BE1007766A3 - Werkwijze en inrichting voor computer tomografie. - Google Patents

Werkwijze en inrichting voor computer tomografie. Download PDF

Info

Publication number
BE1007766A3
BE1007766A3 BE9301243A BE9301243A BE1007766A3 BE 1007766 A3 BE1007766 A3 BE 1007766A3 BE 9301243 A BE9301243 A BE 9301243A BE 9301243 A BE9301243 A BE 9301243A BE 1007766 A3 BE1007766 A3 BE 1007766A3
Authority
BE
Belgium
Prior art keywords
ray
scattering
deconvolution
function
ray source
Prior art date
Application number
BE9301243A
Other languages
English (en)
Inventor
Jan Timmer
Original Assignee
Philips Electronics Nv
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Philips Electronics Nv filed Critical Philips Electronics Nv
Priority to BE9301243A priority Critical patent/BE1007766A3/nl
Priority to DE69424746T priority patent/DE69424746T2/de
Priority to EP94203202A priority patent/EP0652537B1/en
Priority to JP27269494A priority patent/JP3566762B2/ja
Application granted granted Critical
Publication of BE1007766A3 publication Critical patent/BE1007766A3/nl
Priority to US08/665,592 priority patent/US5905809A/en

Links

Classifications

    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/002D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/005Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/002D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/008Specific post-processing after tomographic reconstruction, e.g. voxelisation, metal artifact correction

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

In een computertomografie-inrichting wordt een patiënt (7) door een röntgenbron (1) bestraald. De straling wordt vervolgens gedetecteerd met de detectorcellen (5) van een positiegevoelig röntgendetectiestelsel (4) en de waargenomen intensiteiten worden toegevoegd aan een rekeninrichting (16). In de patiënt (7) treedt zowel absorptie als elastische en inelastische verstrooiing van röntgenstraling op. De opgenomen data worden gecorrigeerd voor elastische (coherente) verstrooiïng door uit de elastische verstrooiingesfunctie een deconvolutiefunctie af te leiden en daarmee een deconvolutie op de data uit te voeren. De elastische verstrooiingesfunctie wordt, bijvoorbeeld, in een computersimulatie bepaald.

Description


   <Desc/Clms Page number 1> 
 
 EMI1.1 
 



  Werkwijze en inrichting voor computer tomografie. tp 
De uitvinding heeft betrekking op een werkwijze voor computer tomografie, waarbij röntgenstraling afkomstig van een röntgenbron door een te onderzoeken voorwerp wordt gestraald en wordt gedetecteerd met een ruimtelijk uitgebreide positiegevoelige röntgendetector die ten opzichte van de röntgenbron een nagenoeg vaste positie inneemt, waarbij de röntgenbron en de röntgendetector gezamenlijk in een aantal oriëntaties ten opzichte van het te onderzoeken voorwerp worden geplaatst voor het opnemen van een aantal röntgenbeelden en waarbij, met behulp van de gedetecteerde röntgenbeelden, een dichtheidsverdeling van het voorwerp wordt gereconstrueerd en onscherpte in het gereconstrueerde beeld met behulp van deconvolutie wordt verminderd.

   De uitvinding heeft eveneens betrekking op een inrichting voor het uitvoeren van een dergelijke werkwijze. 



   Een dergelijke inrichting en werkwijze zijn bekend uit EP-A   0 353   299. 



  In die publikatie is een methode beschreven voor het verwerken van data die met een computertomografie-inrichting (CT-scanner) zijn opgenomen, waarin de röntgenbron straling uitzendt niet alleen vanuit een focaal punt afkomstig is maar ook, onbedoeld, vanuit de omgeving van dat focaal punt. Deze ongewenste röntgenstraling wordt veroorzaakt door verstrooiing van elektronen binnen de röntgenbuis en heeft tot gevolg dat röntgenstraling vanuit een uitgebreid gebied afkomstig is. Doordat de röntgenbron niet meer nagenoeg puntvormig is, bevat het gereconstrueerde beeld onscherpe overgangen en artefacten. In de bekende werkwijze worden door deconvolutie met een PSF (point spread function), die de kenmerken van de röntgenbron beschrijft, de door de bron veroorzaakte beeldfouten verminderd. 



   Ook in   CT-scanners   waar dit, in EP-A 0 353 299 beschreven, probleem niet optreedt of waarin dit afdoende is geëlimineerd, komen in de gereconstrueerde 

 <Desc/Clms Page number 2> 

 
 EMI2.1 
 beelden nog van onscherpte en artefacten voor. In het bijzonder treedt vermindering van contrast op. Deze beeldfouten kunnen gedeeltelijk worden toegeschreven aan incoherente (Compton) verstrooiing. Incoherente verstrooiing is homogeen in de ruimte verdeeld en de effecten daarvan kunnen in de reconstructie worden verwijderd door een constante waarde af te trekken van het signaal dat door iedere cel in de detector is gemeten. De genoemde constante waarde is afhankelijk van de grootte van het te onderzoeken voorwerp. Het op deze wijze in rekening brengen van incoherent verstrooiing geeft een aanmerkelijke verbetering van het gereconstrueerde beeld. 



  Het is echter gebleken dat ook na deze correctie nog een zekere mate van onscherpte en artefacten in het gereconstrueerde beeld aanwezig blijven. 



  Het is het doel van de uitvinding de bron van deze resterende beeldfouten te identificeren en een methode te verschaffen om de gevolgen ervan in het gereconstrueerde beeld te reduceren. 



  Hiertoe heeft de uitvinding het kenmerk, dat voor deconvolutie een deconvolutiefunctie wordt gebruikt die een component bevat die afgeleid is van elastische (coherente) verstrooiing van röntgenstraling in het voorwerp. Het is gebleken 0 dat een dergelijke deconvolutiefunctie een verbeterd beeld tot gevolg heeft, ten opzichte van de situatie dat elastische verstrooiing niet als bron van beeldfouten in rekening wordt gebracht. Deze werkwijze is vooral van nut als de positiegevoelige detector vaste stof detectoren bevat. Dergelijke detectoren hebben geen inherente discriminatie tegen verstrooide straling. 



  Opgemerkt wordt dat het op zichzelf bekend is, uit het artikel "Deconvolution of Compton scatter in SPECT", van C. gepubliceerd in J. Nucl. Med., Vol. 26, No. 4, blz. 403-408, (april 1985), om met behulp van een deconvolutie te compenseren voor Compton verstrooiing. Dit artikel heeft betrekking op een correctie voor andersoortige, namelijk inelastische, verstrooiing dan het onderwerp van de huidige uitvinding. SPECT is een wezenlijk andere techniek dan computertomografie. Bij SPECT wordt straling gedetecteerd die binnen het te onderzoeken object ontstaat nadat radioactieve stoffen zijn ingebracht. Verstrooiing veroorzaakt in een dergelijk systeem vooral onscherpte omdat door verstrooiing de positie van de stralingsbron onduidelijk wordt. 

 <Desc/Clms Page number 3> 

 
 EMI3.1 
 



  Een uitvoeringsvorm van de uitvinding heeft het kenmerk, dat de deconvolutiefunctie met behulp van statistische techniek bepaald is. Elastische verstrooiing is sterk voorwaarts gericht en afhankelijk van de hoeveelheid materie die doorlopen wordt. Zelfs voor een eenvoudige vorm is daarmee een analytische berekening van voldoende nauwkeurigheid niet mogelijk. Elastische verstrooiing is daarom in hoge mate afhankelijk van de vorm en de grootte van het te meten voorwerp. 



  In het bijzonder speelt dit een rol omdat in een CT-scanner het voorwerp vanuit een groot aantal hoeken bestraald wordt. Een statistische techniek maakt het mogelijk om in deze situatie wel een voldoend nauwkeurige beschrijving van de deconvolutiefunctie te bepalen. 



  Bij voorkeur heeft deze uitvoeringsvorm het kenmerk, dat de deconvolutiefunctie met behulp van een Monte Carlo methode bepaald is. Op deze wijze kan een redelijke schatting gemaakt worden van de mate van elastische verstrooiing in een voorwerp van willekeurige vorm en een interne structuur waarin plaatselijk variaties voorkomen van de mate van verstrooiing. Een Monte Carlo methode heeft verder als voordeel dat deze methode ook bij bepalen van de effecten van andere foutenbronnen, zoals het niet puntvormige zijn van de röntgenbron of incoherente verstrooiing gebruikt kan worden. 



  Een uitvoeringsvorm van de uitvinding heeft het kenmerk, dat de deconvolutiefunctie bepaald en geparametriseerd is als functie van de grootte van het voorwerp. Door een deconvolutiefunctie te bepalen voor enkele voorwerpen van verschillende grootte is door interpolatie een nauwkeurige parametrisering voor iedere grootte binnen een zeker bereik te verkrijgen. 



  Een verdere uitvoeringsvorm van de uitvinding heeft het kenmerk, dat de deconvolutiefunctie tevens een component bevat die afgeleid is van incoherente (Compton) verstrooiing. Zowel de bepaling van de deconvolutiefunctie als de toepassing van deconvolutie voor correctie van elastische verstrooiing kan gecombineerd worden met deconvolutie voor correctie van andere beeldfouten, in het bijzonder correctie voor incoherente verstrooiing. 



  De uitvinding heeft eveneens betrekking op een inrichting voor het reconstrueren van een computertomografie beeld. Volgens de uitvinding wordt deze inrichting gekenmerkt, doordat de rekenmiddelen voorzien zijn van een deconvolutiefunctie die een component bevat die het effect van elastische verstrooiing 

 <Desc/Clms Page number 4> 

 (coherente verstrooüng) van röntgenstraling in het voorwerp representeert. De deconvolutiefunctie kan bijvoorbeeld in tabelvorm of geparametriseerd in de rekenmiddelen zijn opgeslagen. Bij voorkeur wordt deze compensatie toegepast als het positiegevoelige detectorstelsel vaste-stof detectoren bevat die weliswaar een hogere gevoeligheid hebben dan gasgevulde detectorcellen, maar geen inherente discriminatie tegen verstrooide straling. 



   Deze en andere, meer gedetailleerde, aspecten van de uitvinding worden, bij wijze van voorbeeld, nader worden toegelicht aan de hand van de tekeningen. 



   De tekeningen tonen in
Figuur 1 schematisch een computertomografie-inrichting of CT-scanner,
Figuur 2 een functie die de coherente verstrooiing weergeeft. 



   In figuur 1 is schematisch een computertomografie-inrichting weergegeven. Deze bevat een röntgenbron   1,   bij voorkeur een röntgenbuis, voor het, in samenwerking met een spleetvormig diafragma 2, vormen van een divergerende vlakke bundel 3 röntgenstraling. Tegenover de röntgenbron 1 is een rij 4 aangebracht van afzonderlijke detectorcellen 5. Deze vormen gezamenlijk een positiegevoelig röntgendetectiestelsel. De detectorcellen 5 kunnen zowel met gas (xenon) gevulde detectoren zijn als vaste-stof detectoren. De dikte van de vlakke bundel 3 ligt in het algemeen tussen 1 en 10 mm halverwege tussen de röntgenbron en het detectiestelsel. 



  De intensiteit van de straling die op een detectorcel 5 valt wordt in de eerste plaats bepaald door de absorptie in een te onderzoeken voorwerp of patient 7 op een tafel 6 
 EMI4.1 
 tussen de röntgenbron 1 en de detectorrij 4. Door de röntgenbron 1 en de detectorrij im met behulp van een   draaggestel10, gezamenlijk   rond het voorwerp of de patiënt 7 te roteren wordt vanuit een groot aantal verschillende richtingen de absorptie langs een groot aantal lijnen gemeten. De rotatie kan daarbij zowel continue zijn als stapsgewijs. Ook is het mogelijk om het voorwerp of de patiënt 7 tijdens de rotatie en de bestraling in de richting van de rotatieas te verschuiven zodat via de detectorcellen data worden 
 EMI4.2 
 verkregen uit een significant drie-dimensionaal volume van het voorwerp of de patiënt im 7.

   Behalve een roterend stelsel met röntgenbron en detector, kan de inrichting ook een zm 

 <Desc/Clms Page number 5> 

 detectiestelsel hebben dat niet roteert maar zieh over de hele omtrek rondom de patiënt uitstrekt. Als röntgenbron kan daarbij een eveneens ringvormige anode rondom de   patiënt   worden gebruikt waarbij het trefpunt van de elektronen bundel met de ringvormige anode rondom de patient beweegt. 



   Bij iedere positie van de röntgenbron 1 en de detectorrij 4 wordt de door de detectorcellen ontvangen stralingsintensiteit gedigitaliseerd en aangeboden aan een rekeninrichting 16. In de rekeninrichting 16 worden deze meetgegevens, na correctie voor bekende foutenbronnen en storingen, omgezet in een beeld dat als een beeldmatrix in een geheugen 17 wordt opgeslagen. Dit beeld wordt gelijktijdig of later via een weergaveinrichting zichtbaar gemaakt. De weergaveinrichting kan zowel een monitor 18 zijn als andere geschikte apparatuur zoals een printer waarmee een afdruk op papier of transparante film kan worden gemaakt. 



   Behalve door absorptie langs de lijn tussen de röntgenbron 1 en de detectorcellen 5, wordt de intensiteit die door de cellen 5 wordt waargenomen ook bepaald door verstrooiing van röntgenstraling in het voorwerp of de patient 7. 



  Verstrooide straling is vrijwel homogeen verdeeld in de ruimte en bevat geen informatie over het te onderzoeken voorwerp. Verstrooiing heeft twee effecten, ten eerste wordt van de straling die door de röntgenbron in de richting van een cel wordt uitgezonden minder door die cel waargenomen. en ten tweede detecteert een cel extra straling die door de röntgenbron in een andere richting is uitgezonden en in het voorwerp, de lucht of constructieve elementen van de inrichting, naar de desbetreffende cel is verstrooid. 



  Het gevolg van verstrooiing is dat het gereconstrueerde beeld minder contrastrijk is. 



  Tevens veroorzaakt verstrooiing artefacten, zoals schaduwwerking, onzuivere scheidingen tussen verschillende typen weefsel, heldere strepen tussen gebieden met hoge dichtheid en   lineariteit,   dat wil zeggen dat de logaritme van de verzwakking niet evenredig is met de doorlopen weglengte vermenigvuldigd met de absorptie van het deel van het voorwerp tussen röntgenbron en detectorcel. 



   Verstrooiing is vrijwel volledig incoherente verstrooiing. Deze is homogeen in de ruimte verdeeld en op relatief eenvoudige wijze te compenseren door de waargenomen intensiteiten met een constante waarde te verminderen. Deze constante waarde hangt af van de hoeveelheid materie,   i. e.   de grootte van het voorwerp of de patient 7 en de soort materie. 

 <Desc/Clms Page number 6> 

 



   Het is gebleken dat ook na optimalisatie van de compensatie voor homogeen verdeelde straling zekere beeldfouten en artefacten in het gereconstrueerde beeld aanwezig blijven. Dit is vooral het geval wanneer de detectorcellen vaste-stof detectoren zijn. Volgens de huidige uitvinding worden deze artefacten uit het beeld verwijderd door naast de compensatie voor incoherente verstrooiing, ook een compensatie voor elastische (coherente) verstrooiing toe te passen. Compensatie daarvan wordt bereikt door deconvolutie van de opgenomen meetgegevens met een coherente verstrooiingsfunctie. De vorm van een dergelijke functie is weergegeven in figuur 2. Op de verticale as is de intensiteit in willekeurige eenheden uitgezet, op de horizontale as 
 EMI6.1 
 de positie langs de detectorrij 4, gemeten vanuit het trefpunt voor niet verstrooide 0 straling op de detectorrij.

   De weergegeven afstand komt overeen met de afstand op een typische klinische CT-scanner. De verstrooiingsfunctie is symmetrisch ten opzichte van de oorsprong. De vorm van de verstrooiingsfunctie is bepaald met behulp van een statistische Monte Carlo techniek, waarbij voor een standaard voorwerp (fantoom) aannames zijn gemaakt over de waarschijnlijkheid dat röntgenstraling elastisch verstrooid wordt en over de hoek waaronder dat gebeurt. De gemaakte aannames zijn gebaseerd op gemeten waarden van deze grootheden. Een dergelijke Monte Carlo techniek, voor bepaling van incoherente straling, is bijvoorbeeld beschreven in het artikel "Physical characteristics of scattered radiation in diagnostic radiology : Monte Carlo simulation studies" van Heang-Ping Chan et al., verschenen in Med. Phys. 12 (2) blz. 152-165 (1985).

   Na bepaling van deze functie voor objecten van verschillende grootte en als functie van het detectiestelsel kan de verstrooiingsfunctie geparametriseerd worden in afhankelijkheid van objectgrootte. 



   Het uitvoeren van de compensatie voor coherente verstrooiing verloopt als volgt. Het effect van coherente verstrooiing op de intensiteit      die op een detectorcel i 
 EMI6.2 
 valt kan worden beschreven als een convolutie van het niet verstrooide röntgensignaal I 
 EMI6.3 
 n 1' : Ii de waarde van de coherente verstrooiingsfunctie is en 1'i-j j=-n 
 EMI6.4 
 de intensiteit van de straling in de richting van een detectorcel op een afstand i-j ten opzichte van de cel i.

   De fractie van de straling die door verstrooiing niet op cel 
 EMI6.5 
 n is F = L C, en de verandering van intensiteit in cel i, dus de centrale waarde van de 7="' o 

 <Desc/Clms Page number 7> 

 = L S'ILj, waarbij functie   : C = 1-F.   De mate van verstrooiing, en dus de verticale schaal van de functie in figuur 2, is evenredig met de grootte,   d. w. z.   de hoeveelheid materie, in het voorwerp. 



   Aangezien de bijdrage van de elastische verstrooiing relatief klein is, minder dan 10%, is het omgekeerde van de verstrooüngsfunctie een goede benadering 
 EMI7.1 
 van de correctiefunctie : ék =-Ck, voor k0 en Ce = De 
 EMI7.2 
 "7 gecorrigeerde waarde van de intensiteit wordt dan : I S waarbij I en I' z- 
 EMI7.3 
 respectievelijk de gemeten en gecorrigeerde intensiteiten zijn, en P een referenctiewaarde is die de gevoeligheid van de detectorcellen weergeeft. Deze procedure dient voor iedere opname vanuit een andere richting herhaald te worden. 



   De in figuur 2 weergegeven deconvolutiefunctie is bepaald als de elastische verstrooiing aan een fantoom. Met een statistische methode, in het bijzonder met een Monte Carlo methode, is het zonder meer mogelijk de deconvolutiefunctie te bepalen voor voorwerpen of lichamen met een gecompliceerde interne structuur. 



  Eveneens kan daarbij rekening gehouden worden met de effecten van bestraling vanuit verschillende richtingen. Een dergelijke gedetailleerde bepaling vereist uiteraard meer computercapaciteit en ook daarna voor de bewerking van de opgenomen data is een grotere computercapaciteit nodig.

Claims (6)

  1. CONCLUSIES : 1. Werkwijze voor computer tomografie, waarbij röntgenstraling afkomstig EMI8.1 van een röntgenbron (1) door een te onderzoeken voorwerp (7) wordt gestraald en t wordt gedetecteerd met een ruimtelijk uitgebreide positiegevoelige röntgendetector (4) die ten opzichte van de röntgenbron (1) een nagenoeg vaste positie inneemt, waarbij de röntgenbron (1) en de röntgendetector (4) gezamenlijk in een aantal oriëntaties ten opzichte van het te onderzoeken voorwerp (7) worden geplaatst voor het opnemen van een aantal röntgenbeelden en waarbij, met behulp van de gedetecteerde röntgenbeelden, een dichtheidsverdeling van het voorwerp (7) wordt gereconstrueerd en onscherpte in het gereconstrueerde beeld met behulp van deconvolutie wordt verminderd, met het kenmerk,
    dat voor deconvolutie een deconvolutiefunctie wordt gebruikt die een component bevat die afgeleid is van elastische (coherente) verstrooiing van röntgenstraling in het voorwerp (7).
  2. 2. Werkwijze volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat de deconvolutiefunctie met behulp van statistische techniek bepaald is.
  3. 3. Werkwijze volgens conclusie 2, met het kenmerk, dat de deconvolutiefunctie met behulp van een Monte Carlo methode bepaald is.
  4. 4. Werkwijze volgens conclusie 2 of 3, met het kenmerk, dat de EMI8.2 deconvolutiefunctie bepaald en geparametriseerd is als functie van de grootte van het t : l voorwerp (7).
  5. 5. Werkwijze volgens conclusie 1, 2 of 3, met het kenmerk, dat de deconvolutiefunctie tevens een component bevat die afgeleid is van incoherente (Compton) verstrooiing.
  6. 6. Computertomografie-inrichting, bevattende een röntgenbron (1) en een ruimtelijk uitgebreid positiegevoelig röntgendetectiestelsel (4) voor het met röntgenstraling doorstralen van een te onderzoeken voorwerp (7) dat zich tussen de röntgenbron (1) en het röntgendetectiestelsel (4) bevindt, middelen (10) voor het roteren van de röntgenbron (1) ten opzichte van het voorwerp en voor het opnemen van een aantal röntgenbeelden van het te onderzoeken voorwerp in een aantal oriëntaties, en rekenmiddelen (16) voor het reconstrueren, met behulp van de gedetecteerde röntgenbeelden, van een dichtheidsverdeling van het voorwerp (7), welke rekenmiddelen (16) ingericht zijn om beeldfouten in het gereconstrueerde beeld met behulp van deconvolutie te reduceren, <Desc/Clms Page number 9> met het kenmerk,
    dat de rekenmiddelen (16) voorzien zijn van een deconvolutiefunctie die een component bevat die het effect van elastische verstrooiing (coherente verstrooiing) van röntgenstraling in het voorwerp (7) representeert.
BE9301243A 1993-11-10 1993-11-10 Werkwijze en inrichting voor computer tomografie. BE1007766A3 (nl)

Priority Applications (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
BE9301243A BE1007766A3 (nl) 1993-11-10 1993-11-10 Werkwijze en inrichting voor computer tomografie.
DE69424746T DE69424746T2 (de) 1993-11-10 1994-11-03 Verfahren und Vorrichtung zur Computer-Tomographie
EP94203202A EP0652537B1 (en) 1993-11-10 1994-11-03 Method of and apparatus for computed tomography
JP27269494A JP3566762B2 (ja) 1993-11-10 1994-11-07 コンピュータ断層撮影用の装置及び方法
US08/665,592 US5905809A (en) 1993-11-10 1996-06-18 Method of and apparatus for computed tomography

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
BE9301243A BE1007766A3 (nl) 1993-11-10 1993-11-10 Werkwijze en inrichting voor computer tomografie.

Publications (1)

Publication Number Publication Date
BE1007766A3 true BE1007766A3 (nl) 1995-10-17

Family

ID=3887542

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
BE9301243A BE1007766A3 (nl) 1993-11-10 1993-11-10 Werkwijze en inrichting voor computer tomografie.

Country Status (5)

Country Link
US (1) US5905809A (nl)
EP (1) EP0652537B1 (nl)
JP (1) JP3566762B2 (nl)
BE (1) BE1007766A3 (nl)
DE (1) DE69424746T2 (nl)

Families Citing this family (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6215846B1 (en) * 1996-02-21 2001-04-10 Lunar Corporation Densitometry adapter for compact x-ray fluoroscopy machine
US6315445B1 (en) 1996-02-21 2001-11-13 Lunar Corporation Densitometry adapter for compact x-ray fluoroscopy machine
US6163589A (en) * 1998-06-13 2000-12-19 General Electric Company Monte Carlo scatter correction method for computed tomography of general object geometries
FR2798760B1 (fr) * 1999-09-17 2002-03-29 Univ Joseph Fourier Reconstitution de surfaces en trois dimensions par utilisation de modeles statistiques
DE10047720A1 (de) * 2000-09-27 2002-04-11 Philips Corp Intellectual Pty Vorrichtung und Verfahren zur Erzeugung eines Röntgen-Computertomogramms mit einer Streustrahlungskorrektur
WO2002082377A1 (fr) * 2001-04-09 2002-10-17 Ostankovich Anatoly Alexandrov Procede de determination d'informations image d'organisation fonctionnelle de systeme physique (variantes)
US6687326B1 (en) 2001-04-11 2004-02-03 Analogic Corporation Method of and system for correcting scatter in a computed tomography scanner
US6816571B2 (en) * 2002-02-06 2004-11-09 L-3 Communications Security And Detection Systems Corporation Delaware Method and apparatus for transmitting information about a target object between a prescanner and a CT scanner
US6670625B1 (en) * 2002-06-18 2003-12-30 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for correcting multipole aberrations of an electron beam in an EBT scanner
EP1618411A4 (en) * 2003-04-11 2012-04-25 Fischer Imaging Corp SPREAD SUPPRESSION FOR ASSOCIATED MEDICAL PICTURE SYSTEMS
JP3919724B2 (ja) 2003-09-19 2007-05-30 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 放射線計算断層画像装置および断層像データ生成方法
US20070127621A1 (en) * 2003-10-14 2007-06-07 Michael Grass Asymmetric csct
JP3950855B2 (ja) * 2004-01-07 2007-08-01 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 散乱測定方法、散乱補正方法およびx線ct装置
CN1946342A (zh) * 2004-04-21 2007-04-11 皇家飞利浦电子股份有限公司 锥束相干散射计算机断层摄影装置
DE102004029009A1 (de) * 2004-06-16 2006-01-19 Siemens Ag Vorrichtung und Verfahren für die Streustrahlungskorrektur in der Computer-Tomographie
US7471813B2 (en) * 2004-10-01 2008-12-30 Varian Medical Systems International Ag Systems and methods for correction of scatter in images
US7778450B2 (en) * 2005-01-20 2010-08-17 Scimed Life Systems, Inc. Pattern recognition systems and methods
EP1904835A1 (en) * 2005-07-07 2008-04-02 Koninklijke Philips Electronics N.V. Multiple scatter correction
FR2897255B1 (fr) * 2006-02-10 2008-03-14 Commissariat Energie Atomique Procede d'estimation du rayonnement diffuse en tomographie par rayons x
US8515011B2 (en) * 2009-06-02 2013-08-20 Mayo Foundation For Medical Education And Research System and method for dose verification radiotherapy
WO2013024890A1 (ja) * 2011-08-18 2013-02-21 株式会社東芝 光子計数型のx線コンピュータ断層装置及び散乱線補正方法
JP5815048B2 (ja) 2011-12-12 2015-11-17 株式会社日立メディコ X線ct装置
JP6315488B2 (ja) * 2016-05-19 2018-04-25 株式会社バイオネット研究所 Ct画像の補正方法及びct画像装置
DE102019204765B3 (de) * 2019-04-03 2020-06-18 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Ermittlung eines dreidimensionalen Tomosynthesedatensatzes, Röntgeneinrichtung, Computerprogramm und elektronisch lesbarer Datenträger
US11058369B2 (en) 2019-11-15 2021-07-13 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for coherent scatter imaging using a segmented photon-counting detector for computed tomography

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4149081A (en) * 1976-11-29 1979-04-10 Varian Associates, Inc. Removal of spectral artifacts and utilization of spectral effects in computerized tomography
JPS59151940A (ja) * 1983-02-18 1984-08-30 株式会社東芝 X線診断装置
JPS63147440A (ja) * 1986-12-12 1988-06-20 横河メディカルシステム株式会社 X線断層撮影装置のデコンボリユ−シヨン処理方法
US5315506A (en) * 1987-05-22 1994-05-24 University Of Michigan Correction for compton scattering by analysis of spatially dependent energy spectra employing regularization
JPH0212472A (ja) * 1988-06-30 1990-01-17 Yokogawa Medical Syst Ltd 2倍拡大機能を持った画像再構成方法及び装置
US5440647A (en) * 1993-04-22 1995-08-08 Duke University X-ray procedure for removing scattered radiation and enhancing signal-to-noise ratio (SNR)
DE4334937A1 (de) * 1993-10-13 1995-10-05 Siemens Ag Computertomograph

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
PATTISON ET AL.: "the influence of multiple scattering on the total and differential compton cross sections in aluminium", PHILOSOPHICAL MAGAZINE, vol. 30, no. 5, November 1974 (1974-11-01), UK, pages 973 - 981 *
WANG ET AL.: "a regularized deconvolution fitting method for compton scattered correction in spect", TRANSACTION ON MEDICAL IMAGING, vol. 11, no. 3, September 1992 (1992-09-01), USA, pages 351 - 360 *

Also Published As

Publication number Publication date
US5905809A (en) 1999-05-18
EP0652537B1 (en) 2000-05-31
DE69424746D1 (de) 2000-07-06
DE69424746T2 (de) 2000-12-28
JPH07184886A (ja) 1995-07-25
EP0652537A1 (en) 1995-05-10
JP3566762B2 (ja) 2004-09-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
BE1007766A3 (nl) Werkwijze en inrichting voor computer tomografie.
CN104321805B (zh) 暗场计算机断层摄影成像
JP7217020B2 (ja) X線装置、x線検査方法、及びデータ処理装置
JP5384521B2 (ja) 放射線撮像装置
US7519143B2 (en) Method and system for generating a scatter corrected X-ray image
US20110073763A1 (en) Method and apparatus for high-sensitivity Single-Photon Emission Computed Tomography
JPH05302979A (ja) 同時透過・放出型集束断層撮影法
US6134297A (en) Apparatus and method for removing scatter from an x-ray image using two-dimensional detectors and a single-energy spectrum x-ray source
JP5869001B2 (ja) 検出値処理装置
EP0105618B1 (en) X-ray imaging system having radiation scatter compensation and method
KR20060099412A (ko) 산란 보정 방법 및 산란 측정 방법
US20150355114A1 (en) A spectral response effects (sre) compensation method for photon counting detectors (pcds)
JP3583554B2 (ja) コーンビームx線断層撮影装置
CN111818851A (zh) 被配置为生成谱体积图像数据的非谱计算机断层摄影(ct)扫描器
Maher et al. Computerized scatter correction in diagnostic radiology
Beekman et al. Improvement of image resolution and quantitative accuracy in clinical single photon emission computed tomography
US5633499A (en) Scatter elimination technique and apparatus in radionuclide emission and transmission imaging in a nuclear camera
JP7061673B6 (ja) 対象物の関心領域のスペクトル画像を再構成するための装置、システム、方法及びコンピュータプログラム
EP2584532A1 (en) Empirical cupping correction for CT scanners with primary modulation
JP2016198504A (ja) 画像生成装置、x線コンピュータ断層撮影装置及び画像生成方法
US10078150B2 (en) Detecting and quantifying materials in containers utilizing an inverse algorithm with adaptive regularization
Kharfi et al. Spatial resolution limit study of a CCD camera and scintillator based neutron imaging system according to MTF determination and analysis
TWI500412B (zh) 一種影像品質的改善處理方法及其造影系統
Saha et al. Single photon emission computed tomography
EP0910280A2 (en) Computer tomography device for volume scanning

Legal Events

Date Code Title Description
RE Patent lapsed

Owner name: PHILIPS ELECTRONICS N.V.

Effective date: 19951130