entspricht, in dem durch
die Tomographiebilddaten dargestellten Bild identifiziert wird;
und eine dritte Verstärkung
durchgeführt,
um Pixel, die die Tomographiebilddaten bilden, derart zu verschärfen, dass
ein Pixel, dessen Abstand von dem der Scannzentrumsposition zugeordneten
Punkt größer ist,
in einem größeren Maße verschärft wird.
Gemäß der neunten
Ausführungsform
der Erfindung erfolgt die dritte Verstärkung der Tomographiebilddaten
in einer derartigen Weise, dass ein Pixel mit einem größeren Abstand
zu dem der Scannzentrumsposition zugeordneten Punkt in stärkerem Grade
verschärft
wird.
Gemäß einer
zehnten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
geschaffen, bei dem: ein fächerförmiger Röntgenstrahl,
der dick ist und zu einem Objekt ausgestrahlt wird, um das Objekt
gedreht wird; Projektionsdatenelemente, die einen durch das Objekt
durchgelassenen Röntgenstrahl
betreffen, erfasst werden, wenn der Röntgenstrahl um mehrere aufeinander
folgende Drehwinkel gedreht wird; lokale Transmissionsbereichsdaten,
die Röntgenstrahlen
betreffen, die durch einen lokalen Bereich des Objektes durchgelassen
werden, aus Fächerstrahldaten
abgetastet bzw. erfasst werden, die Pro jektionsdatenelemente enthalten,
die erfasst werden, wenn ein Röntgenstrahl
um die Drehwinkel gedreht wird; die lokalen Transmissionsbereichsdaten
mittels einer Fouriertransformation gewandelt werden, um lokale
Frequenzbereichsdaten zu erzeugen; nachdem eine Hochpassfilterung
durchgeführt
wird, um eine Niederfrequenzkomponente aus den lokalen Frequenzbereichsdaten
zu entfernen, die lokalen Frequenzbereichsdaten, die einer Hochpassfilterung
unterzogen worden sind, durch eine inverse Fouriertransformation
gewandelt werden, um verschärfte
lokale Transmissionsbereichsdaten zu erzeugen; die verschärften lokalen
Transmissionsbereichsdaten, die Röntgenstrahlen betreffen, die
unter den Drehwinkeln entlang aufgefächerter Projektionslinien ausgestrahlt
werden, verwendet werden, um in Bezug auf jeden Projektionswinkel
Parallelstrahldaten zu erzeugen, deren Werte entlang paralleler
Projektionslinien definiert sind; und die Parallelstrahldaten dazu
verwendet werden, ein Bild zu rekonstruieren.
Gemäß der zehnten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung beseitigt eine Hochpassfilterung eine
Niederfrequenzkomponente aus den lokalen Frequenzbereichsdaten,
die von einer Fouriertransformation der Fächerstrahldaten herrühren, und
verschärft
die ursprünglichen
lokalen Transmissionsbereichsdaten.
Gemäß einer
elften Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren
geschaffen, bei dem: ein fächerförmiger Röntgenstrahl,
der dick ist und auf ein Objekt ausgestrahlt wird, um das Objekt
herum gedreht wird; Projektionsdatenelemente, die einen durch das
Objekt durchgelassenen Röntgenstrahl
betreffen, erfasst werden, wenn der Röntgenstrahl um mehrere auf einander
folgende Drehwinkel gedreht wird; Fächerstrahldaten, die Projektionsdatenelemente
enthalten, die bei einer Drehung des Röntgenstrahls um die Drehwinkel
erfasst werden, verwendet werden, um in Bezug auf jeden Projektionswinkel
Parallelstrahldaten zu erzeugen, deren Werte entlang paralleler
Projektionslinien definiert sind; lokale Transmissionsbereichsdaten,
die Röntgenstrahlen
betreffen, die durch einen lokalen Bereich des Objektes durchgelassen
werden, aus den Parallelstrahldaten abgetastet bzw. erfasst werden;
die lokalen Transmissionsbereichsdaten mittels Fouriertransformation
transformiert werden, um lokale Frequenzbereichsdaten zu erzeugen;
anschließend
eine Hochpassfilterung durchgeführt
wird, um eine Niederfrequenzkomponente aus den lokalen Frequenzbereichsdaten
zu entfernen, wobei die lokalen Frequenzbereichsdaten, die der Hochpassfilterung
unterzogen worden sind, mittels einer inversen Fouriertransformation
gewandelt werden, um verschärfte
lokale Transmissionsbereichsdaten zu erzeugen; und die verschärften Transmissionsbereichsdaten
dazu verwendet werden, ein Bild zu rekonstruieren.
Gemäß der elften
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung beseitigt die Hochpassfilterung eine Niederfrequenzkomponente
aus den lokalen Frequenzbereichsdaten, die von der Fouriertransformation
der Parallelstrahldaten resultieren, um ursprüngliche Transmissionsbereichsdaten
zu verschärfen.
Gemäß einer
zwölften
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-System geschaffen,
das aufweist: eine Dreheinrichtung, die einen fächerförmigen Röntgenstrahl, der dick ist und
zu einem Objekt ausgestrahlt wird, um das Objekt herum dreht; einen
Röntgendetektor
der Projektionsdatenelemente erfasst, die einen Röntgenstrahl
betreffen, der durch das Objekt durchgelassen wird, wenn der Röntgenstrahl
um mehrere aufeinander folgende Drehwinkel gedreht wird; eine Verstärkungseinrichtung
zur Durchführung
einer ersten Verstärkung
an Fächerstrahldaten,
die Projektionsdatenelemente enthalten, die bei einer Drehung eines
Röntgenstrahls
um die Drehwinkel erfasst werden, so dass Projektionsdaten, die
in den Fächerstrahldaten
enthalten sind und entlang jeder Projektionslinie akquiriert werden,
verschärft
werden; eine Projektionslinienwandlungseinrichtung zur Erzeugung
von Parallelstrahldaten, deren Werte entlang paralleler Projektionslinien
definiert sind, in Bezug auf jeden Projektionswinkel unter Verwendung
der verstärkten
Fächerstrahldaten;
und eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Rekonstruktion eines
Bildes unter Verwendung der Parallelstrahldaten.
Gemäß einer
dreizehnten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-System geschaffen,
dass mit dem Röntgen-CT-System
nach der zwölften
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung gleich ist, mit der Ausnahme, dass die
Verstärkungseinrichtung
eine erste Verstärkungseinrichtung
zur Durchführung
der ersten Verstärkung
enthält,
um Projektionsdatenelemente zu verschärfen, die in mehreren Fächerstrahldatenelementen
enthalten sind, die bei einer Drehung eines Röntgenstrahls um dicht aneinander liegende
Drehwinkel erfasst werden.
Gemäß einer
vierzehnten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-System geschaffen,
das dem Röntgen-CT-System
gemäß der zwölften oder
dreizehnten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung entspricht, wobei jedoch die Verstärkungseinrichtung
eine zweite Verstär kungseinrichtung zur
Durchführung
einer derartigen zweiten Verstärkung
enthält,
dass Projektionsdatenelemente verschärft werden, die in mehreren
Fächerstrahldatenelementen
enthalten sind, die an in einer Tiefenrichtung nebeneinander liegenden
Stellen erfasst werden.
Gemäß einer
fünfzehnten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-System geschaffen,
das aufweist: eine Dreheinrichtung, die einen fächerförmigen Röntgenstrahl, der dick ist und
auf ein Objekt ausgestrahlt wird, um das Objekt herum dreht; einen
Röntgendetektor,
der Projektionsdatenelemente erfasst, die einen Röntgenstrahl
betreffen, der durch das Objekt durchgelassen wird, wenn der Röntgenstrahl
um mehrere aufeinander folgende Drehwinkel gedreht wird; eine Projektionslinienwandlungseinrichtung zur
Erzeugung von Parallelstrahldaten, deren Werte entlang paralleler
Projektionslinien definiert sind, in Bezug auf jeden Projektionswinkel
unter Verwendung von Fächerstrahldaten,
die Projektionsdatenelemente enthalten, die bei einer Drehung des
Röntgenstrahls
um die Drehwinkel erfasst werden; eine Verstärkungseinrichtung zur Verstärkung der
Parallelstrahldaten in einer derartigen Weise, um Daten zu verschärfen, die
in den Parallelstrahldaten enthalten und entlang jeder Projektionslinie
definiert sind; und eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Rekonstruktion
eines Bildes unter Verwendung der verstärkten Parallelstrahldaten.
Gemäß einer
sechzehnten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-System geschaffen,
dass im Wesentlichen mit dem Röntgen-CT-System
gemäß der fünfzehnten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung identisch ist, mit der Ausnahme, dass
die Verstärkungseinrichtung
ei ne erste Verstärkungseinrichtung
zur Durchführung
der ersten Verstärkung
enthält,
um Datenelemente zu verschärfen,
die in mehreren Parallelstrahldatenelementen enthalten und entlang
von Projektionslinien definiert sind, deren Projektionswinkel nahe
aneinander liegen.
Gemäß einer
siebzehnten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-System geschaffen,
das dem Röntgen-CT-System
gemäß der fünfzehnten
oder sechzehnten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung mit der Ausnahme gleicht, dass die Verstärkungseinrichtung
eine zweite Verstärkungseinrichtung
zur Durchführung
der zweiten Verstärkung
enthält,
um Datenelemente zu verschärfen,
die in mehreren Parallelstrahldatenelementen enthalten und an Orten
definiert sind, die in einer Tiefenrichtung nebeneinander liegen.
Gemäß einer
achtzehnten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-System geschaffen,
das aufweist: eine Dreheinrichtung, die einen fächerförmigen Röntgenstrahl, der dick ist und
auf ein Objekt ausgestrahlt wird, um das Objekt herum dreht; einen
Röntgendetektor,
der Projektionsdatenelemente erfasst, die einen Röntgenstrahl
betreffen, der durch das Objekt durchgelassen wird, wenn der Röntgenstrahl
um mehrere aufeinander folgende Drehwinkel gedreht wird; eine Projektionslinienwandlungseinrichtung zur
Erzeugung von Parallelstrahldaten, deren Werte entlang paralleler
Projektionslinien definiert sind, in Bezug auf jeden Projektionswinkel
unter Verwendung von Fächerstrahldaten,
die Projektionsdatenelemente enthalten, die bei einer Drehung des
Röntgenstrahls
um die Drehwinkel erfasst werden; eine Bildrekonstruktionseinrichtung
zur Rekonstruktion eines Bildes des Objektes, das durch Tomogra phiebilddaten
dargestellt ist, unter Verwendung der Parallelstrahldaten; und eine
dritte Verstärkungseinrichtung
zur Identifizierung eines Punktes in einem durch die Tomographiebilddaten
dargestellten Bild, der einer Scannzentrumsposition zugeordnet ist, die
einer Drehmittelpunktposition entspricht, und zur Verschärfung von
Pixeln, die die Tomographiebilddaten bilden, in einer derartigen
Weise, dass ein Pixel, dessen Abstand von dem der Scannzentrumsposition
zugeordneten Punkt größer ist,
in einem größerem Maße verschärft wird.
Gemäß einer
neunzehnten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-System geschaffen,
das aufweist: eine Dreheinrichtung, die einen fächerförmigen Röntgenstrahl, der dick ist und
zu einem Objekt ausgestrahlt wird, um das Objekt herum dreht; einen
Röntgendetektor,
der Projektionsdatenelemente erfasst, die einen Röntgenstrahl
betreffen, der durch das Objekt durchgelassen wird, wenn der Röntgenstrahl
um mehrere aufeinander folgende Drehwinkel gedreht wird; eine Lokalbereichsabtasteinrichtung
zur Abtastung bzw. Erfassung lokaler Transmissionsbereichsdaten,
die einen Röntgenstrahl
betreffen, der durch einen lokalen Bereich des Objektes durchgelassen
wird, aus Fächerstrahldaten,
die Projektionsdatenelemente enthalten, die bei einer Drehung des
Röntgenstrahls
um die Drehwinkel erfasst werden; eine vierte Verstärkungseinrichtung
zur Fouriertransformation der lokalen Transmissionsbereichsdaten,
um lokale Frequenzbereichsdaten zu erzeugen, und zur nachfolgenden
Durchführung
einer Hochpassfilterung, um eine Niederfrequenzkomponente von den
lokalen Frequenzbereichsdaten zu entfernen, sowie zur inversen Fouriertransformation
der lokalen Frequenzbereichsdaten, die einer Hochpassfilterung unterworfen
worden sind, um verschärfte lokale
Transmissionsbereichsdaten zu erzeugen; eine Projektionslinienwandlungseinrichtung
zur Erzeugung von Parallelstrahldaten, deren Werte entlang paralleler
Projektionslinien definiert sind, in Bezug auf jeden Projektionswinkel
unter Verwendung der verschärften
lokalen Transmissionsbereichsdaten; und eine Bildrekonstruktionseinrichtung
zur Rekonstruktion eines Bildes unter Verwendung der Parallelstrahldaten.
Gemäß einer
zwanzigsten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-System geschaffen,
das aufweist: eine Dreheinrichtung, die einen fächerförmigen Röntgenstrahl, der dick ist und
zu einem Objekt ausgestrahlt wird, um das Objekt herum dreht; einen
Röntgendetektor,
der Projektionsdatenelemente erfasst, die einen Röntgenstrahl
betreffen, der durch das Objekt durchgelassen wird, wenn der Röntgenstrahl
um mehrere aufeinander folgende Drehwinkel gedreht wird; eine Projektionslinienwandlungseinrichtung
zur Erzeugung von Parallelstrahldaten, deren Werte entlang paralleler
Linien definiert sind, in Bezug auf jeden Projektionswinkel unter
Verwendung von Fächerstrahldaten,
die Projektionsdatenelemente enthalten, die bei einer Drehung des
Röntgenstrahls
um die Drehwinkel erfasst werden; eine Lokalbereichsabtasteinrichtung
zur Abtastung bzw. Erfassung lokaler Transmissionsbereichsdaten,
die einen Röntgenstrahl
betreffen, der durch einen lokalen Bereich des Objektes durchgelassen
wird, aus den Parallelstrahldaten; eine vierte Verstärkungseinrichtung
zur Fouriertransformation der lokalen Transmissionsbereichsdaten,
um lokale Frequenzbereichsdaten zu erzeugen, und zur nach der Durchführung einer
Hochpassfilterung zur Beseitigung einer Niederfrequenzkomponente
aus den lokalen Frequenzbereichsdaten erfolgenden inversen Fouriertransformation der lokalen
Frequenzbereichsdaten, die einer Hochpassfilterung unterworfen worden
sind, um verschärfte
lokale Transmissionsbereichsdaten zu erzeugen; und eine Bildrekonstruktionseinrichtung
zur Rekonstruktion eines Bildes des Objektes, das durch lokale Tomographiebilddaten
dargestellt ist, unter Verwendung der verschärften lokalen Transmissionsbereichsdaten.
Wie
vorstehend erwähnt,
wird gemäß der vorliegenden
Erfindung eine beliebige der ersten bis vierten Verstärkungen
durchgeführt,
um Fächerstrahldaten,
Parallelstrahldaten oder tomographische Bilddaten zu verschärfen. Demgemäß werden
streifenförmige
Artefakte, die von einer Umwandlung von Fächerstrahldaten in Parallelstrahldaten
gemäß dem MIP-Verfahren herrühren, auf
ein Minimum reduziert. Eine Auflösungsabnahme
eines Tomographiebildes, die an einem Punkt in dem Bild auftritt,
der sich von einem einer Scannzentrumsposition zugeordneten Punkt
weit entfernt befindet, kann verringert werden. Insbesondere kann
die Bildqualität
eines Tomographiebildes eines delikaten Lungenfeldes an einem Punkt
in dem Bild verbessert werden, der sich von dem Punkt weit entfernt
befindet, der der Scannzentrumsposition zugeordnet ist.
Weitere
Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung erschließen sich
aus der folgenden Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen
der Erfindung, wie sie in den beigefügten Zeichnungen veranschaulicht
sind.
KURZE BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
1 veranschaulicht
ein Blockschaltbild, das die gesamte Konfiguration eines Röntgen-CT-Systems veranschaulicht.
2 zeigt
ein erläuterndes
Schaubild unter Veranschaulichung der Röntgenaufnahme, die mittels
einer Röntgenröhre und
eines Röntgendetektors
durchgeführt
wird.
3 zeigt ein erläuterndes Schaubild unter Veranschaulichung
von Fächerstrahldatenelementen,
die durch das Röntgen-CT-System
akquiriert werden.
4 zeigt
ein Flussdiagramm, das Aktionen beschreibt, die durch eine in der
ersten Ausführungsform
enthaltene Datenverarbeitungseinrichtung auszuführen sind.
5 zeigt
ein Flussdiagramm, das Aktionen beschreibt, die während einer
ersten Verstärkung
auszuführen
sind.
6 zeigt
ein erläuterndes
Schaubild, das die erste Verstärkung
betrifft.
7 zeigt
ein erläuterndes
Schaubild, das einen Gewichtungskoeffizienten betrifft, der für die erste Verstärkung verwendet
wird.
8 zeigt
graphische MTF-Darstellungen, die mit Werten aufgezeichnet sind,
die aus rekonstruierten Bildern gemäß der ersten Ausführungsform
tatsächlich
gemessen worden sind.
9 zeigt
ein Flussdiagramm unter Beschreibung von Aktionen, die während einer
zweiten Verstärkung
gemäß einer
zweiten Ausführungsform
auszuführen
sind.
10 zeigt
ein erläuterndes
Diagramm unter Veranschaulichung eines Gewichtungskoeffizienten, der
für die
zweite Verstärkung
eingesetzt wird.
11 zeigt
ein Flussdiagramm, das Aktionen beschreibt, die durch die Datenverarbeitungsvorrichtung
gemäß einer
dritten Ausführungsform
auszuführen
sind.
12 zeigt
ein Flussdiagramm, das Aktionen beschreibt, die während einer
dritten Verstärkung
gemäß der dritten
Ausführungsform
auszuführen
sind.
13 zeigt
ein Flussdiagramm, das Aktionen beschreibt, die während einer
vierten Verstärkung
gemäß einer
vierten Ausführungsform
auszuführen
sind.
DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Unter
Bezugnahme auf die beigefügten
Zeichnungen ist nachstehend die bevorzugte Ausführungsform eines Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahrens
und eines Röntgen-CT-Systems gemäß der vorliegenden
Erfindung beschrieben. Es ist zu beachten, dass die vorliegende
Erfindung nicht auf die bevorzugte Ausführungsform beschränkt ist.
Erste Ausführungsform
Zunächst ist
nachstehend die Gesamtkonfiguration eines Röntgen-CT-Systems gemäß einer
ersten Ausführungsform
beschrieben. 1 zeigt ein Blockschaltbild
unter Veranschaulichung des Röntgen-CT-Systems.
Wie in 1 veranschaulicht, enthält das Röntgen-CT-System eine Scannergantry 10 und
eine Bedienerkonsole 6.
Die
Scannergantry 10 enthält
eine Röntgenröhre 20.
Röntgenstrahlen,
die nicht veranschaulicht sind, jedoch von der Röntgenröhre 20 abgestrahlt
werden, werden durch einen Kollimator 22 zu einem konischen Röntgenstrahlbündel geformt,
der sich fächerartig
auf weitet und dick ist, und sie werden auf einen Röntgendetektor 24 zu
ausgestrahlt.
Der
Röntgendetektor 24 weist
mehrere Szintillatoren auf, die in einem Array in Form einer Matrix
in einer Richtung, in der sich die fächerförmigen Röntgenstrahl aufweiten, festgelegt
sind. Der Röntgendetektor 24 ist
ein Mehrkanaldetektor, der ausreichend breit ist, um mehrere Szintillatoren,
die in einem Array in Form einer Matrix angeordnet sind, aufzuweisen.
Der
Röntgendetektor 24 weist
eine Röntgenstrahleinfallsfläche auf,
die im Ganzen in einer konkaven Weise gekrümmt ist. Der Röntgendetektor 24 ist
durch einen Kombination von Szintillatoren gebildet, die aus einem
anorganischen Kristall und Photodioden gebildet sind, die als photoelektrische
Wandler dienen.
Mit
dem Röntgendetektor 24 ist
eine Datenakquisitionseinheit 26 verbunden. Die Datenakquisitionseinheit 26 akquiriert
Informationen oder Daten, die durch jeden der in dem Röntgendetektor 24 enthaltenen Szintillatoren
erfasst werden. Eine Röntgensteuerungseinrichtung 28 steuert
die Röntgenausstrahlung
aus der Röntgenröhre 20.
Die Verbindungs- bzw. Verknüpfungsbeziehung
zwischen der Röntgenröhre 20 und
der Röntgensteuerungseinrichtung 28 sowie
die Verbindungs- bzw. Verknüpfungsbeziehung
zwischen dem Kollimator 22 und einer Kollimatorsteuerungseinrichtung 30 sind
hier nicht veranschaulicht. Der Kollimator 22 ist durch
die Kollimatorsteuerungseinrichtung 30 gesteuert.
Die
vorstehenden Komponenten, beginnend mit der Röntgenröhre 20 und endend
mit der Kollimatorsteuerungseinrichtung 30, sind in einem
Rotator oder einer Dreheinrichtung 34 aufgenommen bzw.
eingebaut, der bzw. die in der Scannergantry 20 enthalten
ist. Hier liegt ein Objekt oder ein Phantomgebilde unten auf einem
Röntgentisch 4 in
einer Bohrung 29, die in der Mitte der Dreheinrichtung 34 angeordnet
ist. Die Dreheinrichtung 34 wird durch eine Drehsteuerungseinrichtung 36 gesteuert,
um sich zu drehen. Die Röntgenröhre 20 feuert
Röntgenstrahlen
ab, während
der Röntgendetektor 24 durch
das Objekt oder Phantomgebilde durchgelassene Röntgenstrahlen in Form von Projektionsdatenelementen
erfasst, die jede Ansicht bilden, die einem Drehwinkel ent spricht,
um den die Scannergantry gedreht wird. Die Verbindungsbeziehung
zwischen der Dreheinrichtung 34 und der Drehsteuerungseinrichtung 36 ist
in der Zeichnung nicht veranschaulicht.
Die
Bedienerkonsole 6 enthält
eine Datenverarbeitungsvorrichtung 60. Die Datenverarbeitungsvorrichtung 60 enthält beispielsweise
einen Rechner bzw. Computer und umfasst ferner eine Vorverarbeitungseinrichtung,
einen ersten bis vierten Teil einer Verstärkungseinrichtung, eine Bildrekonstruktionseinrichtung und
eine Nachverarbeitungseinrichtung. Mit der Datenverarbeitungsvorrichtung 60 ist
eine Steuerungsschnittstelle 62 verbunden. Mit der Steuerungsschnittstelle 62 ist
die Scannergantry 10 verbunden. Die Datenverarbeitungsvorrichtung 60 steuert
die Scannergantry 10 über
die Steuerungsschnittstelle 62.
Die
Datenakquisitionseinheit 26, die Röntgensteuerung 28,
die Kollimatorsteuerung 30 und die Drehsteuerung 36,
die in der Scannergantry 10 integriert sind, werden über die
Steuerungsschnittstelle 62 gesteuert. Die Verbindungen
der Steuerungsschnittstelle 62 zu diesen Komponenten sind
in der Zeichnung nicht veranschaulicht.
Mit
der Datenverarbeitungsvorrichtung 60 ist ein Datenerfassungspuffer
oder -zwischenspeicher 64 verbunden. Der Datenerfassungspuffer 64 ist
mit der Datenakquisitionseinheit 26 verbunden, die in der
Scannergantry 10 aufgenommen ist. Durch die Datenakquisitionseinheit 26 akquirierte
Daten werden zu der Datenverarbeitungsvorrichtung 60 über den
Datenerfassungspuffer 64 übermittelt.
Die
Datenverarbeitungsvorrichtung 60 rekonstruiert Bilder unter
Verwendung eines übertragenen Röntgensignals,
d.h. unter Verwendung von Projektionsdatenelementen, die über den
Datenerfassungspuffer 64 akquiriert werden. Ferner ist
eine Speichervorrichtung 66 mit der Datenverarbeitungsvorrichtung 60 verbunden.
In der Speichervorrichtung 66 werden Projektionsdatenelemente,
die in dem Datenerfassungspuffer 64 gesammelt werden, rekonstruierte
tomographische Bilddatenelemente und Programme gespeichert, die
die Fähigkeiten
des Röntgen-CT-Systems
verwirklichen.
Mit
der Datenverarbeitungsvorrichtung 60 sind eine Anzeigevorrichtung 68 und
eine Bedienvorrichtung 70 verbunden. Tomographiebilder
und sonstige Informationen, die von der Datenverarbeitungsvorrichtung 60 geliefert
werden, werden auf der Anzeigevorrichtung 68 angezeigt.
Die Bedienvorrichtung 70 wird durch einen Bediener betätigt und übermittelt
verschiedene Anweisungen sowie Informationsteile an die Datenverarbeitungsvorrichtung 60.
Der Bediener verwendet die Anzeigevorrichtung 68 und die
Bedienvorrichtung 70, um das Röntgen-CT-System in einer interaktiven
Weise zu bedienen bzw. zu betreiben. Die Scannergantry 10,
der Röntgentisch 4 und
die Bedienerkonsole 6 durchstrahlen ein Objekt oder ein
Phantomgebilde mit Röntgenstrahlen
um Tomographiebilddatenelemente zu akquirieren.
2 veranschaulicht
die Röntgenröhre 20,
den Röntgendetektor 24 und
ein Phantomgebilde 310, das in der Bohrung 29 angeordnet
ist. Das Phantomgebilde 310 weist einen kreisförmigen Querschnitt
auf, und sein Mittelpunkt ist mit einem radiographischen Zentrum
in der Bohrung 29 ausgerichtet. Ein von der Röntgenröhre 20 ausgestrahlter
fächerförmiger Röntgenstrahl
wird durch das Phantom 310 übermittelt bzw. durchgelassen
und durch den Röntgendetektor 24 erfasst.
Der
Röntgendetektor 24 weist
mehrere Szintillatoren auf, die in einem Array bzw. einer Gruppe
in einer Richtung festgesetzt sind, in der sich ein Röntgenfächerstrahl
fächerartig
ausbreitet, und erfasst Projektionsdaten des Phantomgebildes 310 auf
jedem Kanal, der mit einer Kanalnummer identifiziert ist. Hier sind
die Röntgenröhre 20,
der Kollimator 21 und der Röntgendetektor 24 einander
gegenüberliegend
angeordnet, wobei die Bohrung 29 das Zentrum oder den Mittelpunkt
bildet, und werden um die Bohrung 29 herum gedreht, wobei
die relative Stellung zwischen ihnen unverändert belassen wird, um Projektionsdaten
zu akquirieren. Es werden Projektionsdatenelemente, die jede Ansicht
bilden, die mit einer Ansichtsnummer j identifiziert wird, die einen
Drehwinkel kennzeichnet, akquiriert, um Fächerstrahldaten zu erzeugen,
die Ansichten enthalten. Der Röntgenfächerstrahl
weist eine Dicke in einer Tiefenrichtung der Bohrung 29 auf,
die zu einer Drehebene, in der die Dreheinrichtung 34 umläuft, orthogonal
verläuft.
Der Röntgendetektor 24,
der den Röntgenfächerstrahl erfasst,
weist die mehreren Arrays von Szintillatoren auf, die sich in der
Dickenrichtung erstrecken, und erfasst Projektionsdatenelemente
an jedem der Arrays von Szintillatoren, die in der Dickenrichtung
aufgereiht sind, die in ähnlicher
Weise wie die Ansichtsnummer j mit einer Zeilennummer r identifiziert
ist.
3 zeigt in einer veranschaulichenden Weise
Projektionsdatenelemente, die in dem Datenerfassungspuffer 64 gesammelt
werden, sowie mehrere Fächerstrahldatenelemente,
die aus den Projektionsdatenelementen erzeugt werden. 3(A) veranschaulicht die Fächerstrahldatenelemente, von
denen jedes akquiriert wird, indem die Röntgenröhre 20 und der Röntgendetektor 24,
die in der Dreheinrichtung 34 untergebracht sind, über eine
Umdrehung um das Phantomgebildet 310 hinweg gedreht werden.
Die Fächerstrahldaten
sind zweidimensionale Daten, die in Bezug auf zwei Koordinatenachsen
definiert sind, von denen eine die Ansichtsnummer j angibt, die
einen Drehwinkel kennzeichnet, um den die Dreheinrichtung 34 gedreht
ist, während
die andere Koordinatenachse die Kanalnummer i angibt, die den Ort
bzw. die Lage eines Kanals kennzeichnet. Die Anzahl der Fächerstrahldatenelemente
entspricht der Anzahl von Arrays von in der Dickenrichtung nebeneinander
angeordneten Szintillatoren, d.h. die Anzahl der Fächerstrahldatenelemente
entspricht der Anzahl von Orten, die in der Dickenrichtung hintereinander
angeordnet und mit den Zeilennummern r gekennzeichnet sind.
3(B) veranschaulicht ein Beispiel für Projektionsdatenelemente,
die mit einer Ansichtsnummer j und einer Zeilennummer r gekennzeichnet
sind. In 3(B) gibt die Abszissenachse
eine Kanalnummer wieder, während
die Ordinatenachse einen Fächerstrahldatenwert
Pi,j,r wiedergibt. Projektionsdatenelemente,
die das Phantom 310 betreffen, werden in Bezug auf eine
zentrale Kanalnummer und nahe gelegene Kanalnummern aufgezeichnet.
Kanalnummern, in Bezug auf die keine Projektionsdaten aufgezeichnet
werden, kennzeichnen Kanäle,
zu denen Röntgenstrahlen
ausgestrahlt werden, die durch einen Raum in der Bohrung 29 hindurch
getreten sind, in dem lediglich Luft vorhanden ist.
Nachstehend
sind im Zusammenhang mit 4 Aktionen beschriebenen, die
durch die Datenverarbeitungsvorrichtung 60 gemäß der ersten
Ausführungsform
auszuführen
sind. 4 zeigt ein Flussdiagramm, dass die durch die
Datenverarbeitungsvorrichtung 60 auszuführenden Aktionen beschreibt.
Zunächst
bewegt ein Bediener ein auf dem radiographischen Tisch 4 liegendes
Objekt zu dem Zentrum der Bohrung 29 und akquiriert Projektionsdatenelemente,
die das Objekt betreffen, in Einheiten einer Ansichtsnummer j, die
einen Drehwinkel kennzeichnet, durch den die Dreheinrichtung 34 gedreht
wird (Schritt S401). Demgemäß werden Fächerstrahldaten
mit Projektionsdatenelementen, die in der Reihenfolge der Ansichtsnummer
angeordnet sind, wie in 3(A) veranschaulicht,
in dem Datenerfassungspuffer 64 gesammelt. Zur gleichen
Zeit werden mehrere Fächerstrahldatenelemente
akquiriert, die an den Stellen in der Dickenrichtung erfasst werden,
die mit jeweiligen Zeilennummern gekennzeichnet sind.
Danach
führt die
Datenverarbeitungsvorrichtung 60 eine Vorverarbeitung an
den Fächerstrahldaten aus,
die in dem Datenerfassungspuffer 64 gesammelt worden sind
(Schritt S402). Die Vorverarbeitung enthält eine Kompensation eines
Offsetwertes von Fächerstrahldaten,
eine logarithmische Umwandlung, eine Röntgendosiskorrektur sowie eine
Röntgendetektorempfindlichkeitskorrektur.
Außerdem
wird eine Schwankung der Intensität von durch die Röntgenröhre 20 ausgestrahlten
Röntgenstrahlen
oder eine Varianz der Empfindlichkeit des Röntgendetektors 24 kompensiert.
Anschließend führt die
in der Datenverarbeitungsvorrichtung 60 enthaltene erste
Verstärkungseinrichtung
die erste Verstärkung
an Projektionsdatenelementen aus, die mit jeder Ansichtsnummer gekennzeichnet sind
(Schritt S403). 5 zeigt ein Flussdiagramm, das
die während
der ersten Verstärkung
auszuführenden Aktionen
beschreibt. Die erste Verstärkungseinrichtung
bestimmt eine Ansichtsnummer j (Schritt S501). Die Ansichtsnummer
wird ausgehend von 1 hochgezählt.
Jedes Mal, wenn die Ansichtsnummer aktualisiert wird, wird die Ansichtsnummer
um eins inkrementiert und als die nächste Ansichtsnummer bestimmt.
Danach
führt die
erste Verstärkungseinrichtung
eine arithmetische Operation an Projektionsdatenelementen aus, die
mit der Ansichtsnummer j identifiziert sind (Schritt S502). Die
arithmetische Operation wird durch die folgende Formel (1) ausgedrückt:
wobei i eine Kanalnummer
bezeichnet, die einen Ort kennzeichnet, an dem Projektionsdaten
erfasst werden, r eine Zeilennummer bezeichnet, die einen Ort in
einer Dickenrichtung kennzeichnet, P
i,j,r Projektionsdaten
bezeichnet, die mit der Ansichtsnummer j, Kanalnummer i und Zeilennummer
r gekennzeichnet sind, w eine Nummernreichweite, d.h. einen Bereich
von Ansichtsnummern von zu berechnenden Ansichten bezeichnet, k
einen Parameter bezeichnet, mit dem eine Ansichtsnummer einer zu
berechnenden Ansicht gekennzeichnet wird, W
k einen
Gewichtungskoeffizienten bezeichnet, der jedem Projektionsdatum
zugeordnet wird, und Q
i,j,r Projektionsdaten
bezeichnet, die mit der Ansichtsnummer j, Kanalnummer i und Zeilennummer
r gekennzeichnet sind und die der ersten Verstärkung unterworfen worden sind.
6 veranschaulicht
die Beziehung unter Ansichten, die berechnet werden sollen, anhand
einer abgebildeten Po sition unter der Annahme, dass die Nummernreichweite
w gleich 1 festgesetzt ist. Wenn angenommen wird, dass Projektionsdaten,
die der ersten Verstärkung
unterworfen werden sollen, mit einer Ansichtsnummer j und einer
Kanalnummer i gekennzeichnet sind, werden Projektionsdatenelemente
berechnet, die mit den Ansichtsnummern j–1 und j+1 und der Kanalnummer
i identifiziert sind. Hier liegen Drehwinkel, unter denen die Projektionsdatenelemente,
die mit den Ansichtsnummern j–1
und j+1 gekennzeichnet sind, erfasst werden, benachbart zu einem
Drehwinkel, unter dem Projektionsdaten, die mit der Ansichtsnummer
j identifiziert sind, erfasst werden. Demgemäß folgen die Zeitaugenblicke,
in denen die jeweiligen Projektionsdatenelemente erfasst werden,
unmittelbar aufeinander. Außerdem
ist eine Projektionslinie, entlang der die mit der Ansichtsnummer
j und der Kanalnummer i identifizierten Projektionsdaten akquiriert
werden, in 6 mit einer Strichlinie angezeigt,
und diese liegt benachbart zu Projektionslinien, entlang denen die
Projektionsdatenelemente, die mit den Ansichtsnummern j–1 und j+1
identifiziert sind, akquiriert werden. Ferner liegen die Zeitaugenblicke,
in denen die jeweiligen Projektionsdatenelemente erfasst werden,
nahe aneinander.
7 veranschaulicht
in graphischer Weise ein Beispiel für einen Gewichtungskoeffizienten
Wk, der jedem Projektionsdatum zugeordnet
wird. In 7 gibt die Ordinatenachse den
Gewichtungskoeffizienten Wk wieder, während die
Abszissenachse eine Ansichtsnummer kennzeichnet. Hier weist der
Gewichtungskoeffizient Wk, der jeder Ansichtsnummer
j zugeordnet ist, mit der zu verstärkende Projektionsdaten identifiziert
werden, einen positiven Wert auf, der größer ist als 1,0, während die
Gewichtungskoeffizienten Wj+i und Wj–1,
die den benachbarten Ansichtsnummern j–1 und j+1 zugeordnet sind,
in Form von Dezimalbrüchen
mit negativen Werten gebildet sind. Da die Nummernreichweite w 1
beträgt,
sind die den anderen Ansichtsnummern zugeordneten Gewichtungskoeffizienten
zu 0 gesetzt.
Der
bei der ersten Verstärkung
verwendete Gewichtungskoeffizient Wk entspricht
einem sogenannten Hochpassfilter oder einem Differentialfilter,
der bei der räumlichen
Filterung verwendet wird und Projektionsdatenelemente verschärft, die
in Ansichten enthalten sind und in sukzessiven Zeitpunkten erfasst
werden.
Bezug
nehmend erneut auf 5 erzeugt die erste Verstärkungseinrichtung
aus den mit der Ansichtsnummer j identifizierten Projektionsdaten
verarbeitete Daten Qi,j,r (Schritt S503).
Die erste Verstärkungseinrichtung überprüft Projektionsdatenelemente,
die mit allen Ansichtsnummern identifiziert sind, um festzustellen,
ob die erste Verstärkung
an den Projektionsdatenelementen durchgeführt ist (Schritt S504). Falls
die erste Verstärkung
nicht an mit allen Ansichtsnummern identifizierten Projektionsdatenelementen
durchgeführt
worden ist (negatives Ergebnis in Schritt S504) wird die Kontrolle
an den Schritt S501 überführt. Nachdem
die Ansichtsnummer aktualisiert worden ist, wird erneut eine arithmetische
Operation durchgeführt.
Wenn die erste Verstärkung
an den Projektionsdatenelementen, die mit sämtlichen Ansichtsnummern gekennzeichnet
sind, durchgeführt
worden ist (positives Ergebnis in Schritt S504), wird die erste
Verstärkung
beendet.
Erneut
Bezug nehmend auf 4 führt die Datenverarbeitungsvorrichtung 60 eine
Projektionslinienumwandlung aus, um Fächerstrahldaten, die der ersten
Verstärkung
un terworfen worden sind, in Parallelstrahldaten zu wandeln (Schritt
S404). Während
der Projektionslinienumwandlung wird, wie in 2 und 3 veranschaulicht, ein Röntgenfächerstrahl
erfasst, wobei Fächerstrahldaten
mit Projektionsdatenelementen, die in der Reihenfolge der Ansichtsnummer
angeordnet sind, in Parallelstrahldaten umgewandelt werden, deren Werte
entlang paralleler Projektionslinien festgelegt sind, die sich den
gleichen Projektionswinkel teilen (vgl. beispielsweise ungeprüfte japanische
Patentanmeldung mit der Veröffentlichungsnummer
Sho 59(1984)-0168840
(Seiten 3 und 4, 2 und 3),
auf die verwiesen wird). Auf Grund der Projektionslinienumwandlung
können,
nachdem die nachstehend zu beschreibende Bildrekonstruktion beendet
ist, falls eine Bildverarbeitung entsprechend einem MIP-Verfahren
oder dergleichen durchgeführt
wird, von der Bildverarbeitung herrührende gestreifte Artefakte
auf ein Minimum reduziert werden.
Anschließend führt die
Bildrekonstruktionseinrichtung, die in der Datenverarbeitungsvorrichtung 60 enthalten
ist, an den Parallelstrahldaten eine Bildrekonstruktion durch (Schritt
S405). Die Bildrekonstruktionseinrichtung führt eine Bildrekonstruktion
an den Parallelstrahldaten entsprechend einem gefilterten Rückprojektionsverfahren
(FBR, filtered back projection) oder dergleichen durch, um Tomographiebilddaten
zu erzeugen (vgl. beispielsweise Veröffentlichung „Image
Processing Algorithm" von
Tsuneo Saitoh, Modern Science Publishing, 10. März 1993, Seiten 107-108, auf
die verwiesen wird).
Danach
führt die
Datenverarbeitungsvorrichtung 60 eine Nachverarbeitung,
beispielsweise eine CT-Zahl-Umwandlung, an den tomographischen Bildtaten
durch (Schritt S406). Dann wird ein Bild, das den tomographischen
Bilddaten entspricht, angezeigt (Schritt S407). Die Verarbeitung
ist beendet.
8 veranschaulicht
in graphischer Weise einen Grad der Verbesserung der Qualität von Tomographiebildern,
die aus der ersten Verstärkung
hergeleitet werden, durch eine tatsächliche Messung einer Modulationsübertragungsfunktion
(MTF, Modulation Transfer Function). Die in 8 veranschaulichte
MTF wird mit einem Drahtphantomgebilde gemessen, das an einer Position
platziert wird, die um 7 cm von einer Scannzentrumsposition beabstandet
liegt.
In 8 gibt
die Ordinatenachse eine Amplitude wieder, während die Abszissenachse die
Anzahl von schwarzen und weißen
Linienpaaren pro Einheitslänge
(Linien pro mm) wiedergibt, die als ein Index einer räumlichen
Auflösung
verwendet wird. Hier gilt, dass je größer die Anzahl von schwarzen
und weißen
Linienpaaren, die auf der Abszissenachse angezeigt werden, d.h.
je höher
die räumliche
Auflösung
ist, desto kleiner ist die auf der Ordinatenachse angezeigte Amplitude.
In anderen Worten nimmt eine Auflösung ab. Nämlich, je kleiner die Abnahme
ist, desto höher
ist die Auflösung.
In 8 gibt
eine durchgezogene Linie einen MTF-Graphen, der mit tatsächlich gemessenen
Werten aufgezeichnet ist, und zwar von Bilddaten, die unter Verwendung
von Parallelstrahldaten rekonstruiert worden sind, die von einer
Verarbeitung herrühren,
die durch die Datenverarbeitungsrichtung 60 ausgeführt wurde,
wie sie in 4 beschrieben ist und von der
die erste Verstärkung
nach Schritt S403 ausgenommen worden ist. Ferner gibt eine Strichpunktlinie
in 8 einen MTF-Graphen wieder, der mit Werten aufgezeichnet
ist, die von Bilddaten tatsächlich
gemessen worden sind, die unter Verwendung von Fächerstrahldaten rekonstruiert
worden sind, die von der Verarbeitung herrühren, die durch die Datenverarbeitungsvorrichtung 60 durchgeführt wird,
wie sie in 4 beschrieben ist und von der
die ersten Verstärkung
nach Schritt S403 sowie die Projektionslinienumwandlung nach Schritt
S404 ausgenommen sind. Eine punktierte Linie in 8 gibt
einen MTF-Graphen wieder, der mit Werten aufgezeichnet ist, die
von Bilddaten tatsächlich
gemessen worden sind, die unter Verwendung von Parallelstrahldaten
rekonstruiert worden sind, die von der Verarbeitung herrühren, die
durch die Datenverarbeitungsvorrichtung 60 durchgeführt wird,
wie sie in 4 beschrieben ist und die die erste
Verstärkung
umfasst.
In
jedem der in 8 mit der durchgezogenen Linie,
der strichpunktierten Linie und der punktierten Linie wiedergegebenen
MTF-Graphen nimmt die Amplitude mit einer Zunahme der räumlichen
Auflösung,
die auf der Abszissenachse angezeigt ist, ab. Jedoch sind in dem
Fall, in dem Parallelstrahldaten, die der ersten Verstärkung nicht
unterzogen worden sind, verwendet werden, die Verringerung der Amplitude
und die Verringerung der räumlichen
Auflösung,
wie in dem mit der durchgezogenen Linie wiedergegebenen MTF-Graphen ersichtlich,
merklich groß.
Andererseits ist in dem Fall, in dem Parallelstrahldaten, die der
ersten Verstärkung unterworfen
worden sind, verwendet werden, die Verringerung der Amplitude begrenzt,
wie dies mit der mit der durchgezogenen Linie wiedergegebenen MTF-Kurve
veranschaulicht ist. Die Abnahme der räumlichen Auflösung ist
im Wesentlichen gleich deren Abnahme, die auftritt, wenn Fächer strahldaten
verwendet werden. Im Übrigen
reduziert die Verwendung von Parallelstrahldaten streifenförmige Artefakte,
die von der MIP-Methode herrühren,
auf ein Minimum.
Wie
vorstehend erwähnt,
wird entsprechend der ersten Ausführungsform eine Projektionslinienumwandlung
durchgeführt,
um Fächerstrahldaten
in Parallelstrahldaten zu wandeln. Vor der Projektionslinienumwandlung
wird die erste Verstärkung
an Projektionsdatenelementen durchgeführt, die in Ansichten enthalten sind,
die in eng aneinander liegenden Zeitpunkten erfasst werden. Demgemäß kann eine
Streuung unter den Zeitpunkten, in denen Projektionsdatenelemente
erfasst werden, die auftritt, wenn Fächerstrahldaten in Parallelstrahldaten
umgewandelt werden, verringert werden. Außerdem können streifenförmige Artefakte,
die während
einer Ausführung
des MIP-Verfahrens auftreten und von der Projektionslinienumwandlung
herrühren,
auf ein Minimum reduziert werden. Ferner kann eine Abnahme der Auflösung, die
in einem Bild an einem Punkt auftritt, der sich von einem einer
Scannzentrumposition zugeordneten Punkt weit entfernt befindet,
reduziert werden.
Gemäß der ersten
Ausführungsform
folgt der ersten Verstärkung
nach Schritt S403 die Projektionslinienumwandlung gemäß Schritt
S404. Alternativ kann die erste Verstärkung an Parallelstrahldaten
durchgeführt
werden, die aus der Projektionslinienumwandlung hervorgehen.
Gemäß der ersten
Ausführungsform
werden Fächerstrahldaten,
wie die in 3 veranschaulichten, verwendet.
Die Fächerstrahldaten
können
erzeugt werden, indem entweder ein herkömmlicher Scannvorgang oder
ein Spiralscannvorgang durchgeführt
wird. Weil, soweit speziell aus einem Spiral scannen resultierende Tomographiebilder
betroffen sind, eine merkliche Verringerung der Auflösung in
einem Teil eines Tomographiebildes auftritt, das das Lungenfeld
und seine Umgebungen veranschaulicht, ist die erste Ausführungsform höchst vorteilhaft.
Zweite Ausführungsform
Gemäß der ersten
Ausführungsform
wird die erste Verstärkung
an Ansichten durchgeführt,
die in Fächerstrahldaten
enthalten sind. Alternativ kann eine zweite Verstärkung an
mehreren Fächerstrahldatenelementen
durchgeführt
werden, die an Orten in einer Tiefenrichtung erfasst werden. Gemäß einer
zweiten Ausführungsform
wird die zweite Verstärkung
an Fächerstrahldatenelementen
durchgeführt,
die mit verschiedenen Zeilennummern gekennzeichnet sind, die in
der Tiefenrichtung aufeinander folgen.
Eine
Hardwarekonfiguration und akquirierte Datenelemente, die in der
zweiten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung verwendet werden, sind denjenigen, die
in den 1 bis 3 veranschaulicht
sind, gleich. Eine wiederholte Beschreibung wird deshalb vermieden.
Außerdem
ist ein Flussdiagramm, das durch die Datenverarbeitungsvorrichtung 60 auszuführende Aktionen
beschreibt, demjenigen nach 4 gleich,
mit der Ausnahme, dass die erste Verstärkung im Schritt S403 durch
die zweite Verstärkung
ersetzt wird. Während eine
wiederholte Beschreibung der Aktionen vermieden wird, ist lediglich
die zweite Verstärkung,
die im Schritt S403 durchzuführen
ist, nachstehend beschrieben.
9 zeigt
ein Flussdiagramm, das Aktionen beschreibt, die während der
zweiten Verstärkung
auszuführen sind,
die in der zweiten Ausführungsform
verwendet wird. Die zweite Verstärkungseinrichtung,
die in der Datenverarbeitungsvorrichtung 60 enthalten ist,
bestimmt eine Zeilennummer r, die einer Nummer entspricht, die einen
Ort von Fächerstrahldaten
in einer Tiefenrichtung kennzeichnet (Schritt S901). Die Zeilennummer
wird ausgehend von 1 hochgezählt.
Jedes Mal, wenn die Zeilennummer aktualisiert wird, wird die Zeilennummer
um 1 inkrementiert und als die nächste
Zeilennummer auserwählt.
Anschließend führt die
zweite Verstärkung
eine arithmetische Operation an den Fächerstrahldaten durch, die
mit der Zeilennummer r gekennzeichnet sind (Schritt S902). Die arithmetische
Operation wird mit der folgenden Formel (2) ausgedrückt:
wobei i eine Kanalnummer
bezeichnet, die eine Stelle kennzeichnet, an der Projektionsdaten
erfasst werden, r eine Zeilennummer bezeichnet, P
i,j,r Projektionsdaten
bezeichnet, die mit einer Ansichtsnummer j, der Kanalnummer i und
der Zeilennummer r gekennzeichnet sind, w eine Nummernreichweite,
d.h. einen Bereich von Zeilennummern, bezeichnet, die Stellen von
Fächerstrahldatenelementen
anzeigen, die mit der arithmetischen Operation zu verarbeitende
Projektionsdatenelemente enthalten, k einen Parameter bezeichnet,
mit dem eine Zeilennummer, die eine Stelle von Fächerstrahldaten kennzeichnet,
die zu behandelnde Projektionsdaten enthalten, identifiziert wird,
W
k einen Gewichtungskoeffizienten bezeichnet,
der jedem Projektionsdatum zugeordnet wird, und R
i,j,r Projektionsdaten
bezeichnet, die mit der An sichtsnummer j, Kanalnummer i und Zeilennummer
r gekennzeichnet sind und die der zweiten Verstärkung unterworfen worden sind.
10 veranschaulicht
ein Beispiel für
den Gewichtungskoeffizienten Wk, der jedem
Projektionsdatum zugewiesen wird, unter der Annahme, dass die Nummernreichweite
w gleich 1 festgelegt ist. In 10 gibt
die Koordinatenachse den Gewichtungskoeffizienten Wk wieder,
während
die Abszissenachse die Zeilennummer wiedergibt. Hier weist der Gewichtungskoeffizient
Wk, der der Zeilennummer r zugeordnet ist,
die eine Stelle von Fächerstrahldaten
kennzeichnet, die Projektionsdaten enthalten, an denen die zweite
Verstärkung durchgeführt wird,
einen positiven Wert auf, der größer ist
als 1,0. Die Gewichtungskoeffizienten Wk+1 und
Wk–1, die
benachbarten Zeilennummern k–1
und k+1 zugeordnet sind, sind Dezimalbrüche mit negativen Werten. Da die
Nummernweite gleich 1 festgelegt ist, sind die den anderen Zeilennummern
zugeordneten Gewichtungskoeffizienten zu null gesetzt.
Die
zweite Verstärkung
entspricht einem sog. Hochpassfilter oder einem Differentialfilter,
der bei der räumlichen
Filterung verwendet wird und der Projektionsdatenelemente verschärft, die
in Fächerstrahldatenelementen
enthalten sind, die in dem gleichen Zeitpunkt an in der Tiefenrichtung
einander benachbarten Orten erfasst und mit benachbarten Zeilennummern
gekennzeichnet werden.
Wie
vorstehend erwähnt,
wird anstelle der im Zusammenhang mit Schritt S403 in 4 beschriebenen
ersten Verstärkung
gemäß der zweiten
Ausführungsform
die zweite Verstärkung
an Projektionsdatenelementen durchgeführt, die mit Zeilennummern
gekennzeichnet sind, die benachbarte Stellen in der Tiefenrichtung
kennzeichnen. Da Fächerstrahldaten
somit verstärkt
werden, kann eine Verringerung der Auflösung, wie sie von einer Umwandlung
von Fächerstrahldaten
in Parallelstrahldaten herrührt,
auf ein Minimum reduziert werden.
Außerdem wird
gemäß der zweiten
Ausführungsform
die zweite Verstärkung
an mit Zeilennummern identifizierten Projektionsdatenelementen vor
der Projektionslinienumwandlung nach Schritt S404 durchgeführt. Alternativ
kann die zweite Verstärkung
an Parallelstrahldaten durchgeführt
werden, die aus der Projektionslinienumwandlung hervorgehen.
Dritte Ausführungsform
Gemäß der ersten
und der zweiten Ausführungsform
wird die erste oder die zweite Verstärkung an Projektionsdatenelementen
durchgeführt,
die in Fächerstrahldaten
enthalten und mit Ansichtsnummern oder Zeilennummern gekennzeichnet
sind, um eine Verringerung der Auflösung, die in einem rekonstruierten
Tomographiebild auftritt, zu minimieren. Alternativ kann, nachdem
eine Bildrekonstruktion beendet ist, eine dritte Verstärkung durchgeführt werden,
um Pixel derart zu verschärfen,
dass ein Pixel in einem Bild, dessen Abstand von einem einer Scannzentrumposition
zugeordneten Pixel größer ist,
in einem stärkeren
Maße verschärft wird.
Somit kann die in einem Randteil eines Bildes auftretende Abnahme
der Auflösung
verringert werden. Gemäß der dritten
Ausführungsform
wird die dritte Verstärkung
zur Verschärfung
von Pixeln in rekonstruierten Bilddaten in einer derartigen Weise,
dass ein Pixel, dessen Abstand von einem Pixel, der einer Scannzentrumposition
zugeordnet ist, größer ist,
in einem stärkeren
Maße verschärft oder
verstärkt
wird, nach einer Beendigung der Bildrekonstruktion durchgeführt.
Eine
Hardwarekonfiguration und akquirierte Datenelemente, die in der
dritten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung verwendet werden, sind denjenigen gleich,
die in den 1 bis 3 veranschaulicht
sind. Der Einfachheit wegen wird deshalb eine wiederholte Beschreibung
vermieden.
11 zeigt
ein Flussdiagramm, das Aktionen beschreibt, die durch die Datenverarbeitungsvorrichtung 60 auszuführen sind,
die in der dritten Ausführungsform
enthalten ist. Das Flussdiagramm nach 11 unterscheidet
sich von dem Flussdiagramm nach 4, das die
erste Ausführungsform
betrifft, darin, dass die erste Verstärkung nach Schritt S403 herausgenommen
ist, und darin, dass auf den Schritt S406 der Nachverarbeitung folgend
die dritte Verstärkung
neu hinzugefügt
ist. Da die Schritte S401 bis S406 in 11, ausgenommen
Schritt S403, mit denjenigen identisch sind, die im Zusammenhang
mit 4 beschrieben sind, wird eine wiederholte Beschreibung
der identischen Schritte ausgelassen. Schritte, die dem Schritt
S406 nachfolgen, in dem Tomographiebilddaten durch Nachverarbeitung
fertig gestellt werden, sind nachstehend beschrieben.
Die
Datenverarbeitungsvorrichtung 60 führt die dritte Verstärkung an
Tomographiebilddaten durch, die in Schritt S406 erzeugt werden (Schritt
S1101). 12 zeigt ein Flussdiagramm,
das Aktionen beschreibt, die während
der dritten Verstärkung
auszuführen
sind. Zunächst
akquiriert die Datenverarbeitungsvorrichtung 60 eine Information über einen
in einem durch Tomographiebilddaten gekennzeichneten Bild befindlichen
Punkt, der einer Scannzentrumposition zugeordnet ist (Schritt S1201).
Die Scannzentrumposition ist ein durch die Dreheinrichtung 34 geschaffener
Drehmittelpunkt. Die Information über den der Scannzentrumposition
zugeordneten Punkt wird aus dem Zentrum eines Tomographiebildes
während
einer Bildrekonstruktion nach Schritt S405 akquiriert.
Anschließend bestimmt
die Datenverarbeitungsvorrichtung 60 einen Punkt in den
Tomographiebilddaten, der mittels einer arithmetischen Operation
zu verarbeiten ist (Schritt S1202). Der zu verarbeitende bzw. zu behandelnde
Punkt liegt in einem zweidimensionalen Bildbereich, der in Tomographiebilddaten
enthalten ist. Jedes Mal, wenn der zu behandelnde Punkt neu bestimmt
bzw. auserwählt
wird, wird der zu behandelnde Punkt nachfolgend zu einem weiteren
unbehandelten Punkt in dem Bildbereich verschoben.
Danach
berechnet die Datenverarbeitungsvorrichtung
60 einen Abstand
d des zu behandelnden Punktes von dem Punkt, der der Scannzentrumposition
zugeordnet ist (Schritt S1203). Die Datenverarbeitungsvorrichtung
60 ruft
einen Gewichtungskoeffizienten W
k(d), der
dem Abstand zugewiesen ist, ab (Schritt S1204) und führt eine
arithmetische Operation durch (Schritt S1205). Die arithmetische
Operation lässt
sich mit der folgenden Formel ausdrücken:
wobei (l, m) Koordinaten
bezeichnet, die den Ort eines Pixels in zweidimensionalen Tomographiebilddaten kennzeichnen,
I
l,m den Wert des Pixels bezeichnet, k einen
Parameter bezeichnet, der einen Bereich von Pixelwerten in einem
zweidimensionalen Bereich kennzeichnet, der in Bezug auf den betroffenen
Pixel zentriert liegt und der durch die arithmetische Operation
verarbeitet wird, und W
k(d) einen Gewichtungskoeffizienten
bezeichnet, der in Abhängigkeit
von dem Abstand d zu dem der Scannzentrumposition zugeordneten Punkt
variiert. Ferner bezeichnet E
l,m den behandelten
bzw. verarbeiteten Wert eines Pixels, dessen Lage durch die Koordinaten
(l, m) gekennzeichnet ist.
Hier
dient der Gewichtungskoeffizient Wk(d) als
ein räumliches
Hochpassfilter, das einen sog. Faltungskernel bildet. Die Hochpasseigenschaft
des Gewichtungskoeffizienten Wk(d) ist derart,
dass, je größer der
Abstand d wird, desto größer wird
auch der Grad der Verschärfung.
Um den Verschärfungsgrad
zu erhöhen,
wird der Gewichtungskoeffizient Wk(d) erhöht, oder
der Parameter k wird erweitert, der einen Bereich von Pixelwerten
in einem zweidimensionalen Bereich kennzeichnet, der durch eine
arithmetische Operation verarbeitet wird.
Danach überprüft die Datenverarbeitungsvorrichtung 60 sämtliche
Pixel um festzustellen, ob sie durch eine arithmetische Operation
verarbeitet worden sind (Schritt S1206). Falls die arithmetische
Operation noch nicht an sämtlichen
Pixeln durchgeführt
worden ist (negatives Ergebnis im Schritt S1206), wird, nachdem
der zu behandelnde Punkt in Schritt S1202 aktualisiert worden ist,
die arithmetische Operation erneut durchgeführt. Wenn die arithmetische
Operation bereits an sämtlichen
Pixeln durchgeführt
worden ist (positives Ergebnis in Schritt S1206), wird die arithmetische
Operation beendet. Die Kontrolle wird an die Verarbeitung zurück übergeben,
die in dem Flussdiagramm nach 11 beschrieben
ist. Basierend auf verstärkten
Tomographiebilddaten wird ein Tomographiebild angezeigt, und die
Verarbeitung ist beendet.
Wie
vorstehend erwähnt,
wird gemäß der dritten
Ausführungsform
eine Projektionslinienumwandlung durchgeführt, um Fächerstrahldaten in Parallelstrahldaten
zu wandeln. Der Projektionslinienumwandlung folgt eine Bildrekonstruktion.
Die resultierenden Tomographiebilddaten werden entsprechend einem
Abstand eines Punktes in einem Bild von einem einer Scannzentrumposition
zugeordneten Punkt verstärkt.
Demzufolge können
streifenförmige
Artefakte, die von der Projektionslinienumwandlung herrühren und
während
einer Ausführung
des MIP-Verfahrens auftreten, auf ein Minimum reduziert werden.
Außerdem
kann eine Auflösunsminderung,
die an einem Punkt auftritt, der sich von dem der Scannzentrumposition
zugeordneten Punkt weit entfernt befindet, verringert werden.
Vierte Ausführungsform
Gemäß der ersten
und der zweiten Ausführungsform
wird die erste oder die zweite Verstärkung an Projektionsdatenelementen
durchgeführt,
die in Fächerstrahldaten
enthalten und mit Ansichtsnummern oder Zeilennummern identifiziert
sind, um eine Auflösungsminderung,
die in einem rekonstruierten Tomographiebild auftritt, zu reduzieren.
Aus den Fächerstrahldaten
können
Daten eines lokalen durchlässigen
Bereichs bzw. kurz lokale Transmissionsbereichsdaten abgetastet
oder erfasst werden, die einen lokalen Bereich eines Objektes repräsentieren,
und durch Bildrekonstruktion der lokalen Transmissionsbereichsdaten
können
lokale Tomographiebilddaten erzeugt werden. In diesem Fall können die
lo kalen Transmissionsbereichsdaten Fourier-transformiert werden,
um lokale Frequenzbereichsdaten zu erzeugen, und die lokalen Frequenzbereichsdaten
können
verstärkt
oder verschärft
werden. Gemäß einer
vierten Ausführungsform
wird zu den Zwecken der Verschärfung
eine vierte Verstärkung
an den lokalen Frequenzbereichsdaten durchgeführt.
Eine
Hardwarekonfiguration sowie akquirierte Datenelemente, die in der
vierten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung verwendet werden, sind denjenigen identisch,
die in 1 bis 3 veranschaulicht
sind. Eine wiederholte Beschreibung wird deshalb vermieden. Ferner
ist ein Flussdiagramm, das Aktionen beschreibt, die durch die Datenverarbeitungsvorrichtung 60 ausgeführt werden
sollen, mit dem Flussdiagramm nach 4 gleich,
mit der Ausnahme, dass die erste Verstärkung nach Schritt S403 durch
die vierte Verstärkung
ersetzt wird. Eine erneute Beschreibung der identischen Schritte
wird deshalb ausgelassen. Nachstehend sind lediglich Aktionen beschrieben,
die während
der vierten Verstärkung
im Schritt S403 ausgeführt
werden sollen.
13 zeigt
ein Flussdiagramm, das Aktionen beschreibt, die während der
vierten Verstärkung
auszuführen
sind, die in der vierten Ausführungsform
angewandt wird. Zunächst
tastet die vierte Verstärkungseinrichtung,
die in der Datenverarbeitungsvorrichtung 60 enthalten ist,
lokal durchlässige
Bereichsdaten bzw. lokale Transmissionsbereichsdaten aus Fächerstrahldaten
ab (Schritt S1301). Die lokalen Transmissionsbereichsdaten werden
ausgehend von Bereichsdaten berechnet, die ein lokales Tomographiebild
repräsentieren, das
ein Bediener unter Verwendung der Bedienvorrichtung 70 abgrenzt
bzw. beschreibt. Aus den Fächerstrahldaten
werden Projektionsdaten abgetastet bzw. er fasst, die in den in 3 veranschaulichten Fächerstrahldaten enthalten sind
und die den gleichen Bereich wie die Bereichsdaten repräsentieren.
Danach
führt die
Datenverarbeitungsvorrichtung 60 eine Fouriertransformation
an den lokalen Transmissionsbereichsdaten durch (Schritt S1302).
Dies ergibt lokale Frequenzbereichsdaten, d.h. Daten, die durch Definition
der lokalen Transmissionsbereichsdaten in einem Frequenzbereich
erzeugt werden.
Die
Datenverarbeitungsvorrichtung 60 führt eine Hochpassfilterung
an den lokalen Frequenzbereichsdaten durch (Schritt S1303). Demgemäß wird aufgrund
der Verwendung der lokalen Frequenzbereichsdaten eine in den lokalen
Transmissionsbereichsdaten enthaltende Niederfrequenzkomponente
ohne weiteres beseitigt.
Danach
führt die
Datenverarbeitungsvorrichtung 60 eine inverse Fouriertransformation
an den lokalen Frequenzbereichsdaten durch, die einer Hochpassfilterung
unterworfen worden sind (Schritt S1304), um verschärfte lokale
Transmissionsbereichsdaten zu erzeugen, in denen die Niederfrequenzkomponente
entfernt worden ist.
Danach
wird die Kontrolle an den Schritt S404 übergeben, der im Zusammenhang
mit 4 beschrieben ist. An den verschärften lokalen
Transmissionsbereichsdaten werden eine Projektionslinienumwandlung und
eine Bildrekonstruktion durchgeführt,
um lokale Tomographiebilddaten zu erzeugen. Basierend auf den erzeugten
Bilddaten wird anschließend
ein Tomographiebild vergrößert und
angezeigt.
Wie
vorstehend erwähnt,
wird gemäß der vierten
Ausführungsform
die erste Verstärkung
nach Schritt S403, wie sie im Zusammenhang mit 4 beschrieben
ist, nicht durchgeführt.
Stattdessen werden lokale Transmissionsbereichsdaten, auf deren
Grundlage lokale Tomographiebilddaten erzeugt werden, Fourier-transformiert,
um Frequenzbereichsdaten zu erzeugen, wobei an den Frequenzbereichsdaten
die Hochpassfilterung vorgenommen wird. Somit werden die lokalen
Transmissionsbereichsdaten verschärft. Demgemäß können Bilddaten, die einen gewünschten
Bereich repräsentieren,
den ein Bediener bezeichnet bzw. abgrenzt, in effektiver Weise verstärkt bzw.
verbessert werden.
Außerdem werden
gemäß der vierten
Ausführungsform
lokale Transmissionsbereichsdaten aus Fächerstrahldaten abgetastet
bzw. erfasst. Alternativ können
lokale Transmissionsbereichsdaten in der gleichen, vorstehend beschriebenen
Weise aus Parallelstrahldaten abgetastet bzw. erfasst werden. Die
lokalen Transmissionsbereichsdaten können dazu verwendet werden,
lokale Frequenzbereichsdaten und schärfere lokale Transmissionsbereichsdaten
zu erzeugen.
Es
können
viele, stark unterschiedliche Ausführungsformen der vorliegenden
Erfindung konfiguriert werden, ohne dass dadurch der Rahmen und
Schutzumfang der vorliegenden Erfindung berührt werden. Es sollte verständlich sein,
dass die vorliegende Erfindung nicht auf die speziellen Ausführungsformen,
die in der Offenbarung beschrieben sind, beschränkt ist, sondern durch die
nachfolgenden Ansprüche
definiert ist.
Eine
Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Auflösungsminderung
zu reduzieren, die mit steigendem Abstand zu einem einer Scannzentrumposition
zugeordneten Punkt in einem Tomographiebild größer wird und die von einer
Projektionslinienumwandlung herrührt.
Die Projektionslinienumwandlung wird durchgeführt, um Fächerstrahldaten in Parallelstrahldaten
in Schritt S404 zu wandeln. Vor der Projektionslinienumwandlung
wird in Schritt S403 eine erste Verstärkung an Projektionsdatenelementen
durchgeführt,
die in jeweiligen Ansichten enthalten sind und die in eng aneinander
liegenden Zeitpunkten erfasst werden. Eine von der Umwandlung von
Fächerstrahldatenelementen
in Parallelstrahldatenelemente herrührende Schwankung unter den
Zeitpunkten, in denen Projektionsdatenelemente erfasst werden, wird
verringert, und streifenförmige Artefakte,
die durch eine Projektionslinienumwandlung hervorgerufen werden
und während
einer Ausführung des
MIP-Verfahrens auftreten, werden auf ein Minimum reduziert. Außerdem wird
eine Auflösungsminderung, die
in einem Bild an einem Punkt auftritt, der sich von einem einer
Scannzentrumposition zugeordneten Punkt weit entfernt befindet,
reduziert.
