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Die
Erfindung betrifft Röntgen-CT-Scanner
und ein Verfahren zur Korrektur eines CT-Röntgenbilds.
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Ein
typischer Röntgen-CT(Computertomografie)-Scanner
verfügt über einen
Galgen mit einer Röntgenstrahlenquelle
und einem Röntgenstrahlendetektor,
die beide an einer rotierenden Komponente des Galgens einander gegenüberstehend
montiert sind. Eine zu untersuchende Person, die vertikal und horizontal
verstellbar auf einem Bett liegt, wird zwischen der Röntgenstrahlenquelle
und dem Röntgenstrahlendetektor
positioniert. Während
der Galgen um die Person herum gedreht wird, wird durch die sich
entlang einer Kreisbahn bewegende Röntgenstrahlenquelle ein kegelförmiges Röntgenstrahlenbündel er zeugt,
um die Person zu bestrahlen, und diese durchstrahlende Röntgenstrahlen
werden vom Röntgenstrahlendetektor
empfangen. Im Fall eines Wendel-CT-Scanners wird mit der Röntgenbilderzeugung
fortgefahren, während
die Person auf dem Bett weiter bewegt wird. Die Erfassungsdaten
werden einem Rechenvorgang unterzogen, um ein Tomografie-Röntgenbild
der Person zu rekonstruieren, das dann auf einem Display angezeigt
wird.
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Der
Galgen eines Röntgen-CT-Scanners
kann über
einen die Röntgenstrahlenquelle
und den Röntgenstrahlendetektor
haltenden C-Arm verfügen
(siehe z. B. JP-A-2001-224586). Die Röntgenstrahlenquelle und der
Röntgenstrahlendetektor
sind an einem Ende bzw. am anderen Ende des C-Arms montiert, und
eine zu untersuchende Person wird auf einem Bett zwischen der Röntgenstrahlenquelle
und dem Röntgenstrahlendetektor
positioniert. Wenn der C-Arm um die Person herum bewegt wird, um
die Röntgenstrahlenquelle
und den Röntgenstrahlendetektor
entlang einer Kreisbahn zu bewegen, werden die Person durchstrahlende
Röntgenstrahlen
erfasst. Dieser Typ eines Röntgen-CT-Scanners
zeigt den Vorteil, dass das medizinische Personal aus verschiedenen
Richtungen Zugang zur Person hat.
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Ein
Röntgen-CT-Scanner
zu Dentalzwecken bestrahlt eine zu untersuchende Person lokal, um
ein Tomografie-Röntgenbild
zu einem örtlichen
Gebiet oder Teil der Person zu erzeugen (siehe z. B. JP-A-2002-336237).
Bei einem derartigen Röntgen-CT-Scanner
wird ein torförmiger
Rahmen sehr hoher Stabilität
an einem Träger
befestigt. Dieser trägt
einen rotierenden Arm, bei dem es sich um einen sich um eine vertikale
Achse drehenden C-Arm handelt. Der Rotationsarm hält eine
Röntgenstrahlenquelle
und einen Röntgenstrahlendetektor,
die einander gegenüberstehen,
wobei sich die Person dazwischen befindet. Die Röntgenstrahlenquelle und der
Röntgenstrahlen detektor
werden in einer horizontalen Ebene verstellt, wenn der Rotationsarm
gedreht wird. Die auf einem Stuhl sitzende, zu untersuchende Person
kann in drei Achsen in den Richtungen auf-ab, links-rechts und vor-zurück so verstellt
werden, dass das Zentrum eines örtlichen
Gebiets innerhalb derselben mit dem Rotationszentrum des Rotationsarms übereinstimmt.
In diesem Zustand erzeugt die Röntgenstrahlenquelle
ein kegelförmiges
Röntgenstrahlenbündel, das
nur das örtliche
Gebiet in der Person bestrahlt. Wenn der Arm gedreht wird, drehen
sich die Röntgenstrahlenquelle
und der Röntgenstrahlendetektor
in einem den Bilderzeugungsbedingungen entsprechenden Winkelbereich
um die Person. Auf Grundlage der Erfassungsdaten wird ein Tomografie-Röntgenbild
rekonstruiert und auf einem Display angezeigt.
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Bei
den oben genannten Röntgen-CT-Scannern
sind der Galgen und das Bett (oder der Stuhl) am Träger befestigt.
Obwohl derartige große,
an einem Träger
befestigte Röntgen-CT-Scanner
allgemein verwendet werden, wird für medizinische Zwecke und dergleichen
ein tragbarer Röntgen-CT-Scanner
benötigt.
Es ist zu erwarten, dass ein tragbarer Röntgen-CT-Scanner einfacher
und auf verschiedene andere Arten einsetzbar ist. Bei einem Röntgen-CT-Scanner
zur Bilderzeugung für
ein örtliches
Gebiet besteht die Möglichkeit,
denselben kompakt und tragbar auszubilden. Ein tragbarer Röntgen-CT-Scanner
kann z. B. unter Verwendung eines C-Arm-Galgens mit horizontaler
Rotationsachse realisiert werden. Jedoch sind viele Probleme zu
lösen,
um tatsächlich
einen tragbaren Röntgen-CT-Scanner
zu verwenden. Eines der Probleme ist die Korrektur eines Tomografiebilds
aufgrund von Positionsverschiebungen der Röntgenstrahlenquelle und des
Röntgenstrahlendetektors.
Ein Bild muss durch Korrigieren der Bilddaten in Bezug auf die Positionsverschiebungen
rekonstruiert werden.
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Für Röntgen-CT-Scanner
wurden verschiedene Korrekturtechni ken hinsichtlich einer Positionsverschiebung
vorgeschlagen. Zum Beispiel ist beim in JP-A-2002-291726 offenbarten
Röntgen-CT-Scanner
ein kreisförmiger
Galgen verwendet. Dieser korrigiert Abweichungen aufgrund von Verschiebungen
eines zweidimensionalen Röntgenstrahlendetektors,
eines Winkels einer Detektorebene, einer Rotation derselben usw. Ein
Positionssensor und ein Winkelgeschwindigkeitssensor werden dazu
verwendet, eine Änderung
der Erfassungsebene des zweidimensionalen Röntgenstrahlendetektors zu erfassen,
und die Position desselben wird auf Grundlage der Änderung
bestimmt. Diese Korrektur kann auch für den C-Arm eines Röntgen-CT-Scanners angewandt
werden.
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Ein
in JP-A-2001-224586 offenbarter CT-Scanner verwendet einen C-Arm-Galgen
mit horizontaler Rotationsachse. Er korrigiert Schwankungen des
C-Arm-Galgens während
der Drehung, die durch Unregelmäßigkeiten
wie Schwingungen aufgrund der Drehung, Verziehen durch die Schwerkraft
und mechanische Schwingungen hervorgerufen werden. Zum Korrigieren
von Daten wird ein Korrekturphantom mit vielen schraubenförmig angeordneten
Kügelchen
verwendet. Auf Grundlage des Bilds des Korrekturphantoms werden
die Positionen der Kügelchen
bestimmt. Dann können
durch Lösen
von Gleichungen zu einer Kegelprojektion Korrekturwerte hergeleitet
werden. Wenn die Daten erfasst werden, wird das Bild mittels der
Korrekturwerte korrigiert.
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Ein
in JP-A-2002-236237 offenbarter CT-Scanner nutzt einen C-Arm-Galgen
mit vertikaler Rotationsachse. Ein zwei Kugeln enthaltendes Korrekturphantom
wird im Rotationszentrum platziert, und es wird ein Bild von ihm
erzeugt. Die Orte der Kugeln werden erfasst, um eine Verzerrung
zu korrigieren.
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Der
Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen Röntgen-CT-Scanner unter Verwendung eines um eine
nicht vertikale Achse drehbaren Rotationsarms, der eine Röntgenstrahlenquelle
und einen Röntgenstrahlendetektor
hält, zu
schaffen, der Röntgenbilddaten
mit hoher Genauigkeit erfassen kann. Ferner liegt ihr die Aufgabe
zugrunde, ein Verfahren zum Korrigieren von CT-Röntgenbildern sowie einen computerlesbaren
Datenträger,
der ein Programm zum Ausführen
eines derartigen Verfahrens speichert, zu schaffen.
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Diese
Aufgaben sind durch das Verfahren gemäß dem beigefügten Anspruch
1, den Datenträger
gemäß dem Anspruch
5 und den Röntgen-CT-Scanner
gemäß dem Anspruch
8 gelöst.
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Beim
erfindungsgemäßen Verfahren
wird ein durch einen Röntgen-CT-Scanner
erhaltenes Röntgenbild
korrigiert. Dazu wird ein Korrekturphantom aus einem Röntgenstrahlen
durchlassenden Material, in das ein Röntgenstrahlen absorbierendes
Objekt (vorzugsweise ein kugelförmiges
Objekt) eingebettet ist, um die nicht vertikale (z. B. horizontale)
Rotationsachse zwischen einer Röntgenstrahlenquelle
und einem zweidimensionalen Röntgenstrahlendetektor
platziert, und durch den Röntgen-CT-Scanner
werden zweidimensionale Bilderzeugungsdaten vom Korrekturphantom
erfasst. Die Bilderzeugungsdaten erstrecken sich in der Richtung der
Rotationsachse des Rotationsarms und in einer anderen Richtung orthogonal
zu dieser. Dann wird der Ort des Röntgenstrahlen-Absorptionsmaterials
in den zweidimensionalen Bilderzeugungsdaten bestimmt, und der ideale
Ort desselben wird auf Grundlage des Orts in den zweidimensionalen
Bilderzeugungsdaten in der Richtung der Rotationsachse erhalten.
Als Nächstes
wird die Differenz zwischen der berechneten Position des idealen
Orts und der gemessenen Position des Röntgenstrahlen-Absorptionsmaterials
in der Richtung der Rotationsachse bestimmt. Diese Differenz wird
dazu verwendet, einen Abweichung in der Richtung der Rotationsachse
zu korrigieren.
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Vorzugsweise
wird, wenn der ideale Ort bestimmt wird, die Weite R der Abweichung
in einer Richtung orthogonal zur Rotationsachse hinsichtlich des
Orts bestimmt, es wird ein Mittelwert ZB der
Abweichung des Orts des Röntgenstrahlen-Absorptionsmaterials
in der Richtung der Rotationsachse bestimmt, und auf Grundlage des
Orts wird ein Rotationswinkel θ des
Rotationsarms bestimmt. Dann wird die Position ZP des
Orts in der Richtung der Rotationsachse mittels der folgenden Beziehung
berechnet: ZP = FS·ZB/(OF + r·sinθ)wobei FS der Abstand
vom Brennpunkt F der Röntgenstrahlenquelle
bis zur Bilderzeugungs ist, OF der Abstand von der Rotationsachse
bis zum Brennpunkt ist und θ der
Rotationswinkel des Rotationsarms ist.
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Ein
Vorteil der Erfindung besteht darin, dass ein Röntgenbild mit einem Röntgen-CT-Scanner
mit einem um eine nicht vertikale Achse gedrehten Rotationsarm korrekt
erfasst werden kann.
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Ein
anderer Vorteil der Erfindung besteht darin, dass Bilddaten einfach
und schnell berechnet werden können.
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Diese
und andere Aufgaben und Merkmale der Erfindung werden aus der folgenden
detaillierten Beschreibung in Verbindung mit den bevorzugten Ausführungsformen
der Erfindung unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen deutlich werden.
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1 ist ein Blockdiagramm
eines tragbaren Röntgen-CT-Scanners gemäß der Erfindung;
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2 ist ein Blockdiagramm
des Innenaufbaus des Röntgen-CT-Scanners der 1;
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3 ist ein Diagramm zum Erläutern einer
Abweichung eines C-Arms des Röntgen-CT-Scanners;
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4 ist eine perspektivische
Ansicht eines Korrekturphantoms;
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5 ist ein Diagramm zum Erläutern einer
Röntgenbilderzeugung
für ein
Korrekturphantom;
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6 ist ein anderes Diagramm
zum Erläutern
einer Röntgenbilderzeugung
für ein
Korrekturphantom;
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7 ist ein Diagramm von Orten
von Kugeln im Korrekturphantom;
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8 ist ein Flussdiagramm
zu einer Positionskorrektur in der Richtung einer Rotationsachse;
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9 ist ein Blockdiagramm
einer modifizierten Ausführungsform
eines erfindungsgemäßen tragbaren
Röntgen-CT-Scanners;
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10 ist ein Diagramm eines
CT-Röntgenbilds
ohne Korrektur der Position in der Richtung der Rotationsachse;
und
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11 ist ein Diagramm eines
CT-Röntgenbilds
nach Korrektur der Position in der Richtung der Rotationsachse.
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In
den Zeichnungen kennzeichnen gleiche Bezugszeichen gleiche oder ähnliche
Teile in allen Ansichten. Dabei zeigt die 1 eine Ausführungsform eines erfindungsgemäßen tragbaren
Röntgen-CT-Scanners unter
Verwendung eines Rotationsarms 10 mit horizontaler Rotationsachse.
Der Rotationsarm 10 verfügt über eine Form ähnlich dem
auf die Seite gekippten Buchstaben U mit zwei rechtwinkligen Abschnitten.
Bei einem derartigen Scanner ist eine Röntgenstrahlenquelle 12 an
einem Ende des Rotationsarms 10 montiert, und am anderen
Ende desselben ist ein zweidimensionaler Röntgenstrahlendetektor 14 montiert.
Die Röntgenstrahlenquelle 12 erzeugt
ein kegelförmiges
Röntgenstrahlenbündel. Der
zweidimensionale Röntgenstrahlendetektor 14 ist
z. B. ein Röntgenstrahlen-Fotovervielfacher.
Er empfängt
einfallende Röntgenstrahlen,
um sichtbares Licht zu erzeugen, von dem mittels einer CCD-(Charge-Coupled Device)-Kamera
ein Bild aufgenommen wird, wobei diese elektrische Signale ausgibt.
Um ein Rotationszentrum zwischen der Röntgenstrahlenquelle 12 und dem
Röntgenstrahlendetektor 14 ist
eine Kopfstütze 16 zum
Abstützen
des Kopfs einer Person positioniert. Dieser Röntgen-CT-Scanner wird zu dentalen
Zwecken eingesetzt, und der an der Kopfstütze 16 fixierte Kopf einer
Person wird örtlich
mit Röntgenstrahlen
bestrahlt. Während
das durch die Röntgenstrahlenquelle
erzeugte kegelförmige
Röntgenstrahlenbündel die
Person bestrahlt, werden vom zweidimensionalen Röntgenstrahlendetektor 14 Röntgenstrahlen
erfasst, die den Kopf durchstrahlen. Der Rotationsarm 10 ist
in seinem Zentrum durch einen Scanmechanismus 18 gelagert,
der sich um die Rotationsachse dreht. Bei diesem Beispiel verläuft die
Rotationsachse nicht vertikal, genauer gesagt, horizontal. Der auf
Rädern
laufende Scanmechanismus 18 kann verstellt werden, und
er wird entsprechend der Kopfstütze 16 zur
Bilderzeugung fixiert. Eine Steuerung 20 steuert den Scanmechanismus 18,
um den Rotationsarm 10 innerhalb eines vorbestimmten Bilderzeugungsbereichs
zu verdrehen. Ein Motor (nicht dargestellt) im Scanmechanismus 18,
dessen Achse direkt mit dem Rotationszentrum des Rotationsarms 10 verbunden
ist, verdreht diesen mit konstanter oder variabler Geschwindigkeit.
Die Rotationsposition kann entlang der Zeitachse bestimmt werden.
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Ein
Röntgenbild
wird dadurch erhalten, dass nur ein örtlicher Bereich, von dem ein
Bild zu erzeugen ist, oder ein zu untersuchender Teil der Person
mit dem durch die Röntgenstrahlenquelle 12 erzeugten
kegelförmigen
Röntgenstrahlenbündel bestrahlt
wird, während
der Rotationsarm 10 mit der Röntgenstrahlenquelle 12 und
dem Röntgenstrahlendetektor 14,
die einander gegenüberstehen,
um die Person gedreht wird. Die Rotationssteuerung des Rotationsarms 10 ist ähnlich wie
bei einem bekannten Scanner, und sie wird hier nicht detailliert
erläutert.
Die Erfassungssignale vom zweidimensionalen Röntgenstrahlendetektor 14 werden über den
Scanmechanismus 18 an einen Bilderfassungsprozessor 22 geliefert
und dort in einem Speicher abgespeichert. Auf Grundlage der erfassten
Daten wird ein Röntgenbild
berechnet, und es werden dreidimensionale Röntgenstrahlen-Absorptionskoeffizienten
im örtlichen
Bereich berechnet, um ein Bild zu rekonstruieren. Das rekonstruierte
Bild wird auf einem Display 24 angezeigt. Beim in der 1 dargestellten Beispiel
hat der Rotationsarm 10 die Form des zur Seite gekippten
Buchstabens U mit zwei rechtwinkligen Abschnitten. Jedoch kann er
die Form des Buchstabens C oder dergleichen aufweisen.
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Die 2 zeigt den Aufbau des Bilderfassungsprozessors 22 mit
einer zentralen Verarbeitungseinheit (CPU) 100 zum Steuern
des gesamten Prozessors, Speichern 102 (einem Festwertspeicher
und einem Direktzugriffsspeicher), die über einen Bus mit der CPU verbunden
sind, und einem Coprozessor 104 für Rechenvorgänge. Der
Coprozessor 104 wird für
Rechenvorgänge
zur Bildanalyse verwendet. Die CPU 104 ist ferner mit einer
Tastatur 106, einer Maus 108, dem Display 24,
einem Festplattenlaufwerk (HDD) 110 mit einer Festplatte
zum Speichern von Programmen und Dateien, einem CD-Laufwerk 112 für Zugriff
auf eine CD 112a sowie einer Kommunikationsvorrichtung 114 für Kommunikation
nach außen
verbunden. Weiterhin ist die CPU 100 mit einem externen
Speicher 116 zum Spei chern einer großen Datenmenge verbunden. Zu
in Speichermedien wie der Festplatte oder einer CD gespeicherten
Programmen gehören
ein Bilddaten-Erfassungsprogramm und ein Bildrekonstruktionsprogramm
für CT
sowie ferner ein Korrekturprogramm, das später erläutert wird. Das Bilddaten-Erfassungsprogramm
führt Rechenvorgänge an einem
vorverarbeiteten Röntgenstrahlen-Transmissionsbild
aus, um dreidimensionale Röntgenstrahlen-Absorptionskoeffizientendaten
für eine
Substanz zu erzeugen, durch die die Röntgenstrahlen laufen. Das Bildrekonstruktionsprogramm
rekonstruiert das Bild durch Ausführen von Projektionsvorgängen für die Daten
auf eine Projektionsebene und dergleichen. Die Bilddatenerfassung
und die Bildrekonstruktion sind im Stand der Technik bekannt, und
eine zugehörige
detaillierte Erläuterung
wird hier weggelassen.
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Im
Bilderfassungsprozessor 22 ist ein Datenträger zum
Speichern der Programme, z. B. die Festplatte, jedoch kann es sich
um eine Diskette oder verschiedene Typen optischer Platten handeln,
die in einem zugehörigen
Laufwerk betrieben werden, wie einem Diskettenlaufwerk oder einem
Laufwerk für
optische Platten.
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Beim
oben genannten Röntgen-CT-Scanner
zeigte es sich durch Versuche, dass der Rotationsarm 10, wenn
er um eine horizontale Rotationsachse gedreht wird, eine Durchbiegebewegung
nach unten ausführt, wie
es schematisch in der 3 dargestellt
ist, in der die Achsen x' und
y' zwei Richtungen
rechtwinklig zur z-Achse repräsentieren.
Die horizontalen Teile des Rotationsarms 10 werden durch
die Schwerkraft nach unten ausgelenkt. Da die Röntgenstrahlenquelle 12 und
der zweidimensionale Röntgenstrahlendetektor 14 an den
beiden Enden des Rotationsarms 10 montiert sind, verschieben
sich ihre Positionen. Dann schwankt das sich ergebende Bild abhängig vom
Wert in der Richtung der Rotationsachse (z-Wert).
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Wenn
die Rotationsachse vertikal verläuft,
tritt keine Durchbiegebewegung nach unten auf. Demgemäß wird der
Rotationsarm, selbst wenn er sich durchbiegt und verformt, während der
Drehung um einen konstanten Wert in der vertikalen Richtung verformt,
so dass kein Problem existiert. Dagegen ist es bei der oben genannten
horizontalen CT erforderlich, das Ursprungsbild hinsichtlich der
Durchbiegebewegung nach unten in der Richtung der Rotationsachse
(z-Richtung) zu korrigieren.
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Vor
der Korrektur des Bilds für
die oben genannte Abweichung in der z-Achse ist es bevorzugt, dass Auslenkungen
in den beiden anderen Richtungen orthogonal zur Rotationsachse (z-Achse) unter Verwendung des
bekannten Prozesses korrigiert werden, wie er z. B. in JP-A-2002-336237
dargelegt ist. Bei dieser Korrektur werden drei Korrekturtabellen
unter Verwendung zweier Typen von Korrekturphantomen bereitgestellt:
eine erste Tabelle zum Korrigieren einer Verzerrung des zweidimensionalen
Röntgenstrahlendetektors
in einer Röhrenebene
sowie einer magnetischen Verzerrung durch den Geomagnetismus, eine
zweite Tabelle zum Korrigieren einer Verschiebung der Rotationsachse
zur CT-Röntgenbilderzeugung
und eine dritte Tabelle zum Korrigieren der Auslenkung der Rotationsachse
in axialer Richtung. Dann werden die drei Tabellen dazu verwendet,
Bildkorrekturtabellen für
jeden der Rotationswinkel bei der CT-Röntgenbilderzeugung dadurch
zu liefern, dass die Koordinatenachsen mittels der zweiten Tabelle
für die
erste Korrekturtabelle verdreht werden und die Koordinatenachsen
mittels der dritten Tabelle verschoben werden. Unter Verwendung
der Bildkorrekturtabellen wird jedes der ursprünglichen Röntgenbilder, wie sie durch
den zweidimensionalen Röntgenstrahlendetektor
erhalten werden, korrigiert, und die korrigierten Röntgenbilder
werden der Berechnung zugeführt, um
dreidimensionale Röntgenstrahlen-Absorptionskoeffizienten
im Objekt zu bestimmen. Die Bild korrekturtabellen können alle
Verzerrungen in den Richtungen x und y entfernen.
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Als
Nächstes
wird die Korrektur der Abweichung in der z-Richtung erläutert. Die Schwankung aufgrund der
sogenannten "Durchbiegung
nach unten" wird
durch Bilderzeugung für
ein in der 4 dargestelltes
Korrekturphantom korrigiert, das sich anstelle der Kopfstütze 16 an
der Position des Rotationszentrums befindet. Das Korrekturphantom 30 verfügt über die
Form eines regelmäßigen Prismas,
und es besteht aus einem für Röntgenstrahlen
durchlässigen
Material oder einem Material mit niedrigem Röntgenstrahlen-Absorptionskoeffizienten,
wie Acrylharz. Darin sind zwei Kugeln 32 aus einem Material
mit großem
Röntgenstrahlen-Absorptionskoeffizienten,
wie Kupfer, eingebettet. Das Korrekturphantom 30 wird so
positioniert, dass die zwei Kugeln um die Rotationsachse herum,
oder im Wesentlichen auf dieser liegen. Da die Röntgenstrahlen absorbierende Kugel 32 kugelförmig ist,
kann ihre Position im Zentrum des Bilds leicht dadurch erfasst werden,
dass die Bilddaten verarbeitet werden. Das Korrekturphantom 30 ist
im Wesentlichen dasselbe wie dasjenige, das in JP-A-2002-336237
angegeben ist, jedoch ist die Einstellposition anders. Genauer gesagt,
wird die Kopfstütze 16 vom
Röntgen-CT-Scanner
getrennt, und anstelle derselben wird ein Phantomhalter (nicht dargestellt)
angebracht. Dann wird das Korrekturphantom 30 so auf den
Halter gesetzt, dass die zwei Kugeln 32 gemeinsam um die
Rotationsachse positioniert sind. Als Nächstes wird ein Transmissions-Röntgenbild
für die
Kugeln 32 aufgenommen, während der Rotationswinkel des
Rotationsarms 10 geändert
wird.
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Die 5 zeigt eine Positionsbeziehung
zwischen der Kugel B 32 im Korrekturphantom 30 und
einem zweidimensionalen Bild in der Bildaufnahmeebene des zweidimensionalen
Röntgenstrahlendetektors 14.
Ein Punkt F zeigt die Position (Brenn punkt), an der ein kegelförmiges Röntgenstrahlenbündel durch
die Röntgenstrahlenquelle 12 erzeugt
wird, und ein Rechteck repräsentiert
das zweidimensionale Bild. In der 5 entspricht
die z-Achse (Rotationsachse) einer seitlichen Richtung für das zweidimensionale
Bild, die x-Achse verläuft
vertikal zu diesem, und die y-Achse verläuft rechtwinklig zur x- und
zur z-Achse. Das am Brennpunkt F erzeugte kegelförmige Röntgenstrahlenbündel durchstrahlt
die Kugel 32 B mit hohem Röntgenstrahlen-Absorptionskoeffizienten,
um auf die Bildaufnahmeebene des zweidimensionalen Röntgenstrahlendetektors 14 zu
fallen. Die Position der Kugel wird durch Parameter ZB,
r und θ ausgedrückt, wobei
ZB die Position derselben in der z-Koordinate
ist, r der Abstand der Kugel von der z-Achse ist und θ der Rotationswinkel
gegenüber
der x-Achse ist. Der Punkt O ist der Punkt, an dem vom Brennpunkt
F ausgehende Röntgenstrahlen
die Rotationsachse (z-Achse)
rechtwinklig dazu durchlaufen, und ein Punkt S ist ein Punkt, an
dem die Röntgenstrahlen durch
den Punkt O auf die Bildaufnahmeebene fallen. Ein Punkt P zeigt
den Ort der Kugel in der Bilderzeugungsebene.
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Im
Idealzustand ist die zentrale Position der Kugel B relativ zum Rotationszentrum
O durch die nachfolgend angegebene Gleichung (1) repräsentiert:
wobei r der Radius (Abstand)
des Orts der Kugel in einer Richtung vertikal zur z-Achse (Rotationsachse)
ist und θ der
Winkel der Kugel um die z-Achse ist. Zum Beispiel wird r als Radius
einer Abweichung in einer Richtung vertikal zur z-Achse (Rotationsachse)
erhalten.
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Die 6 zeigt eine Situation,
wenn der in der 5 dargestellte
Fall in der Richtung x+ betrachtet wird, wobei ZP die
z-Koordinate des Punkts P in der Bildaufnahmeebene ist. Daher gilt
die nachfolgend angegebene Gleichung (2) für den Abstand FS zwischen dem
Brennpunkt F und dem Punkt S in der Bildaufnahmeebene sowie einen
Abstand OF zwischen dem Rotationszentrum O und dem Brennpunkt F: ZP =
[FS/(OF + r·cosθ)]·ZB (2)
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Die
Differenz zwischen ZP (Gleichung (2)) und
der tatsächlichen
Position der Kugel B wird als Korrekturwert in der Richtung z verwendet.
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Wenn
das Bild der Kugel B 32 im Korrekturphantom 30 in
der Richtung y+ betrachtet wird, wird ein Ort P erhalten, wie er
in der 7 dargestellt
ist. Die 7 zeigt den
Ort P der zwei Kugeln an einer oberen und einer unteren Position
entlang der z-Achse.
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Es
wird davon ausgegangen, dass in der xz-Ebene zwei Begrenzungen hinsichtlich
der Abweichung der Kugel B in der Richtung x existieren. Der Abstand
r (oder der Radius r) der Kugel B von der z-Achse, der auch die
Bedeutung der Abweichungsweite r der Kugel B hat, wird auf Grundlage
einer Weite 2r der Abweichung im zweidimensionalen Bild erhalten,
wodurch das Ausmaß der
Bewegung in der Richtung x für
den Ort P der Kugel B, wie in der 7 dargestellt)
repräsentiert
ist.
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Da
z. B. der Abstand r dem Radius r eines in der 5 dargestellten Kreises entspricht, auf
dem sich die Kugel B bewegt, wird der Abstand r auf Grundlage der
Hälfte
der maximalen Weite 2r der Abweichung in der Richtung x für den Ort
der Kugel B im zweidimensionalen, in der 7 dargestell ten Bild erhalten, wenn der
Rotationsarm 10 eine vollständige Umdrehung ausführt. Zum
Beispiel kann der Abstand r unter Berücksichtigung der Vergrößerung so
ermittelt werden, wie es durch die folgende Gleichung (3) angegeben
ist: r : 2R·(1/2)
= OF : FS r = 2R·(1/2)·OF/FS (3)
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Beim
oben genannten Beispiel wird, wenn der Rotationsarm 10 eine
vollständige
Umdrehung ausführt, der
Maximalwert der Weite 2r der Abweichung gemessen, und der Abstand
r wird auf Grundlage der Hälfte dieses
Werts bestimmt. Jedoch muss der Rotationsarm 10 nicht notwendigerweise
um 360° gedreht
werden, sondern er kann um mehr oder weniger als 360° gedreht
werden. Wenn z. B. der Rotationsarm 10 um genau 180° ausgehend
von einer der zwei Grenzen der Abweichung verdreht wird, wird der
Abstand r auf Grundlage der Orte, ohne dass die Weite 2r der Abweichung
gemessen wird, zur Hälfte
der Weite 2r bestimmt.
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Ferner
kann die mittlere Position der Kugel in der z-Achse im zweidimensionalen
Bild allgemein als Mittelwert von z-Koordinaten an den zwei Grenzen in der
Richtung x bestimmt werden (siehe die 7).
Die mittlere Position entspricht dem oben genannten Wert ZP bei θ =
90°. Alternativ
kann die mittlere Position als Mittelwert von z-Koordinaten für die gesamte
Bahn erhalten werden. Dann wird die Position ZB der
Kugel in der Rotationsachse auf Grundlage der mittleren Position
gemäß der Gleichung
(2) bei θ =
90° bestimmt.
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Alternativ
kann R unter Verwendung des Verfahrens der Summe der kleinsten Fehlerquadrate
erhalten werden. Wenn R z. B. aus dem Ort P auf der Oberseite der 7 bestimmt wird, wird die
unten angegebene Gleichung (4) als Messgleichung in der Richtung
x verwendet: x =
sin θ +
a + cos θ +
b + c (4)
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Wenn
die Anzahl der Rahmen über
360° den
Wert N hat, gelten N Gleichungen für N Rotationswinkel θ (= θ0, θ1, ... θN–1).
Hinsichtlich der N Gleichungen werden a, b und c unter Verwendung
des Verfahrens der Summe kleinster Fehlerquadrate bestimmt. Dann
wird R gemäß der folgenden
Gleichung (5) erhalten: R
= (a2 + b2)1/2 (5)
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Der
Ausgangswinkel θ der
Kugel kann berechnet werden, wenn die Rahmennummern der Bilder sowohl
am linken als auch am rechten Ende aufgefunden sind. Der rechte
Punkt wird auf 0° gesetzt,
und der linke Punkt wird auf 180° gesetzt.
Wenn über
360° (oder
2π) N Bilder
erhalten werden, unterscheiden sich die Rahmen um den Winkel 2π/N. Demgemäß wird der
Winkel für
den Rahmen Null wie folgt erhalten.
- A) Wenn
rechte Punkte verwendet werden: Winkel des Rahmens Null = –(Anzahl der rechten Punkte)·2π/N (6)und
- B) wenn linke Punkte verwendet werden: Winkel des Rahmens Null = –(Anzahl der linken Punkte)·2π/N + π (7)
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Es
ist zu berücksichtigen,
dass die durch die Beziehungen (6) und (7) berechneten Werte um
2π voneinander
verschieden sein können.
Der Winkel des Rahmens m wird wie folgt ausgedrückt: Winkel des Rahmens m: = (Winkel des Rahmens Null)
+ m·2π/N (8)
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Wie
oben erläutert,
wird die Position der Kugel auf Grundlage der zweidimensionalen
Bildaufnahmeebene bestimmt.
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Als
Nächstes
wird die Differenz zwischen ZP und der aktuellen
Bildaufnahmeposition für
die Kugel B bestimmt und auf einen Korrekturwert in der Richtung
z eingestellt. Dann wird für
den Rotationswinkel und den Korrekturwert für die Abweichung in der Richtung
z eine Korrekturtabelle erstellt. Wenn Bilddaten erfasst werden,
wird die Position unter Verwendung der Korrekturtabelle korrigiert.
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Die 8 zeigt ein Flussdiagramm
für eine
durch die CPU 100 ausgeführte Bildkorrektur. Hierbei
ist davon ausgegangen, dass die Abweichung in den zwei Richtungen
vertikal zur Rotationsachse (z-Achse) durch ein bekanntes Korrekturverfahren
korrigiert wurde, wie es in JP-A-2002-336237 offenbart ist. Als
Erstes werden die zwei Kugeln im Korrekturphantom 30 im Wesentlichen
auf der Rotationsachse platziert, und der Rotationsarm 10 wird
verdreht, um Röntgenbilddaten
zu erfassen (Schritt S10), und es wird der Ort P des Zentrums der
zwei Kugeln 32 erhalten (Schritt S12).
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Als
Nächstes
wird die Abweichungsweite des erhaltenen Orts P (Radius r1, r2) für jede der
Kugeln 32 in seitlicher Richtung (Richtungen vertikal zur
z-Achse) im zweidimensionalen Bild erhalten (Schritt S14). (Die Indizes
1 und 2 repräsentieren
die eine und die andere der zwei Kugeln.) Als Nächstes wird der Mittelwert
Zb1, Zb2 der Abweichung
des Orts in der vertikalen Richtung (Richtung Z) im zweidimensionalten
Bild erhalten (Schritt S16).
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Als
Nächstes
wird der ideale Ort der Kugel 32 unter Verwendung der unten
angegebenen Gleichung (2) berechnet: ZP = FS·ZB/(OF +
r·sinθ), (2)wobei ZP die z-Koordinate des idealen Orts der Kugel 32 ist,
FS der Abstand vom Brennpunkt F zur Bildaufnahmeebene ist, ZB der Mittelwert der Position der Kugel 32 bei
einer Drehung des Arms von 360° ist,
OF der Abstand vom Rotationszentrum zum Brennpunkt ist, r der Radius
der Abweichung des für
die Kugel 32 gemessenen Orts P in einer Richtung rechtwinklig
zur z-Achse ist, und θ der
Rotationswinkel des Rotationsarms ist. Die Differenz zwischen dem
gemessenen Wert z und der z-Koordinate ZP des
Orts der idealen Kugel in der Gleichung (2) wird erhalten, und dieser
wird als Korrekturwert für
die Richtung z eingetragen (Schritt S18). Diese Gleichung wird für jede der
zwei Kugeln berechnet, und der Mittelwert für die zwei Kugeln wird als
Korrekturwert verwendet (Schritt S20). Dann wird eine Korrekturtabelle
für den
Rotationswinkel und den Korrekturwert der Positionsabweichung in
der Richtung z erzeugt. Wenn CT-Bilderzeugungsdaten an einem tatsächlichen
Objekt erfasst werden, wird die Position in der Richtung z mittels
der Korrekturtabelle korrigiert.
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Vorstehend
ist ein Röntgen-CT-Scanner
mit einem Rotationsarm mit einer horizontalen Rotationsachse erläutert. Jedoch
kann eine Positionsabweichung in der vertikalen Richtung in ähnlicher
Weise auch bei einem Röntgen-CT-Scanner,
wie er in der 9 dargestellt
ist, korrigiert werden, bei dem ein Scanmechanismus 18' einen Rotationsarm 10' mit schräger oder
nicht vertikaler Rotationsachse trägt.
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Die 10 und 11 zeigen Beispiele von CT-Bildern für einen
Vergleichsfall ohne Verwendung der oben genannten Korrektur in der
vertikalen Richtung bzw. für
einen Fall gemäß der Erfindung
mit der oben genannten Korrektur in der vertikalen Richtung. Durch
Vergleich der in der 11 dargestellten
Bilder mit den entsprechenden Bildern in der 10 ist es ersichtlich, dass sich gemäß der 11 durch die Erfindung eine
deutliche Verbesserung der Bildqualität im Vergleich zu den in der 10 dargestellten herkömmlichen
Vergleichsdaten zeigt.
