DE102006045769A1

DE102006045769A1 - Röntgen-CT-Vorrichtung

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Publication number: DE102006045769A1
Application number: DE102006045769A
Authority: DE
Inventors: Akihiko Hino Nishide; Yasuhiro Hino Imai; Akira Hino Hagiwara; Makoto Hino Gohno
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2005-09-27
Filing date: 2006-09-26
Publication date: 2007-04-05
Also published as: CN100506160C; US20070071160A1; JP2007089673A; JP4509903B2; NL1032581A1; CN1939220A; US7428290B2; NL1032581C2

Abstract

Die vorliegende Erfindung soll dazu dienen, die Bildqualität zu verbessern, die durch einen herkömmlichen (axialen) Scan, einem Cine-Scheifen-Scan oder einen Spiralscan gewährleistet wird, der durch eine Röntgen-CT-Vorrichtung (100) durchgeführt wird, die einen zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor enthält, der eine Matrixstruktur aufweist. DOLLAR A In einer Spiralscanbildrekonstruktion, die auf einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion basiert, die in einer Röntgen-CT-Vorrichtung (100) ausgeführt wird, die einen zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor enthält, der durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder einen Flachpaneel-Röntgendetektor repräsentiert ist und eine Matrixstruktur aufweist, wird ein Bild, das eine Schichtdicke ausdrückt, die größer als die Breite einer in einem Mehrfacharray-Röntgendetektor enthaltenen Detektorarray ist, gemäß einem Verfahren, das einen z-Richtungsfilter zu Projektionsdatenelementen in Richtung von Detektorarrays (d.h. in z-Richtung) faltet, oder gemäß einem Verfahren eines Faltens eines Filters in z-Richtung zu einem tomographischen Bildraum rekonstruiert. DOLLAR A Die beiden Verfahren werden mit Blick auf die Rechenzeit und tomographische Bildqualität optimiert. DOLLAR A Dementsprechend lässt sich in kurzer Zeit ein tomographisches Bild hoher Qualität rekonstruieren.

Description

HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG
Die Erfindung betrifft eine Röntgencomputertomographie(CT)-Vorrichtung für den medizinischen oder industriellen Gebrauch, oder insbesondere die Beschleunigung der Bildrekonstruktion und Verbesserung der Bildqualität für einen herkömmlichen (axialen) Scan, einen Cine-Scheifen-Scan oder einen Spiralscan.

In Röntgen-CT-Vorrichtungen mit einem zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor, der durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder einen Flachpaneeldetektor repräsentiert wird und eine Matrixstruktur aufweist, kommen zwei in 6 beschriebene Verfahren als Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes in Betracht, das eine Schichtdicke aufweist, die größer ist als die Breite eines Detektorarrays, der in dem Mehrfacharray-Röntgendetektor enthalten ist (siehe beispielsweise die Patentdokumente: Japanische ungeprüfte Patentanmeldungsveröffentlichung Nr. 2004-73360 und Japanische ungeprüfte Patentanmeldungsveröffentlichung Nr. 2004-230030). Eines der Verfahren ist ein (nachstehend auch als Projektionsdaten-z-Richtungsfilterung bezeichnetes) z-Richtungsfilterfaltungsverfahren, das Projektionsdaten bearbeitet, und das andere Verfahren ist eine (nachstehend auch als Bildraum-z-Richtungsfilterung bezeichnete) z-Richtungsfilterung, die Bildraumdaten bearbeitet. Diese Verfahren weisen den in 6 beschriebenen Vorteil und Nachteil auf.

Die oben erwähnten Bildrekonstruktionsverfahren für die Röntgen-CT-Vorrichtung verfügen über Vor- und Nachteile und sind hinsichtlich einer Beschleunigung der Bildrekonstruktion und Verbesserung der Bildqualität problematisch.

Allerdings wurden hinsichtlich der oben erwähnten Röntgen-CT-Vorrichtung, da der Kegelwinkel eines Röntgenkegelstrahls ständig größer wird, vielfältige Bildrekonstruktionsalgorithmen ersonnen. Konsequenterweise ist der Freiheitsgrad für die Steuerung einer Schichtdicke gewachsen. Andererseits stehen die Bildrekonstruktionszeit und Bildqualität in einer Konkurrenzbeziehung und bieten sich für eine Optimierung an.

KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG

Daher ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Röntgen-CT-Vorrichtung zu schaffen, die einen zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor enthält, der durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder einen Flachpaneel-Röntgendetektor repräsentiert ist und eine Matrixstruktur aufweist und die Rekonstruktionszeit und Qualität eines Bildes optimiert, indem eine abzubildende Schichtdicke während eines herkömmlichen (axialen) Scans, eines Cine-Scheifen-Scans oder eines Spiralscans gesteuert wird.

Die vorliegende Erfindung schafft eine Röntgen-CT-Vorrichtung für den medizinischen oder industriellen Gebrauch, die in der Lage ist, eine Beschleunigung der Bildrekonstruktion und Verbesserung der Bildqualität zu erzielen, wenn vielfältige Schichtdicken ausdrückende tomographische Bilder rekonstruiert werden, indem ein herkömmlicher (axialer) Scan, ein Cine-Scheifen-Scan oder ein Spiralscan durchgeführt wird.

Gemäß dem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, zu der gehören: ein Röntgendatenakquisitionsmittel zum Akquirieren von Projektionsdatenelementen von Röntgenstrahlen, die durch einen Patienten übertragen sind, der zwischen einem Röntgengenerator und einem dem Röntgengenerator gegenüberliegenden zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor angeordnet ist, der Röntgenstrahlen erfasst und durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder einen Flachpaneeldetektor repräsentiert ist und eine Matrixstruktur aufweist, während der Röntgengenerator und der zweidimensionale Flachpaneel-Röntgendetektor um eine Rotationsachse gedreht werden, die zwischen dem Röntgengenerator und dem zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor angeordnet ist; ein Bildrekonstruktionsmittel zur Rekonstruktion eines Bildes mittels Projektionsdatenelementen, die durch das Röntgendatenakquisitionsmittel akquiriert sind; ein Bildanzeigemittel zum Anzeigen eines rekonstruierten tomographischen Bildes; und ein Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel zum Festlegen von Röntgenbedingungen für eine Tomographie. Das Bildrekonstruktionsmittel regelt/steuert eine Schichtdicke durch Einsatz von z-Richtungsfilterfaltung in einem Bildraum.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem ersten Aspekt lassen sich vielfältige Schichtdicken ausdrückende tomographische Bilder rekonstruieren, indem eine Filterfaltung in z-Richtung, die senkrecht zu einer tomographischen Ebene(n) verläuft, in einem Bildraum unter Berücksichtigung eines Schichtempfindlichkeitsprofils von Empfindlichkeiten durchgeführt wird, die in z-Richtung senkrecht zu der tomographischen Ebene erfasst werden, die durch jedes tomographische Bild ausgedrückt wird, und indem z-Richtungs filterfaltungskoeffizienten eingestellt werden, während das Schichtempfindlichkeitsprofil beobachtet wird.

Gemäß dem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, zu der gehören: ein Röntgendatenakquisitionsmittel zum Akquirieren von Projektionsdatenelementen von Röntgenstrahlen, die durch einen Patienten übertragen sind, der zwischen einem Röntgengenerator und einem dem Röntgengenerator gegenüberliegenden zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor angeordnet ist, der Röntgenstrahlen erfasst und durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder einen Flachpaneeldetektor repräsentiert ist und um eine Rotationsachse, die zwischen dem Röntgengenerator und dem zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor angeordnet ist, eine Matrixstruktur aufweist; ein Bildrekonstruktionsmittel zur Rekonstruktion eines Bildes mittels Projektionsdatenelementen, die durch das Röntgendatenakquisitionsmittel akquiriert sind; ein Bildanzeigemittel zum Anzeigen eines rekonstruierten tomographischen Bildes; und ein Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel zum Festlegen von radiographischen Bedingungen für eine Tomographie. Das Bildrekonstruktionsmittel regelt/steuert eine Schichtdicke durch Einsatz von z-Richtungsfilterfaltung in einem Projektionsdatenraum.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem zweiten Aspekt wird die Arrayrichtungs-(z-Richtungs)-Filterfaltung an Projektionsdatenelementen durchgeführt, die durch jedes Detektorarray erzeugt werden, das in dem Mehrfacharray-Röntgendetektor in einem Projektionsdatenraum enthalten ist, und es werden z-Richtungsfilterfaltungskoeffizienten angepasst. Dementsprechend lassen sich tomographische Bilder vielfältiger Schichtdicken rekonstruieren, die jeweils ein Schichtempfindlichkeitsprofil von Empfindlichkeiten ausdrücken, die in ei ner senkrecht zu einer tomographischen Ebene verlaufenden z-Richtung erfasst sind.

Gemäß dem dritten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, zu der gehören: ein Röntgendatenakquisitionsmittel zum Akquirieren von Projektionsdatenelementen von Röntgenstrahlen, die durch einen Patienten übertragen sind, der zwischen einem Röntgengenerator und einem dem Röntgengenerator gegenüberliegenden zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor angeordnet ist, der Röntgenstrahlen erfasst und durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder einen Flachpaneeldetektor repräsentiert ist und um eine Rotationsachse, die zwischen dem Röntgengenerator und dem zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor angeordnet ist, eine Matrixstruktur aufweist; ein Bildrekonstruktionsmittel zur Rekonstruktion eines Bildes mittels Projektionsdatenelementen, die durch das Röntgendatenakquisitionsmittel akquiriert sind; ein Bildanzeigemittel zum Anzeigen eines rekonstruierten tomographischen Bildes; und ein Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel zum Festlegen von radiographischen Bedingungen für eine Tomographie. Das Bildrekonstruktionsmittel regelt/steuert eine Schichtdicke durch Einsatz von z-Richtungsfilterfaltung in einem Bildraum nach dem Einsatz von z-Richtungsfilterfaltung in einem Projektionsdatenraum.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem dritten Aspekt wird, nachdem die Arrayrichtungs-(z-Richtungs)-Filterfaltung in einem Projektionsdatenraum in derselben Weise wie gemäß dem zweiten Aspekt durchgeführt ist, die z-Richtungsfilterfaltung in derselben Weise wie gemäß dem ersten Aspekt in einem Bildraum durchgeführt. Darüber hinaus werden die in dem Projektionsdatenraum verwendeten Arrayrichtungs-(z-Richtungs)-Filterfaltungskoeffizienten und die in dem Bilddaten raum verwendeten z-Richtungsfilterfaltungskoeffizienten angepasst. Dementsprechend lassen sich tomographische Bilder vielfältiger Schichtdicken rekonstruieren, die jeweils ein Schichtempfindlichkeitsprofil von Empfindlichkeiten ausdrücken, die in einer senkrecht zu einer tomographischen Ebene verlaufenden z-Richtung erfasst sind.

Gemäß dem vierten Aspekt der vorliegenden Erfindung, ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem dritten Aspekt identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel mindestens entweder Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder den Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten gemäß jedem Satz von Radiographiebedingungen für eine Tomographie ändert, die durch das Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel festgelegt sind.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vierten Aspekt können die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und der Bilddatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizient mit Blick auf die Bildqualität, eine Rekonstruktionszeit, eine Radiographiezeit oder eine Radiographieeffizienz gemäß den Bedingungen für eine Tomographie optimiert werden, die durch das Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel festgelegt sind.

Gemäß dem fünften Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis vier identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel für eine Tomographie mindestens entweder Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten gemäß einer die Bild qualität betreffenden Radiographiebedingung ändert, die durch das Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel festgelegt ist.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem fünften Aspekt sind Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und Bilddatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten mit Blick auf die Bildqualität, eine Rekonstruktionszeit, eine Radiographiezeit oder Radiographieeffizienz gemäß einer die Bildqualität betreffenden Radiographiebedingung für eine Tomographie optimiert, die durch das Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel festgelegt ist.

Gemäß dem sechste Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis fünf identisch ist, mit dem Unterschied, dass: das Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel mindestens entweder einen Bildrauschenindex und/oder einen Artefaktindex festlegt; und das Bildrekonstruktionsmittel mindestens entweder Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten gemäß mindestens entweder dem Bildrauschenindex und/oder dem Artefaktindex ändert.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem sechsten Aspekt legt das Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel einen Bildrauschenindex im Voraus fest. Die Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten lassen sich einstellen oder optimieren, so dass hinsichtlich des Bildrauschen ein Soll-Wert erzielt werden kann.

Gemäß dem siebten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis fünf identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekon struktionsmittel mindestens entweder Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten gemäß den Radiographiebedingungen für eine Tomographie ändert, die für eine durch das Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel festgelegte Dauer und Effizienz einer Radiographie maßgebend sind.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem siebten Aspekt können Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und Bilddatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten mit Blick auf eine Bildqualität, eine Rekonstruktionszeit, eine Radiographiezeit oder eine Radiographieeffizienz gemäß den Radiographiebedingungen für eine Tomographie hinsichtlich der durch das Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel festgelegten Dauer und Effizienz einer Radiographie optimiert werden.

Gemäß dem achten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis sieben identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel eine dreidimensionale Bildrekonstruktion durchführt.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem achten Aspekt werden Projektionsdatenelemente, die durch den zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor erzeugt sind, der durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder einen Flachpaneel-Röntgendetektor repräsentiert wird und eine Matrixstruktur aufweist, bearbeitet, um ein dreidimensionales Bild zu rekonstruieren. Wenn ein Spiralscan mit einer auf einen niedrigen Wert eingestellten Spiralganghöhe durchgeführt wird, verschlechtert sich die Bildqualität nicht. Wenn ein herkömmlicher (axialer) Scan oder ein Cine-Scheifen-Scan durchgeführt wird, verschlechtert sich die von jedem Detektorarray abhängige Bildqualität eines tomographischen Bilds auch dann nicht, falls die Breite jedes Detektorarrays größer ist. Dementsprechend lässt sich ein tomographisches Bild mit verbesserter Qualität rekonstruieren.

Gemäß dem neunten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis acht identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten gemäß einer Schichtdicke eines tomographischen Bildes ändert.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem neunten Aspekt werden die Arrayrichtungs-(z-Richtungs)-Filterfaltungskoeffizienten des Projektionsdatenraums und die Bilddatenraum-z-Richtungsfilterfaltungskoeffizienten angepasst, um tomographische Bilder vielfältiger Schichtdicken hervorzubringen, die vielfältige Schichtempfindlichkeitsprofile ausdrücken. Dementsprechend tomographische Bilder vielfältiger Schichtdicken, die Schichtempfindlichkeitsprofile von Empfindlichkeiten ausdrücken, die in einer zu einer tomographischen Ebene senkrecht verlaufenden z-Richtung erfasst sind.

Gemäß dem zehnten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis neun identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten gemäß der Breite jedes Arrays, das in dem Röntgendetektor in der Rich tung von Arrays enthalten ist, und gemäß der Anzahl von Detektorarrays ändert.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem zehnten Aspekt werden die Arrayrichtungs-(z-Richtungs)-Filterkoeffizienten des Projektionsdatenraums und Bilddatenraum-z-Richtungsfilterfaltungskoeffizienten gemäß der Dicke jedes Detektorarrays in Richtung der Arrays (z-Richtung) und gemäß der Anzahl von Detektorarrays angepasst. Im vorliegenden Beispiel werden die Filterkoeffizienten auf Röntgendetektordatenelemente oder Projektionsdatenelemente angewandt, die aus einem zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor ausgelesen sind, der durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder durch einen Flachpaneel-Röntgendetektor repräsentiert wird und eine Matrixstruktur aufweist. Folglich lassen sich tomographische Bilder vielfältiger Schichtdicken rekonstruieren, die vielfältige Schichtempfindlichkeitsprofile von Empfindlichkeiten ausdrücken, die in einer zu einer tomographischen Ebene senkrecht verlaufenden z-Richtung erfasst sind.

Gemäß dem elften Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis zehn identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten gemäß der Position jedes Pixels in einem tomographischen Bild einer rekonstruierten xy-Ebene ändert.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem elften Aspekt werden die Arrayrichtungs-(z-Richtungs)-Filterkoeffizienten des Projektionsdatenraums und Bilddatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten unter Berücksichtigung eines Schichtempfind lichkeitsprofils angepasst, das in z-Richtung durch die Pixel auszudrücken ist, auf denen ein rekonstruiertes tomographisches Bild einer xy-Ebene basiert. Folglich können tomographische Bilder vielfältiger Schichtdicken erzeugt werden, die vielfältige Schichtempfindlichkeitsprofile von Empfindlichkeiten ausdrücken, die in der zu einer tomographischen Ebene senkrecht verlaufenden z-Richtung erfasst sind.

Gemäß dem zwölften Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis elf identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel die Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten auf positive Werte setzt.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem zwölften Aspekt wird in dem Falle, dass sämtliche Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten positive Werte sind, ein tomographisches Bild erzeugt, um eine Schichtdicke auszudrücken, die äquivalent zu einer Strecke in z-Richtung ist, in der die positiven Koeffizienten angewandt werden. Darüber hinaus wird ein tomographisches Bild erzeugt, um ein Schichtempfindlichkeitsprofil gemäß der Faltung der positiven Koeffizienten auszudrücken.

Gemäß dem dreizehnten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis elf identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel einen Teil der Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten auf negative Werte setzt.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem dreizehnten Aspekt wird ein tomographisches Bild, wenn ein Teil der Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten negative Werte sind, als ein Differenzbild zwischen einem anhand von positiven Koeffizienten sich ergebenden tomographischen Bild und einem mittels negativer Koeffizienten sich ergebenden tomographischen Bild erzeugt. Darüber hinaus wird ein tomographisches Bild erzeugt, um ein Schichtempfindlichkeitsprofil gemäß der Faltung der Koeffizienten auszudrücken.

Gemäß dem vierzehnten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis dreizehn identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten auf positive Werte setzt.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vierzehnten Aspekt wird, wenn sämtliche Arrayrichtungs-(z-Richtungs)-Filterkoeffizienten des Projektionsdatenraums positive Werte sind, ein tomographisches Bild erzeugt, um eine Schichtdicke auszudrücken, die zu einer Strecke in einer Richtung von Arrays (z-Richtung) äquivalent ist, in der die positiven Koeffizienten angewandt werden. Darüber hinaus wird ein Schichtempfindlichkeitsprofil gemäß der Faltung der positiven Koeffizienten ausgedrückt.

Gemäß dem fünfzehnten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis dreizehn identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel einen Teil der Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten auf negative Werte setzt.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem fünfzehnten Aspekt wird, wenn ein Teil der Arrayrichtungs-(z-Richtungs)-Filterkoeffizienten des Projektionsdatenraums negative Werte sind, ein tomographisches Bild als ein Differenzbild zwischen einem anhand der positiven Koeffizienten sich ergebenden tomographischen Bild und einem mittels der negativen Koeffizienten sich ergebenden tomographischen Bild erzeugt. Darüber hinaus wird ein Schichtempfindlichkeitsprofil gemäß den Koeffizienten ausgedrückt.

Gemäß dem sechzehnten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis fünfzehn identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel parallel mindestens zwei Vorgänge aus der Gruppe: z-Richtungsfilterfaltung in einem Projektionsdatenraum, Rückprojektion und z-Richtungsfilterfaltung in einem Bildraum durchführt.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem sechzehnten Aspekt werden Filterkoeffizienten, die in einer Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung verwendet werden, die eine lange Bildrekonstruktionszeit erfordert, und Filterkoeffizienten, die in Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung verwendet werden, die eine kurze Bildrekonstruktionszeit benötigen, angepasst oder optimiert. Dementsprechend werden tomographische Bilder vielfältiger Schichtdicken rekonstruiert, um vielfältige Schichtempfindlichkeitsprofile von Empfindlichkeiten auszudrücken, die in einer zu einer tomographischen Ebene senkrecht verlaufenden z-Richtung erfasst sind.

Gemäß dem siebzehnten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis sechzehn identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel eine Schichtdicke durch den Einsatz von Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung und Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung steuert, und ein tomographisches Bild durch Ausführen eines Spiralscans rekonstruiert.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem siebzehnten Aspekt werden im Falle der Durchführung eines Spiralscans Filterkoeffizienten, die in einer Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung verwendet werden, die eine hohe Bildqualität sicherstellt, jedoch eine lange Bildrekonstruktionszeit erfordert, und Filterkoeffizienten, die in Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung verwendet werden, bei der eine geringe Spiralganghöhe zu einer Verschlechterung der Bildqualität führt, und eine kurze Bildrekonstruktionszeit benötigt wird, angepasst oder optimiert. Dementsprechend werden tomographische Bilder vielfältiger Schichtdicken erzeugt, um vielfältige Schichtempfindlichkeitsprofile von Empfindlichkeiten auszudrücken, die in einer zu einer tomographischen Ebene senkrecht verlaufenden z-Richtung erfasst sind.

Gemäß dem achtzehnten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis sechzehn identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel eine Schichtdicke durch Einsatz von Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung und Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung steuert und ein tomographische Bild durch Ausführung eines variable Ganghöhe verwendenden Spiralscans rekonstruiert.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem achtzehnten Aspekt werden bei Durchführung eines variable Ganghöhe verwendenden Spiralscans Filterkoeffizienten, die in einer Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung verwendet werden, die eine hohe Bildqualität sicherstellt, jedoch eine lange Bildrekonstruktionszeit erfordert, und Filterkoeffizienten, die in einer Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung verwendet werden, bei der eine geringe Spiralganghöhe zu einer Verschlechterung der Bildqualität führt, und eine kurze Bildrekonstruktionszeit benötigt wird, angepasst oder optimiert. Dementsprechend werden tomographische Bilder vielfältiger Schichtdicken rekonstruiert, um vielfältige Schichtempfindlichkeitsprofile von Empfindlichkeiten auszudrücken, die in einer zu einer tomographischen Ebene senkrecht verlaufenden z-Richtung erfasst sind.

Gemäß dem neunzehnten Aspekt der vorliegenden Erfindung, ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem siebzehnten bis achtzehnten Aspekt identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten in Abhängigkeit von einer Spiralganghöhe ändert, die für einen Spiralscan oder einen variable Ganghöhe verwendenden Spiralscan eingestellt ist.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem neunzehnten Aspekt wird eine anfängliche Schichtdicke bestimmt, indem eine Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung durchgeführt wird, die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten in Abhängigkeit von einer Spiralganghöhe verwendet, die für einen Spiralscan oder eine variable Ganghöhe verwendenden Spiralscan gesetzt ist. Darüber hinaus wird eine endgültige Schichtdicke bestimmt, indem eine Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung durchgeführt wird, die Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten verwendet.

Insbesondere wird, wenn während eines variable Ganghöhe verwendenden Spiralscans eine Beschleunigung oder Verzögerung durchgeführt wird, eine anfängliche Schichtdicke bestimmt, indem eine Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung durchgeführt wird, die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten in Abhängigkeit von einem Bereich von Spiralganghöhen verwendet, die sich im Lauf der Zeit ändern. Darüber hinaus wird eine endgültige Schichtdicke bestimmt, indem eine Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung durchgeführt wird, die Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten verwendet.

Gemäß dem zwanzigsten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die mit der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem beliebigen der Aspekte eins bis sechzehn identisch ist, mit dem Unterschied, dass das Bildrekonstruktionsmittel eine Schichtdicke steuert, indem eine Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung und eine Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung durchführt wird, und ein tomographisches Bild durch Ausführung eines herkömmlichen (axialen) Scans oder eines Cine-Scheifen-Scans rekonstruiert wird.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem zwanzigsten Aspekt werden im Falle der Durchführung eines herkömmlichen (axialen) Scans oder eines Cine-Scheifen-Scans Filterkoeffizienten, die in einer Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung verwendet werden, die eine hohe Bildqualität sicherstellt, jedoch eine lange Bildrekonstruktionszeit erfordert, und Filterkoeffizienten, die in Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung verwendet werden, bei der eine geringe Spiralganghöhe zu einer Verschlechterung der Bildqualität führt, und eine kurze Bildrekonstruktionszeit erforderlich ist, angepasst oder optimiert. Dementsprechend werden tomographische Bilder vielfältiger Schichtdicken rekonstruiert, um vielfältige Schichtempfindlichkeitsprofile von Empfindlichkeiten auszudrücken, die in einer zu einer tomographischen Ebene senkrecht verlaufenden z-Richtung erfasst sind.

Gemäß einer Röntgen-CT-Vorrichtung oder einem Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren, bei dem die vorliegende Erfindung verwendet wird, lässt sich im Falle einer Durchführung eines herkömmlichen (axialen) Scans, eines Cine-Scheifen-Scans oder eines Spiralscans mittels einer Röntgen-CT-Vorrichtung, die einen zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor enthält, der durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder durch einen Flachpaneel-Röntgendetektor repräsentiert wird und eine Matrixstruktur aufweist, eine Schichtdicke steuern und eine Bildrekonstruktionszeit und Bildqualität optimieren.

Weitere Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden nach dem Lesen der nachfolgenden Beschreibung der in den beigefügten Zeichnungen veranschaulichten bevorzugten Ausführungsbeispiele der Erfindung verständlich.

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt in einem Blockdiagramm eine Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung.
2 zeigt in einem veranschaulichenden Diagramm eine Rotation eines Röntgengenerators (Röntgenröhre) und eines Mehrfacharray-Röntgendetektors.
3 veranschaulicht in einem Flussdiagramm Schritte, die in der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung durchzuführen sind.
4 veranschaulicht in einem Flussdiagramm eine Vorverarbeitung.
5 veranschaulicht in einem Flussdiagramm eine dreidimensionale Bildrekonstruktion.
6 zeigt in einer Tabelle aufgelistet den Vorteile und Nachteil eines Verfahrens zum Falten eines z-Richtungsfilters auf Projektionsdatenelemente im Vergleich zu dem Vorteil und Nachteil eines Verfahrens zum Falten eines z-Richtungsfilters auf einen Bildraum.
7 zeigt eine Projektionsdaten-z-Richtungsfilterfaltung.
8 zeigt eine Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung.
9 zeigt eine Inkonsistenz einer Breite, auf die ein Projektionsdaten-z-Richtungsfilter anwendbar ist.
10 zeigt ein Bildraum z-Richtungsfilter, das keine Inkonsistenz verursacht.
11 veranschaulicht in einem Flussdiagramm einen radiographischen Ablauf.
12 zeigt Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten in Abhängigkeit von der Position eines Röntgendetektorarrays.
13(a) zeigt die Veränderung einer Schichtdicke in Abhängigkeit von jedem Array und 13(b) zeigt eine Verän derung einer Schichtdicke, die in Abhängigkeit von jedem Array angepasst ist.
14(a) zeigt eine Veränderung des Bildrauschens in Abhängigkeit von jedem Array und 14(b) zeigt eine Veränderung des Bildrauschens, das in Abhängigkeit von jedem Array angepasst ist.
15 zeigt eine Änderung von Spiralganghöhen für einen variable Ganghöhe verwendenden Spiralscan.
16 zeigt Schichtempfindlichkeitsprofile, die Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung betreffen.
17 zeigt einen Einfluss einer Projektionsdatenraum-z-Filterfaltung und einer Bildraum-z-Filterfaltung auf eine Bildrekonstruktionszeit.
18 veranschaulicht in einem Flussdiagramm eine Tomographie, die einen Bildqualitätsprioritätsmodus und einen Verarbeitungszeitprioritätsmodus unterstützt.
19 zeigt eine Tabelle, die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten in Zuordnung zu jedem Satz von Radiographiebedingungen auflistet.
20 zeigt eine Tabelle, die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten in Zuordnung zu jedem Satz von Radiographiebedingungen für einen herkömmlichen (axialen) Scan auflistet.
21 zeigt eine Überlappungsganghöhe, die in einem Fall auftritt, wenn mehrere Positionen in z-Richtung abgetastet werden.
22 zeigt eine Tabelle, die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten in Zuordnung zu jedem Satz von Radiographiebedingungen für einen variable Ganghöhe verwendenden Spiralscan auflistet.
23 zeigt Bewegungen, die in einem variable Ganghöhe verwendenden Pendelmodusspiralscan durchgeführt werden.
24 zeigt Bewegungen, die in einem variable Ganghöhe verwendenden Spiralscan durchgeführt werden.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung wird im Folgenden anhand eines veranschaulichten Ausführungsbeispiels beschrieben. Zu beachten ist, dass die Erfindung nicht auf das Ausführungsbeispiel beschränkt ist.
1 zeigt in einem Blockdiagramm die Konfiguration einer Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. Die Röntgen-CT-Vorrichtung 100 enthält eine Bedienungskonsole 1, einen Radiographietisch 10 und eine Scannergantry 20.
Zu der Bedienungskonsole 1 gehören: ein Eingabegerät 2, das eine Bedienereingabe entgegennimmt, eine zentrale Verarbeitungseinrichtung 3, die Vorverarbeitung, Bildrekonstruktion, Nachverarbeitung und dergleichen ausführt; ein Datensammelpuffer 5, in dem durch die Scannergantry 20 gesammelte Röntgendetektordatenelemente akquiriert werden; ein Monitor 6, auf dem ein tomographisches Bild angezeigt wird, das unter Verwendung von Projektionsdatenelementen rekonstruiert ist, die durch Vorverarbeitung der Röntgendetektordatenelemente erzeugt sind; und eine Speichervorrichtung 7, in der Programme, Röntgendetektordatenelemente, Projektionsdatenelemente und Röntgentomographiebilder gespeichert werden.
Der Radiographietisch 10 weist eine Liege 12 auf, die einen auf der Liege angeordneten Patienten in eine Öffnung der Scannergantry 20 hinein oder aus dieser heraus befördert. Die Liege 12 wird durch einen in dem Radiographietisch 10 integrierten Motor angehoben, abgesenkt und geradlinig bewegt.
Zu der Scannergantry 20 gehören: eine Röntgenröhre 21, ein Röntgenstrahlcontroller 22, ein Kollimator 23, ein Mehrfacharray-Röntgendetektor 24, ein Datenakquisitionssystem (DAS) 25, ein Rotationsantriebscontroller 26, der die Röntgenröhre 21 und sonstige sich um eine Körperachse eines Patienten drehende Elemente steuert, und eine Steuereinheit 29, die Steuersignale und dergleichen zu bzw. von der Bedienungskonsole 1 und dem Radiographietisch 10 überträgt. Darüber hinaus erlaubt ein Scannergantryneigungscontroller 27 es der Scannergantry 20, sich in z-Richtung um etwa ±30° nach vorne oder hinten zu neigen.
2 zeigt in einem veranschaulichenden Diagramm die geometrische Anordnung der Röntgenröhre 21 und des Mehrfacharray-Röntgendetektors 24.
Die Röntgenröhre und der Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 rotieren um eine Rotationsachse IC. Unter der Annahme, dass eine vertikale Richtung als eine y-Richtung angesehen wird, eine horizontale Richtung als eine x-Richtung angesehen wird und eine senkrecht zu der x- und y-Richtung verlaufende Tischtransportrichtung als eine z-Richtung angesehen wird, ist eine Rotationsebene, in der die Röntgenröhre 21 und der Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 rotieren, eine xy-Ebene. Darüber hinaus ist eine Bewegungsrichtung, in der sich die Liege 12 bewegt, die z-Richtung.
Die Röntgenröhre 21 erzeugt einen als Kegelstrahl CB bezeichneten Röntgenstrahl. Wenn die Mittelachse des Kegelstrahls CB parallel zu der y-Richtung verläuft, ist die Röntgenröhre unter einem Blickwinkel von 0° angeordnet.
Der Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 enthält beispielsweise 256 Röntgendetektorarrays. Jedes Röntgendetektorarray enthält beispielsweise 1024 Röntgendetektorkanäle.
Es werden Röntgenstrahlen abgestrahlt und durch den Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 werden Projektionsdatenelemente erzeugt und durch das DAS 25 akquiriert. Die Projektionsdatenelemente werden anschließend A/D-gewandelt und über einen Schleifring 30 an den Datensammelpuffer 5 übertragen. Die zu dem Datensammelpuffer 5 übertragenen Datenelemente werden durch die zentrale Verarbeitungseinrichtung 3 gemäß einem aus der Speichervorrichtung 7 ausgelesenen Programm bearbeiten. Anschließend wird ein tomographisches Bild rekonstruiert und auf dem Monitor 6 angezeigt.
3 veranschaulicht in einem Flussdiagramm Schritte, die in der Röntgen-CT-Vorrichtung 100 gemäß der vorliegenden Erfindung durchzuführen sind.
In Schritt S1 werden die Röntgenröhre 21 und der Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 im Falle der Durchführung eines Spiralscans um einen Patienten gedreht, und die auf dem Radiographietisch 10 angeordnete Liege 12 wird geradlinig bewegt. Währenddessen werden Röntgendetektordatenelemente akquiriert. Im vorliegenden Beispiel wird jedes Röntgendetek tordatum D0(Ansicht,j,i) mit einem Blickwinkel Ansicht, einer Detektorarrayzahl j und einer Kanalzahl i identifiziert. Die Daten einer Tischposition in z-Richtung einer geradlinigen Bewegung, ZTisch(Ansicht), werden an jedes der Röntgendetektordatenelemente angehängt. Im Gegensatz dazu wird die auf dem Radiographietisch 10 angeordnete Liege 12 im Falle der Durchführung eines herkömmlichen (axialen) Scans oder eines Cine-Scheifen-Scans an einer bestimmten z-Richtungsposition fixiert, während das Datenakquisitionssystem um eine oder mehrere Umdrehungen gedreht wird, um Röntgendetektordatenelemente zu akquirieren. Falls erforderlich, wird das Datenakquisitionssystem nach der Bewegung der Liege zu der nächsten z-Richtungsposition um eine oder mehrere Umdrehungen gedreht, um Röntgendetektordatenelemente zu akquirieren. Im Vorliegenden ist der Blickwinkel Ansicht ein Winkel, um den die Röntgenröhre 21 ausgehend von einer in einer vertikalen Richtung (y-Achsenrichtung) oberhalb eines Patienten befindlichen Position um den Patienten gedreht wird. Weiter ist die Detektorarrayzahl j eine Zahl, die die Position von Röntgendetektorelementen kennzeichnet, die in dem Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 in einer Richtung von Arrays (z-Achsenrichtung) gegenüberliegend angeordnet sind. Weiter ist die Kanalzahl i eine Zahl, die die Position von Röntgendetektorelementen angibt, die in dem Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 in einer Richtung von Kanälen gegenüberliegend angeordnet sind. Darüber hinaus sind die Röntgendetektordaten D0(Ansicht,j,i) Daten, die ein Röntgendetektorelement, das an einer Position angeordnet ist, die durch die Detektorarrayzahl j und die Kanalzahl i in dem Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 identifiziert ist, akquiriert, indem es Röntgenstrahlen erfasst, die durch den Patienten übertragen wurden. Ferner ist die Tischposition einer geradlinigen Bewegung in z-Richtung, ZTisch(Ansicht), eine Position zu der die auf dem Radiogra phietisch 10 angeordnete Liege 12 während eines Scandurchlaufs in Richtung der Patientenkörperachse (z-Achsenrichtung) bewegt wird.
In Schritt S2 werden die Röntgendetektordatenelemente D0(Ansicht,j,i) vorverarbeitet und in Projektionsdatenelemente umgewandelt. Die Vorverarbeitung beinhaltet, wie in 4 beschrieben, eine Offsetnullung in Schritt S21, eine logarithmische Konvertierung in Schritt S22, eine Röntgendosiskorrektur in Schritt S23 und eine Empfindlichkeitskorrektur in Schritt S24.
In Schritt S3 wird an den vorverarbeiteten Projektionsdatenelementen D1(Ansicht,j,i) eine Strahlhärtungskompensation durchgeführt. Unter der Annahme, dass D1(Ansicht,j,i) die Projektionsdatenelemente bezeichnet, die die Empfindlichkeitskorrektur S24 durchlaufen haben, die in der Vorverarbeitung S2 enthalten ist, und D11(Ansicht,j,i) Datenelemente bezeichnet, die die Strahlhärtungskompensation S3 durchlaufen haben, wird die Strahlaufhärtungskompensation S3 durch die Formel (1) ausgedrückt, die im folgenden beispielsweise in Form eines polynomischen Ausdrucks angegeben ist. D11(Ansicht,j,i) = D1(Ansicht,j,i)·(B0(j,i) + B1(j,i)·D1(Ansicht,j,i) + B2(j,i)·D1(Ansicht,j,i)2) (1)
In Schritt S4 wird eine Projektionsdaten-z-Richtungsfilterung an den Projektionsdatenelementen D11(Ansicht,j,i) durchgeführt, die der Strahlaufhärtungskompensation unterworfen wurden, um die Projektionsdatenelemente in der z-Richtung (Richtung von Arrays) zu filtern.
In Schritt S4 wird ein Arrayrichtungsfilter, dessen Größe äquivalent zu fünf Arrays ist, wie sie in Form der untenstehende Formel (2) dargeboten sind, auf Projektionsdatenelemente D11(ch,Zeile) angewandt (wobei ch im Bereich 1 bis CH und Zeile im Bereich von 1 bis ZEILE liegt), die der Strahlhärtungskompensation unterworfen wurden, nachdem sie durch ein Datenakquisitionssystem unter Einbeziehung des Schritts vorverarbeitet wurden, dass jedes Detektorarray des Mehrfacharray-Röntgendetektors unter jedem Blickwinkel bestimmt wurde. (w1(ch), w2(ch), w3(ch), w4(ch), w5(ch)) (2)
Im Vorliegenden wird die durch die untenstehende folgende Formel (3) ausgedrückte Bedingung erfüllt.
Die korrigierten Detektordatenelemente D12(ch,Zeile) werden durch die Formel (4) ausgedrückt.
Eine Schichtdicke lässt sich basierend auf einem Abstand von einem Zentrum eines Sichtfeldes durch Verändern der Koeffizienten des Arrayrichtungsfilters steuern. Im Allgemeinen ist die Schichtdicke im Zentrum eines durch ein tomographisches Bild ausgedrückten Sichtfeldes größer als in seinem Randbereich. Die Arrayrichtungsfilterkoeffizienten werden zwischen dem Zentrum eines Sichtfeldes und dessen Umfang optimal geeignet verändert, so dass die Schichtdicke über das Zentrum und den Umfang des durch ein tomographisches Bild ausgedrückten Sichtfelds hinweg nahezu einheitlich ist.
In Schritt S5 wird eine Rekonstruktionsfunktionsfaltung durchgeführt. Insbesondere werden die Datenelemente Fourier-transformiert, einer Rekonstruktionsfunktion unterworfen und anschließend invers Fourier-transformiert. Unter der Annahme, dass D12 Datenelemente bezeichnet, die die z-Richtungsfilterfaltung durchlaufen haben, D13 Datenelemente bezeichnet, die die Rekonstruktionsfunktionsfaltung durchlaufen haben, und Kernel(j) die einer Faltung zu unterwerfende Rekonstruktionsfunktion bezeichnet, wird die Rekonstruktionsfunktionsfaltung S5 durch die folgende Formel (5) ausgedrückt. D13(Ansicht,j,i) = D12(Ansicht,j,i)·Kernel(j) (5)
In Schritt S6 wird eine dreidimensionale Rückprojektion an Projektionsdatenelementen D13(Ansicht,j,i) durchgeführt, die die Rekonstruktionsfunktionsfaltung durchlaufen haben, um Rückprojektionsdatenelemente D3(x,y,z) zu erzeugen. Ein zu rekonstruierendes Bild ist ein dreidimensionales Bild, das eine Ebene senkrecht zu der z-Achse oder parallel zu der xy-Ebene ausdrückt. Die dreidimensionale Rückprojektion wird weiter unten anhand 5 beschrieben.
In Schritt S7 wird an dem rückprojizierten tomographischen Bild D3(x,y,z) eine Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung durchgeführt. Unter der Annahme, dass D4(x,y,z) ein tomographisches Bild bezeichnet, das die Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung durchlaufen hat, wird die Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung durch die Formel (6) ausgedrückt.
Im Vorliegenden bezeichnet v(i) Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten, die auf eine zu 21+1 Werten äquivalente z-Richtungsbreite angewandt werden und als eine Folge ausgedrückt werden, die durch die folgende Formel (7) vorgegeben ist. v(–1), v(–1+1), ... v(–1), v(0), v(1), ... v(1–1), v(1) (7)
Im Falle eines Spiralscans können die Bildraumfilterkoeffizienten v(i) von der z-Richtungsposition unabhängig sein. Unter der Annahme, dass der in z-Richtung breite zweidimensionale Flachpaneel-Röntgendetektor 24 als der Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 im Falle der Durchführung eines herkömmlichen (axialen) Scans oder eines Cine-Scheifen-Scans übernommen wird, sollten die Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten v(i) von einer z-Richtungsposition eines Röntgendetektorarrays abhängen, so dass jedes tomographische Bild in Abhängigkeit von der Position eines Arrays feineingestellt werden kann.
In Schritt S8 wird eine Nachverarbeitung, die eine Bildfilterfaltung und eine CT-Zahl-Transformation beinhaltet, an einem tomographischen Bild D4(x,y,z) durchgeführt, das die Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung durchlaufen hat, um ein tomographisches Bild D41(x,y,z) zu erzeugen.
Im Falle der Bildfilterfaltung, die in der Nachverarbeitung enthalten ist, wird, unter der Voraussetzung, dass D41(x,y,z) ein tomographisches Bild bezeichnet, das eine dreidimensionale Rückprojektion durchlaufen hat, D42(x,y,z) Datenelemente bezeichnet, die einer Bildfilterfaltung unterworfen wurden, und Filter(z) ein Bildfilter bezeichnet, das ein zweidimensionales Filter ist, das auf die als eine tomographische Ebene zu betrachtende xy-Ebene anzuwenden ist, die Bildfilterfaltung durch die folgende Formel (8) ausgedrückt. D42(x,y,z) = D41(x,y,z)·Filter(z) (8)
Da eine Bildfilterfaltung an den durch jedes Detektorarray j erzeugten Datenelementen unabhängig durchgeführt werden kann, lässt sich eine Differenz der Eigenschaften eines Detektorarrays mit Blick auf Rauschen und Auflösung anhand der Eigenschaften eines weiteren Detektorarrays ausgleichen.
Auf dem Monitor 6 wird ein erzeugtes tomographisches Bild wiedergegeben.
5 veranschaulicht in einem Flussdiagramm eine dreidimensionale Rückprojektion (Schritt S6 in 4).
Erfindungsgemäß ist ein zu rekonstruierendes Bild ein dreidimensionales Bild, das eine zu der z-Achse senkrechte bzw. zu der xy-Ebene parallele Ebene ausdrückt. Nachstehend wird von einem parallel zu der xy-Ebene verlaufenden Sichtfeld P ausgegangen.
In Schritt S61 wird eine von den sämtlichen Ansichten, die für die Rekonstruktion eines tomographischen Bildes erforderlich sind (d.h. Ansichten, die durch Drehen der Scannergantry um 360° oder "180° + dem Winkel eines Fächerstrahls" erzeugt werden) fokussiert und es werden Projektionsdatenelemente Dr abgetastet, die Pixel im Blickfeld P ausdrücken.
Ein quadratisches Feld, das 512 in Zeilen und Spalten angeordnete Pixel aufweist und zu der xy-Ebene parallel verläuft, wird als Sichtfeld P angenommen. Zeilen T0 bis T511 werden erzeugt, indem Pixelzeilen, die mit einer Pixelzeile L0 beginnen, die parallel zu der x-Achse verläuft und sich ausgehend von einem Punkt y = 0 erstreckt, und mit einer Pixelzeile L511 enden, die sich ausgehend von einem Punkt y = 511 erstreckt, auf die Fläche des Mehrfacharray-Röntgendetektors 24 in Richtung einer Röntgenstrahlübertragung projiziert werden. Projektionsdatenelemente werden von der Zeile T0 bis T511 abgetastet. Die Projektionsdatenelemente werden als Projektionsdatenelemente Dr(Ansicht,x,y) erachtet, die auf die entsprechenden Pixel in einem tomographischen Bild rückzuprojizieren sind. Im Vorliegenden entsprechen x und y x- und y-Koordinaten, die die Position (x,y) jedes Pixels in einem tomographischen Bild angeben.
Die Richtung einer Röntgenstrahlübertragung ergibt sich aus den geometrischen Positionen des Röntgenbrennflecks in der Röntgenröhre 21 und des Mehrfacharray-Röntgendetektors 24. Da über die z-Koordinate z(Ansicht), die in jedem Röntgendetektordatum D0(Ansicht,j,i) enthalten ist, bekannt ist, dass sie einer Tischposition in z-Richtung einer geradlinigen Bewegung ZTisch(Ansicht) entspricht, kann die Richtung einer Röntgenstrahlübertragung sogar im Falle, dass Röntgendetektordaten D0(Ansicht,j,i) während einer Beschleunigung oder Verzögerung akquiriert werden, basierend auf einem geometrischen Datenakquisitionssystem, das den Röntgenbrennfleck und ein Detektorarray des Mehrfacharray-Röntgendetektors enthält, genau erfasst werden.
Beispielsweise kann ein Teil einer Zeile aus dem Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 in Richtung von Kanälen in derselben Weise austreten, wie es beispielsweise ein Teil der Zeile T0, die durch Projektion der Pixelzeile L0 auf die Fläche des Mehrfacharray-Röntgendetektors 24 erzeugt ist, in Richtung der Röntgenstrahlübertragung tut. In diesem Fall werden anhand der Zeile zu erfassende Projektionsdatenelemente Dr(Ansicht,x,y) auf 0s gesetzt. Falls ein Teil einer Zeile in z-Richtung heraustritt, werden fehlende Projektionsdatenelemente Dr(Ansicht,x,y) extrapoliert.
Wie oben erwähnt, werden Projektionsdatenelemente Dr(Ansicht,x,y) abgetastet, die die Pixel im Blickfeld P ausdrücken.
Indem noch einmal auf 5 eingegangen wird, werden in Schritt S62 die Projektionsdatenelemente Dr(Ansicht,x,y) mit einem Konusstrahlrekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten multipliziert, um Projektionsdatenelemente D2(Ansicht,x,y) zu erzeugen.
Im Vorliegenden wird der Konusstrahlrekonstruktions-Gewichtungskoeffizient w(i,j) weiter unten beschrieben. Im Falle einer Fächerstrahlbildrekonstruktion wird unter der Annahme, dass eine Gerade, die den Brennfleck in der unter einem Blickwinkel Ansicht = βa eingestellten Röntgenröhre 21 und ein Pixel g(x,y) im Blickfeld P (xy-Ebene) verbindet, eine Mittelachse Bc eines Röntgenstrahls unter einem Winkel schneidet, und ein entgegengesetzter Blickwinkel Ansicht = βb ist, der entgegengesetzte Blickwinkel βb im Allgemeinen durch die folgende Formel (9) ausgedrückt. βb = βa + 180° – 2γ (9)
Unter der Annahme, dass αa und ab Winkel bezeichnen, unter denen ein Röntgenstrahl, der ein Pixel g(x,y) im Blickfeld P durchquert, und der entgegengesetzte Röntgenstrahl das Sichtfeld P schneidet, werden Projektionsdatenelemente, wie sie durch die folgende Formel (10) ausgedrückt sind, in Abhängigkeit von dem Winkel αa oder ab mit dem Konusstrahlrekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten ωa oder ωb multipliziert, um Rückprojektionsdatenelemente D2(0,x,y) zu erzeugen. D2(0,x,y) = ωa·D2(0,x,y)_a + ωb·D2(0,x,y)_b (10)
Im Vorliegenden bezeichnet D2(0,x,y)_a Projektionsdatenelemente bei dem Blickwinkel βa und D2(0,x,y)_b bezeichnet Projektionsdatenelemente bei dem Blickwinkel βb.
Zu beachten ist, dass die dem Röntgenstrahl und dem entgegengesetzten Röntgenstrahl zugeordnete Summe der Konusstrahlrekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten ωa und ωb ein Einselement ist, wie es durch die folgende Formel (11) ausgedrückt ist. ωa + ωb = 1 (11)
Die Projektionsdatenelemente werden mit jedem der Konusstrahlrekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten ωa und ωb multipliziert und die resultierenden Sätze von Projektionsdatenelementen werden summiert. Dies ist nützlich für die Reduzierung von auf konische Winkel zurückzuführende Artefakte.
Weiter werden die Projektionsdatenelemente, die die Pixel im Blickfeld P ausdrücken, im Falle einer Fächerstrahlbildrekonstruktion mit einem Abstandskoeffizienten multipliziert. Der Abstandskoeffizient ist in der Form (r1/r0)² vorgegeben, wobei r0 einen Abstand von dem Brennfleck in der Röntgenröhre 21 zu einem Detektorelement bezeichnet, das zu einem Detektorarray j und einem Kanal i gehört, die in dem Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 enthalten sind, und Projek tionsdaten Dr erfasst, und r1 einen Abstand von dem Brennfleck in der Röntgenröhre 21 zu einem Pixel in dem durch die Projektionsdaten Dr repräsentierten Blickfeld P bezeichnet.
Im Falle einer Parallelstrahlbildrekonstruktion werden die Projektionsdatenelemente, die die Pixel im Blickfeld P ausdrücken, allein mit dem Konusstrahlrekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten w(i,j) multipliziert.
In Schritt S63 werden die Projektionsdatenelemente D2(Ansicht,x,y) Pixel für Pixel zu den zuvor klarierten Rückprojektionsdatenelementen D3(x,y) addiert.
In Schritt S64 werden die Schritte S61 bis S63 für sämtliche für die Rekonstruktion eines tomographischen Bildes erforderlichen Ansichten (d.h. Ansichten, die durch Drehen der Scannergantry um 360° oder um "180° + dem Winkel eines Fächerstrahls" erzeugt sind) wiederholt, um ein in 10 gezeigtes rückprojiziertes tomographisches Bild D3(x,y) hervorzubringen. Das tomographische Bild wird als ein tomographische Bild D3(x,y,z) erachtet, das eine Ebene repräsentiert, die an einer Position angeordnet ist, die mit einer bestimmten z-Koordinate indiziert ist.
Zu beachten ist, dass das Sichtfeld P möglicherweise kein quadratisches Feld mit 512 in Zeilen und Spalten angeordneten Pixeln ist, sondern ein rundes Feld mit einem Durchmesser einer Länge von 512 Pixeln sein kann.
Im Allgemeinen beinhaltet eine Technologie zum Steuern einer Schichtdicke in einer Röntgen-CT-Vorrichtung, wie in der Tabelle nach 6 aufgelistet, ein auf Projektionsdatenelemente anzuwendendes z-Richtungsfilterfaltungsverfahren, wie in 7 gezeigt, und ein auf Bildraumdatenelemente an zuwendendes z-Richtungsfilterfaltungsverfahren, wie in 8 gezeigt.
Wie in der Tabelle nach 6 aufgelistet, weist das auf Projektionsdatenelemente anzuwendende z-Richtungsfilterfaltungsverfahren den Vorteil auf, dass ein tomographisches Bild, das eine große Schichtdicke ausdrückt, sich rasch erzeugen lässt, indem einfach ein z-Richtungsfilters zu Projektionsdatenelementen gefaltet und einmal eine dreidimensionale Bildrekonstruktion durchgeführt wird. Der Nachteil des auf Projektionsdatenelemente anzuwendenden z-Richtungsfilterfaltungsverfahrens ist, dass eine Art eines z-Richtungsfilters zu Projektionsdatenelementen in Richtung von Arrays unabhängig von den Positionen von Pixeln in einem tomographischen Bild gefaltet wird. Dementsprechend hängt eine Breite in einem Bildraum, auf den das z-Richtungsfilter angewendet wird, von den Positionen von Pixeln ab. Konsequenterweise wird die Breite eines rückzuprojizierenden Röntgenstrahls mit der Breite in dem Bildraum zunehmend inkonsistent. Dies führt zu Artefakten.
Andererseits weist das auf einen Bildraum anzuwendende z-Richtungsfilterfaltungsverfahren den Vorteil auf, dass, da ein eine große Schichtdicke ausdrückendes tomographisches Bild mittels Falten eines z-Richtungsfilters zu dem Bildraum erzeugt wird, die z-Richtungsfilterung präzise erzielt wird, und das tomographische Bild vorteilhafterweise über eine hohe Bildqualität verfügt. Der Nachteil des auf den Bildraum anzuwendenden z-Richtungsfilterfaltungsverfahrens ist, dass die Verarbeitungszeit lang ist, da eine Vielzahl tomographischer Bilder in z-Richtung rekonstruiert werden.
Wie oben erwähnt, weisen die beiden Techniken zum Steuern einer Schichtdicke jeweils einen Vorteil und einen Nachteil auf. Solange der Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 eine kleiner Mehrfacharray-Röntgendetektor ist, der sechzehn Detektorarrays enthält und in z-Richtung eine Röntgendetektorbreite von etwa 20 mm aufweist, wurde in der Vergangenheit im Allgemeinen das auf Projektionsdatenelemente anzuwendende z-Richtungsfilterfaltungsverfahren herangezogen. Dies ist darauf zurückzuführen, dass der Zeitaufwand für eine Bildrückprojektion in der Vergangenheit hoch war. Dementsprechend wurde die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung, bei der eine Bildrückprojektion nur wenige Male wiederholt wird, gegenüber der Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung bevorzugt, bei der die Bildrückprojektion viele Male wiederholt wird.
In der Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung wird ein Gewichtungskoeffizientenfilter zu Projektionsdatenelementen in z-Richtung, d.h. in Richtung von Arrays, gefaltet. Danach werden jeweils einmal eine Rekonstruktionsfunktionsfaltung und eine Bildrückprojektion ausgeführt. Die Bildrekonstruktionszeit ist somit kurz.
Da die Breite des Mehrfacharray-Röntgendetektors 24 in z-Richtung größer geworden ist, ruft die auf Projektionsdatenelemente anzuwendende z-Richtungsfilterfaltung allerdings möglicherweise Inkonsistenz hervor. Wenn beispielsweise, wie in 9 gezeigt, davon ausgegangen wird, dass eine Breite von Projektionsdatenelementen, auf die das z-Richtungsfilter anwendbar ist, äquivalent zu vier Arrays ist, werden Projektionsdatenelemente, zu denen das z-Richtungsfilter, das auf die zu vier Arrays äquivalente Breite anwendbar ist, unabhängig von den Positionen von Pixeln in einem tomographischen Bild gefaltet wird, dreidimensional rückprojiziert.
Wie in 9 gezeigt, ist eine Breite von in einem tomographischen Bild vorhandenen Pixeln, für die vorausgesetzt ist, dass sie nahe der Röntgenröhre 21 angeordnet sind, auf die das Projektionsdaten-z-Richtungsfilter anwendbar ist, gleich w1. Weiter ist eine Breite von Pixeln in dem tomographischen Bild, für die vorausgesetzt ist, dass sie nahe dem Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 angeordnet sind, auf die das Projektionsdaten-z-Richtungsfilter anwendbar ist, gleich w2. In diesem Fall gilt offensichtlich die Beziehung w2 > w1.
In dem Maße wie ein Schichtdicke, die durch ein zu rekonstruierendes tomographisches Bild ausgedrückt wird, wächst, wird das oben erwähnte Phänomen offensichtlicher. Wenn die Breite eines rückzuprojizierenden Röntgenstrahls, wie durch die Beziehung w2 > w1 angezeigt, in Abhängigkeit von einer Position in einem tomographischen Bild variiert, treten darüber hinaus Artefakte in dem tomographischen Bild auf. Da eine durch ein zu rekonstruierendes tomographisches Bild ausgedrückte Schichtdicke anwächst, neigt die Projektionsdaten-z-Richtungsfilterfaltung insbesondere dazu, Artefakte hervorzurufen.
Im Falle eines Spiralscans unterscheiden sich, aufgrund der Tatsache, dass eine Spiralganghöhe kleiner ist, z-Richtungspositionen, die durch Datenelemente ausgedrückt sind, die sich über die Breite w1 erstrecken, die der Breite eines Röntgenstrahls entspricht, von jenen, die durch Datenelemente ausgedrückt werden, die sich über die Breite w2 erstrecken, die der Breite des Röntgenstrahls entspricht. Konsequenterweise ist das Auftreten von Artefakten wahrscheinlich.
Im Gegensatz dazu werden, soweit die Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung betroffen ist, tomographische Bilder 1, 2 und 3, die eine geringe Schichtdicke ausdrücken, wie in 10 gezeigt, im Voraus erzeugt. In den tomographischen Bildern, die eine geringe Schichtdicke ausdrücken, ist die durch eine Differenz der Breite eines Röntgenstrahls hervorgerufene Inkonsistenz hinsichtlich Positionen von Pixeln in einem tomographischen Bild unbedeutend. Es treten kaum Artefakte auf, während die Bildqualität hoch ist. Da die Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung an den qualitativ hochwertigen Bildern durchgeführt wird, die die geringe Schichtdicke ausdrücken, verfügt ein endgültig rekonstruiertes tomographisches Bild, das eine große Schichtdicke aufweist, dennoch über eine hohe Bildqualität.
Wie aus obiger Beschreibung ersichtlich, eignet sich die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung für die Rekonstruktion eines Bildes, das eine geringe Schichtdicke wiedergibt, während die Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung für die Rekonstruktion eines Bildes geeignet ist, das eine große Schichtdicke wiedergibt.
Wenn ein Bild rekonstruiert wird, das eine große Schichtdicke aufweist, wird die Bildrekonstruktionszeit verkürzt, indem die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung durchgeführt wird, so dass eine Schichtdicke ausgedrückt wird, die zu gering ist, um Artefakte hervorzurufen, die sich auf eine Inkonsistenz zurückzuführen ließen, die durch eine Differenz der Röntgenstrahlbreite verursacht wird. Im Falle einer größeren Schichtdicke sollte die Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung herangezogen werden.
Unter Bezugnahme auf das Flussdiagramm nach 3 wird im Falle der Durchführung der Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung von Schritt S4 das Projektionsdatenraum-z- Richtungsfilter gefaltet, um eine Schichtdicke auszudrücken, die zu gering ist, um Artefakte hervorzurufen, die auf eine Inkonsistenz zurückzuführen sind, die durch eine Differenz einer Röntgenstrahlbreite verursacht wird. Wenn es erforderlich ist, die Schichtdicke zu vergrößern, wird die Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung von Schritt S7 durchgeführt, um eine endgültige Schichtdicke auszudrücken.
16 zeigt Schichtdicken, die durch Schichtempfindlichkeitsprofile angezeigt sind, die durch tomographische Bilder ausgedrückt sind, an denen keine als z-Richtungsfilterfaltung durchgeführte Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung ausgeführt wurde, und Schichtdicken, die durch Schichtempfindlichkeitsprofile angezeigt sind, die durch tomographische Bilder ausgedrückt sind, die die Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung durchlaufen haben. Wie aus der Zeichnung zu ersehen, wird die Schichtdicke durch die Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung gesteuert.
Das Gleichgewicht zwischen der Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung und der Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung hängt von einer Schichtdicke und der Breite in Richtung der Arrays der Röntgendetektorkanäle ab, die in dem Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 enthalten sind. Darüber hinaus hängt das Gleichgewicht, soweit Spiralscannen betroffen ist, außerdem von einer Spiralganghöhe ab. Dementsprechend sollten, nachdem die Schichtdicke, die Breite in Richtung der Arrays des Röntgendetektors und die Spiralganghöhe bestimmt sind, Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten optimiert werden.
11 beschreibt einen radiographischen Ablauf.
In Schritt P1 wird ein Patient positioniert. Zu diesem Zeitpunkt wird die Richtung der Patientenkörperachse als die z-Richtung angesehen, und eine durch ein tomographisches Bild auszudrückende und zu radiographierende Ebene und die Rotationsebene der Scannergantry 20 werden als die xy-Ebene erachtet.
In Schritt P2 wird eine Scout-Radiographie durchgeführt.
In Schritt P3 werden Radiographiebedingungen festgelegt. Eine Scout-Bild wird in einer AP-Richtung (0° in der y-Richtung), einer LR-Richtung (90° in der x-Richtung) oder in beiden Richtungen erzeugt. Ein Bediener legt eine Radiographieposition, einen Radiographiebereich, einen Abstand zwischen tomographischen Bildern, eine Schichtdicke jedes tomographischen Bildes, die Anzahl tomographischer Bilder, die Breite in z-Richtung eines verwendeten Röntgendetektors, die Anzahl von Arrays und die Breite jedes Arrays fest. Im Falle eines Spiralscans legt der Bediener außerdem eine Spiralganghöhe fest. Im Falle eines Cine-Scheifen-Scans legt der Bediener ferner die Anzahl von Datenakquisitionen oder eine Datenakquisitionszeit fest. Darüber hinaus kann der Bediener als einen die Bildqualität betreffenden Parameter auch einen Rauschenindexwert, der ein Soll-Wert hinsichtlich des Bildrauschens (eine Standardabweichung eines Pixelwerts) ist, oder einen Artefaktindexwert festlegen, der ein Soll-Wert hinsichtlich der Größenordnung von Artefakten in einem Bild ist.
In Schritt P4 werden Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten in Abhängigkeit von der Schichtdicke, der Anzahl von Röntgendetektorarrays, der Breite jedes Arrays und der Spiralganghöhe im Falle eines Spiralscans oder eines variable Ganghöhe verwendenden Spiralscans, die in Schritt P3 festgelegt werden, angepasst. Die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten werden anschließend finalisiert.
In Schritt P5 wird basierend auf den in Schritt P3 festgelegten Radiographiebedingungen ein herkömmlicher (axialer) Scan, ein Cine-Scheifen-Scan, ein Spiralscan oder ein variable Ganghöhe verwendender Spiralscan durchgeführt.
In Schritt P6 werden die in Schritt P4 festgelegten Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten verwendet, um eine Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung durchzuführen, um eine bestimmte Schichtdicke auszudrücken. Außerdem werden die Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten verwendet, um eine Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung durchzuführen, um eine endgültige Schichtdicke auszudrücken. Auf diese Weise wird die Schichtdicke gesteuert, um ein Bild zu rekonstruieren.
In Schritt P7 wird das resultierende Bild angezeigt. Falls erforderlich wird eine dreidimensionale Bildanzeige oder eine mehrere Ebenen aufweisende Neuformierungs-(MPR = Multi-Planar Reformation)-Bildanzeige durchgeführt.
Dementsprechend wird ein tomographisches Bild optimaler Qualität basierend auf der Schichtdicke, der Breite in Richtung der Arrays des Röntgendetektors und der Spiralganghöhe rekonstruiert, die als die jeweiligen Radiographiebedingungen festgelegt sind.
Insbesondere im Falle der Durchführung eines herkömmlichen (axialen) Scans oder eines Cine-Scheifen-Scans variiert möglicherweise eine Schichtdicke, falls die Detektorarrays, wie in 12 gezeigt, nummeriert sind, wie in 13(a) und 13(b) gezeigt, in Abhängigkeit von einem Array, falls die Bildrekonstruktion ohne Positionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung oder Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung durchgeführt wird. Dies lässt sich auf vielfältige Faktoren zurückführen, zu denen ein Übersprechen gehört, das durch den Röntgendetektor oder die Einstellung eines dreidimensionalen Bildrekonstruktionsalgorithmus hervorgerufen wird. In diesem Fall wird ein angezeigtes Bild, wenn eine dreidimensionale Bildanzeige oder MPR-Bildanzeige in Schritt S7 durchgeführt wird, in z-Richtung möglicherweise inhomogen. Um dies zu vermeiden, werden die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten für die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung oder die Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten für die Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung jedem Array zugeordnet und in Abhängigkeit von einem Array angepasst. Dementsprechend wird die Schichtdicke, wie in 13(b) gezeigt, über die Arrays hinweg nahezu einheitlich.
Das Bildrauschen kann in Abhängigkeit von einem Array variieren. Beispielsweise kann das Bildrauschen von einem Array wie in 14(a) und 14(b) gezeigt abhängen. Dies lässt sich auf vielfältige Faktoren zurückführen, zu denen ein Übersprechen gehört, das durch den Röntgendetektor und eine Einstellung eines dreidimensionalen Bildrekonstruktionsalgorithmus hervorgerufen wird. In diesem Fall wird ein angezeigtes Bild, wenn eine dreidimensionale Bildanzeige oder MPR-Bildanzeige in Schritt S7 durchgeführt wird, in z-Richtung möglicherweise inhomogen. Um dies zu vermeiden, wird ein Bildrauschfilter so angewendet, dass die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten für Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung oder die Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten für Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung jedem Ar ray zugeordnet und in Abhängigkeit von einem Array angepasst werden. Dementsprechend wird das Bildrauschen, wie in 14(b) gezeigt, über die Arrays hinweg nahezu einheitlich.
Um vielfältige Bildeigenschaften einheitlich zu halten, werden die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten für Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung oder die Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten für Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung wie oben erwähnt jedem Array zugeordnet und in Abhängigkeit von einem Array angepasst.
Insbesondere werden Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten IZnb(i) und Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten VZnb(i), wie in 12 gezeigt, einem nb-Array zugeordnet. Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten IZ1b(i) und Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten VZ1b(i) werden einem 1b-Array zugeordnet. Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten IZ1a(i) und Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten VZ1a(i) werden einem 1a-Array zugeordnet. Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten IZna(i) und Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten VZna(i) werden einem na-Array zugeordnet. Auf diese Weise sind die Filterkoeffizienten jedem Array zugeordnet.
Wenn i im Vorliegenden gleich 5 ist, werden z-Richtungs-Filterkoeffizienten (d.h. Arrayrichtungsfilterkoeffizienten) fünf jeweiligen Arrays zugeordnet und durch die folgende Formel (12) ausgedrückt. [Iwnb(1),Iwnb(2),Iwnb(3),Iwnb(4),Iwnb(5)] (12)
Darüber hinaus ändert sich die Spiralganghöhe insbesondere im Falle eines variable Ganghöhe verwendenden Spiralscans, wie in 15 gezeigt, von einem Scan zum nächsten.
In Bezug auf eine Domäne konstanter Geschwindigkeit in der Zeichnung können Koeffizientenparameter, zu denen die dem nb-Array zugeordneten Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten IZnb(i) und Projektionsdatenraum-z-Richtungskoeffizienten VZnb(i), die dem 1b-Array zugeordneten Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten IZ1b(i) und Projektionsdatenraum-z-Richtungskoeffizienten VZ1b(i), die dem 1a-Array zugeordneten Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten IZ1a(i) und Projektionsdatenraum-z-Richtungskoeffizienten VZ1a(i) und die dem na-Array zugeordneten Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten IZna(i) und Projektionsdatenraum-z-Richtungskoeffizienten VZna(i) gehören, auf einen Satz von Werten festgelegt werden. Hinsichtlich einer Beschleunigungs- oder Verzögerungsdomäne in der Zeichnung lässt sich die Änderung von Spiralganghöhen nicht mittels eines Satzes von Koeffizientenparametern handhaben. Wie in 15 gezeigt, ist die Beschleunigungs- oder Verzögerungsdomäne in Subdomänen feinunterteilt. Die Koeffizientenparameter können in Abhängigkeit von innerhalb jeder Subdomäne auftretenden Geschwindigkeiten variiert werden, oder den Koeffizientenparametern können in Abhängigkeit von jeder z-Koordinate oder jedem Zeitpunkt ein Parameter einer z-Koordinate oder eines Zeitpunkts t zugeordnet werden.
Der Einfluss der für die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltung bzw. Bildraum-z-Richtungsfilterfaltung erforderlichen Verarbeitungszeiten auf eine Bildrekonstruktionszeit wird weiter unten beschrieben.
In 17 ist auf der Abszisse eine Zeitbasis festgelegt, und auf der Ordinatenachse sind Beispiele von Verarbeitungszeiten gegenübergestellt, die für unterschiedliche Fälle erforderlich sind.
Wie in 17 gezeigt, basiert eine Bildrekonstruktionszeit gewöhnlich auf einer (die Schritte S1, S2 und S3 in 3 beinhaltenden) Vorverarbeitungszeit T_P, einer (Schritt S4 in 3 beinhaltenden) Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterfaltungszeit T_VZ, einer (den Schritt S5 in 3 beinhaltenden) Rekonstruktionsfunktionsfaltungszeit T_C und einer (die Schritte S6, S7 und S8 in 3 beinhaltenden) Bildraum-z-Richtungsfilterfaltungszeit T_IZ.
In vorliegenden Fall wird T_IZ angenähert gleich 3·T_VZ sein. Falls die z-Filterung in dem Projektionsdatenraum betont wird, trifft Fall 1 in der Zeichnung zu. Falls die z-Filterung in dem Bildraum betont wird, trifft Fall 2 in der Zeichnung zu.
Wie aus der obigen Beschreibung zu ersehen, erfordert die Bildraum-z-Filterung eine lange Verarbeitungszeit. Allerdings gewährleistet die Bildraum-z-Filterung eine hohe Bildqualität. Die Verarbeitungszeit und Bildqualität sind gegenseitig abzuwägen. Wenn die Bildraum-z-Filterung mit der Projektionsdaten-z-Filterung kombiniert wird, die zwar keine lange Verarbeitungszeit benötigt, jedoch eine verschlechterte Bildqualität mit sich bringt, ist eine Optimierung mit Blick auf die Bildqualität und die Verarbeitungszeit erforderlich.
In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel werden, wie nachstehend beschrieben, für eine Tomographie ein Bildqualitätsprioritätsmodus und ein Verarbeitungszeitprioritätsmodus geschaltet. In einem ausgewählten Modus werden die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten optimiert, und es wird eine Tomographie durchgeführt.
In Schritt P11 werden Radiographiebedingungen festgelegt. Zu diesem Zeitpunkt kann ein Bediener entweder den Bildqualitätsprioritätsmodus oder den Verarbeitungszeitprioritätsmodus auswählen. Andernfalls kann jeder der Modi als eine der Radiographiebedingungen festgelegt werden, die für jeden Bereich empfohlenen ist.
In Schritt P12 wird ein aktueller Modus überprüft, um zu erkennen, ob dieser der Bildqualitätsprioritätsmodus ist. Falls der Bildqualitätsprioritätsmodus als eine bejahende Antwort ausgewählt ist, wird die Steuerung an Schritt P13 übergeben. Falls der Verarbeitungszeitmodus als eine verneinende Antwort ausgewählt ist, wird die Steuerung an Schritt P14 übergeben.
In Schritt P13 wird eine Tabelle herangezogen, die die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten in Zuordnung zu dem Bildqualitätsprioritätsmodus auflistet.
In Schritt P14 wird eine Tabelle herangezogen, die die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten in Zuordnung zu dem Verarbeitungszeitprioritätsmodus auflistet.
In Schritt P15 werden die Radiographiebedingungen finalisiert und die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten werden finalisiert.
In Schritt P16 wird eine Tomographie durchgeführt.
In Schritt P17 wird ein Bild rekonstruiert.
In Schritt P18 wird ein Bild angezeigt.
Hinsichtlich der in Schritt P13 oder P14 herangezogenen Tabelle, die die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten in Zuordnung zu jedem Satz von Radiographiebedingungen auflistet, ist in 19 ein in Zusammenhang mit Spiralscannen verwendetes Beispiel gezeigt. Der Tisch ist eingerichtet für jeden Bereich, jedes zu untersuchende Objekt, jeden Mehrfacharray-Röntgendetektormodus, jeden Radiographiemodus und jeden Prioritätsmodus. In dem in 19 gezeigten, in Zusammenhang mit Spiralscannen verwendeten Beispiel werden die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten IZhxx und Bildraum-z-Filterkoeffizienten VZhxx in Zuordnung zu jeder Spiralganghöhe bestimmt. Im Vorliegenden bezeichnet xx eine Zahl, die Koeffizienten zugeordnet ist.
Wie oben erwähnt, werden die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten in Bezug auf jeden Satz von Radiographiebedingungen gesteuert, wodurch die Bildqualität optimiert wird.
Beispielsweise werden die Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten in dem Bildqualitätsprioritätsmodus in Bezug auf jede Spiralganghöhe und jeden Indexwert gesteuert, der jede in Zusammenhang mit der Bildqualität stehende Eigenschaft, beispielsweise Artefakte oder Bildrauschen, angibt. Auf diese Weise lässt sich die Bildqualität optimieren.
Die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten IZxx und die Bildraum-z-Filterkoeffizienten VZxx werden vorauseilend mittels eines tomographischen Bildes eines Phantom- oder Standard-Patienten eingestellt, wodurch eine optimale Bildqualität gehalten werden kann.
20 zeigt eine Tabelle, die die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten in Zuordnung zu jedem Satz von fotografischen Bedingungen für einen herkömmlichen (axialen) Scan auflistet. Im Falle einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion kann unabhängig davon, ob ein herkömmlicher (axialer) Scan oder ein Cine-Scheifen-Scan durchgeführt wird, eine Projektionsdatenraum-z-Filterung ausgeführt werden. Darüber hinaus kann auch eine Bildraum-z-Filterung ausgeführt werden. Ähnlich wie im Fall eines Spiralscans, können die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten VZaxx und Bildraum-z-Filterkoeffizienten IZaxx gemäß Radiographiebedingungen optimiert werden. In dem in 20 gezeigten Beispiel werden die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten in Bezug auf jede die Bildqualität betreffende Eigenschaft, beispielsweise einen Artefaktindexwert, gemäß einer in 21 gezeigten Überlappungsganghöhe gesteuert. Auf diese Weise wird die Bildqualität optimiert. Im Vorliegenden ist die Überlappungsganghöhe, wie in 21(a), 21(b) und 21(c) gezeigt, ein Verhältnis von einer Distanz P, um die die Röntgenröhre 21 und der Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 während eines herkömmlichen (axialen) Scans in z-Richtung bewegt werden, zu der Breite D in der z-Achsenrichtung des Mehrfacharray-Röntgendetektors 24 in dem Rotationszentrum. Insbesondere ist P/D die Überlappungsganghöhe.
Darüber hinaus werden in ähnlicher Weise wie im Fall der Durchführung eines Spiralscans die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten IZxx und Bildraum-z-Filterkoeffizienten VZxx vorauseilend mittels eines tomographischen Bildes eines Phantoms oder eines Standard-Patienten eingestellt. Auf diese Weise kann die Bildqualität optimal gehalten werden.
Selbst im Falle der Durchführung eines Cine-Scheifen-Scans kann die in 20 gezeigte Tabelle definiert werden, die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten in Zuordnung zu jedem Satz von Radiographiebedingungen auflistet. In dem Falle, dass ein herkömmlicher (axialer) Scan durchgeführt wird, sind Artefakte, die durch Röntgendetektorarrays hervorgerufen werden, die in z-Richtung an den Enden des Röntgendetektors angeordnet sind, in einem tomographischen Bild in ähnlicher Weise problematisch wie bei der Durchführung eines Cine-Scheifen-Scans. Daher ist die Tabelle, die die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten in Zuordnung zu jedem Satz von Radiographiebedingungen auflistet, wichtig.
22 zeigt eine Tabelle, die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten in Zuordnung zu jedem Satz von Radiographiebedingungen für einen variable Ganghöhe verwendenden Spiralscan auflistet. Wenn dreidimensionale Bildrekonstruktion verwendet wird, kann sogar im Falle der Durchführung des variable Ganghöhe verwendenden Spiralscans, solange die Röntgenröhrenstromstärke in z-Richtung gesteuert wird, ein tomographisches Bild erzeugt werden, dessen Bildqualität über die z-Richtung hinweg gleichmäßig ist. Insbesondere kann ein tomographisches Bild erzeugt werden, dessen die Bildqualität betreffende Eigenschaften, beispielsweise Artefakte, Schichtdicke und Rauschen, über die z-Richtung hinweg nahezu einheitlich sind. In diesem Fall ist eine Optimierung des Projektionsdatenraum-z-Filters und des Bildqualität-z-Filters hinsichtlich jeder zu ändernden Spiralganghöhe von wesentlicher Bedeutung.
In dem in 22 gezeigten Beispiel werden die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filter koeffizienten optimiert, um die Bildqualität betreffende Eigenschaften zu optimieren, zu denen Rauschen und Artefakte gehören, die mit einer maximalen Spiralganghöhe in Beziehung stehen, die für einen variable Ganghöhe verwendenden Spiralscan oder eine variable Ganghöhe verwendende Pendelmodusspiralscan eingestellt ist. In diesem Fall werden die Filterkoeffizienten in Zuordnung mit der maximalen Spiralganghöhe bestimmt. Da sich die Spiralganghöhe von 0 bis zu einem Maximalwert ändert, werden die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten in Bezug auf jede Spiralganghöhe optimiert. Andernfalls lassen sich die Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten als Funktionen jedes Parameters, d.h. jeder Spiralganghöhe, ermitteln.
Der variable Ganghöhe verwendende Pendelmodusspiralscan ist ein Scanmodus, in dem ein variable Ganghöhe verwendender Spiralscan in einem durch z-Koordinaten [z0,z1] definierten Bereich viele Male wiederholt ausgeführt wird, wobei der Tisch beschleunigt oder verlangsamt wird. Der variable Ganghöhe verwendende Pendelmodusspiralscan wird in Perfusions- oder beliebigen sonstigen Untersuchungen eingesetzt.
Im Gegensatz dazu ist der normale variable Ganghöhe verwendende Spiralscan ein Scanmodus, bei dem ein durch z-Koordinaten [z0,z1] definierter Bereich durch Variieren einer Spiralganghöhe und Beschleunigen oder Verlangsamen des Tisches gescannt wird.
In einem weiterentwickelten Modus wird ein durch z-Koordinaten [z0,z7] definierter Bereich mit einer Tischgeschwindigkeit v1 und einer Spiralganghöhe p1 gescannt. Ein weiterer z-Koordinatenbereich [z1,z2] wird mit einer Tischge schwindigkeit v2 und einer Spiralganghöhe p2 gescannt. Ein weiterer z-Koordinatenbereich [z3,z4] wird mit einer Tischgeschwindigkeit v3 und einer Spiralganghöhe p3 gescannt. Ein weiterer z-Koordinatenbereich [z5,z6] wird mit einer konstanten Geschwindigkeit spiralgescannt. Ein variable Ganghöhe verwendender Spiralscan wird an einem weiteren z-Koordinatenbereich [z0,z1] durch Beschleunigen des Tisches durchgeführt. An einem weiteren z-Koordinatenbereich [z2,z3] wird ein variable Ganghöhe verwendender Spiralscan durch Beschleunigen des Tisches durchgeführt. An einem weiteren z-Koordinatenbereich [z4,z5] wird ein variable Ganghöhe verwendender Spiralscan durch Verlangsamen des Tisches durchgeführt. An einem weiteren z-Koordinatenbereich [z6,z7] wird ein variable Ganghöhe verwendender Spiralscan durch Verlangsamen des Tisches durchgeführt. Diese Modus würde sich in einem Falle wirkungsvoll erweisen, wo mehrere zu untersuchende Organe oder eine Vielzahl von Regionen spiralförmig und rasch zu scannen sind.
Wie oben erwähnt, führt die Scannergantry 20 in der Röntgen-CT-Vorrichtung 100 des vorliegenden Ausführungsbeispiels einen Scandurchlauf durch, um während einer Rotation um den Patienten Röntgenstrahlen zu einem Patienten abzustrahlen, und um Röntgenstrahlen, die von dem Patienten übertragen werden, zu erfassen, und gewinnt Projektionsdatenelemente. Im Vorliegenden gehören zu der Scannergantry 20 die Röntgenröhre 21, die um einen Patienten rotiert und Röntgenstrahlen an den Patienten abstrahlt, und der Mehrfacharray-Röntgendetektor 24, der Röntgenstrahlen erfasst, die von der Röntgenröhre 21 abgestrahlt wurden und von dem Patienten übertragen wurden. Die Röntgenröhre 21 strahlt konische Röntgenstrahlen ab, die sich in Richtung von Kanälen auffächern, die sich in einer Drehrichtung erstrecken, in der die Röntgenröhre gedreht wird, wobei ein Patient eine Zentrum bildet, und die Richtung von Arrays z in Richtung einer Drehachse verläuft. Der Mehrfacharray-Röntgendetektor 24 weist mehrere in Form einer Matrix in Richtung von Kanälen und in Richtung von Arrays regelmäßig angeordnete Röntgendetektorelemente auf, die Röntgenstrahlen erfassen, die von der Röntgenröhre 21 abgestrahlt und von dem Patienten übertragen wurden. In der Röntgen-CT-Vorrichtung 100 rekonstruiert die zentrale Verarbeitungseinrichtung 3 ein Patientenschichtbild auf der Grundlage von Projektionsdatenelementen, die die Scannergantry 20 in Ausführung eines Scans erzeugt. Im Vorliegenden führt die zentrale Verarbeitungseinrichtung 3 eine erste Z-Filterung (Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterung) an den durch die Durchführung eines Scans erzeugten Projektionsdatenelementen in Richtung von Arrays z durch. Basierend auf den Projektionsdatenelementen, die die erste Z-Filterung durchlaufen haben, werden mehrere erste Schichtbilder erzeugt, die eine erste Schichtdicke ausdrücken, als ob diese in der Richtung z von Arrays gegenüberliegend anzuordnen ist. Danach wird eine zweite Z-Filterung (Bildraum-z-Richtungsfilterung) an den ersten Schichtbildern in Richtung Z von Arrays durchgeführt, um ein zweites Schichtbild hervorzubringen, das eine zweite Schichtdicke ausdrückt, die größer als die erste Schichtdicke ist. Insbesondere führt die zentrale Verarbeitungseinrichtung 3 eine Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterung an Projektionsdatenelementen durch, die durch Ausführung eines Scans in Richtung z von Arrays erzeugt sind. Danach wird eine Rekonstruktionsfunktion zu den Projektionsdatenelementen gefaltet, die die Projektionsdaten-z-Richtungsfilterung durchlaufen haben, und die resultierenden Projektionsdatenelemente werden dreidimensional rückprojiziert, um mehrere erste Schichtbilder zu rekonstruieren, die eine geringe Schichtdicke ausdrücken, als ob die ersten Schichtbilder in Richtung von Arrays gegenüberliegend angeordnet wä ren. Eine Bildraum-z-Richtungsfilterung wird durchgeführt, um einen Arrayrichtungs-(z-Richtungs)-Filter auf die mehreren ersten Schichtbilder zu falten, die eine geringe Schichtdicke ausdrücken, wobei ein eine große Schichtdicke ausdrückendes zweites Schichtbild rekonstruiert wird. Für eine Bildrekonstruktion passt die zentrale Verarbeitungseinrichtung in der ersten Z-Filterung verwendete Filterkoeffizienten und in der zweiten Z-Filterung verwendete Filterkoeffizienten gemäß Radiographiebedingungen an und bildet die Differenz der durch die ersten und zweiten Schichtbilder ausgedrückten Schichtdicken. Dementsprechend ist die Röntgen-CT-Vorrichtung 100 gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel in der Lage, die Bildqualität zu verbessern und den Rechengang der Rekonstruktion zu beschleunigen.
Wenn eine Röntgen-CT-Vorrichtung mit einem zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor, der durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder einen Flachpaneel-Röntgendetektor repräsentiert wird und der eine Matrixstruktur aufweist, einen herkömmlichen (axialen) Scan, einen Cine-Scheifen-Scan oder einen Spiralscan durchführt, lässt sich gemäß der Röntgen-CT-Vorrichtung 100 insbesondere eine Schichtdicke steuern und die Bildrekonstruktionszeit und Bildqualität optimieren.
Zu beachten ist, dass die Verwirklichung der vorliegenden Erfindung nicht auf das oben erwähnte Ausführungsbeispiel beschränkt ist, sondern vielfältige Abwandlungen herangezogen werden können.
Beispielsweise kann ein Bildrekonstruktionsverfahren ein auf einem bekannten Feldkamp-Verfahren basierendes dreidimensionales Bildrekonstruktionsverfahren oder jedes sonstige dreidimensionale Bildrekonstruktionsverfahren sein.
In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel wird ein Arrayrichtungs-(z-Richtungs)-Filter, bei dem unterschiedliche Koeffizienten entsprechenden Arrays zugeordnet sind, gefaltet, um mit Blick auf Artefakte und Rauschen über die Arrays hinweg eine Varianz einer Bildqualität einzustellen und eine gleichmäßige Schichtdicke und einheitliche Bildqualität zu erzeugen. Vielfältige Filterkoeffizienten sind vorstellbar, von denen erwartet wird, dass sie denselben Vorteil ermöglichen.
Obwohl das vorliegende Ausführungsbeispiel mit Blick auf eine Röntgen-CT-Vorrichtung für den medizinischen Gebrauch beschrieben wurde, lässt es sich an eine Röntgen-CT-Vorrichtung für den industriellen Gebrauch oder eine Röntgen-CT-PET-Vorrichtung oder Röntgen-CT-SPECT-Vorrichtung anpassen, die durch Kombinieren einer Röntgen-CT-Vorrichtung mit sonstigen Verfahren verwirklicht wird. Hinsichtlich des vorliegenden Ausführungsbeispiels gibt 17 Verarbeitungszeiten an, die in den jeweiligen Fällen benötigt werden. Die Verarbeitungszeiten variieren in Abhängigkeit von dem Bildrekonstruktionsmittel. Eine Maximierung von Projektionsdatenraum-z-Filterkoeffizienten und Bildraum-z-Filterkoeffizienten variiert daher in Abhängigkeit von dem Bildrekonstruktionsmittel. Die Verarbeitungszeiten können basierend auf derselben Idee optimiert werden, wie in dem beschriebenen Beispiel.
Die vorliegende Erfindung soll dazu dienen, die Bildqualität zu verbessern, die durch einen herkömmlichen (axialen) Scan, einem Cine-Scheifen-Scan oder einen Spiralscan gewährleistet wird, der durch eine Röntgen-CT-Vorrichtung 100 durchgeführt wird, die einen zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor enthält, der eine Matrixstruktur aufweist.
In einer Spiralscanbildrekonstruktion, die auf einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion basiert, die in einer Röntgen-CT-Vorrichtung 100 ausgeführt wird, die einen zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor enthält, der durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder einen Flachpaneel-Röntgendetektor repräsentiert ist und eine Matrixstruktur aufweist, wird ein Bild, das eine Schichtdicke ausdrückt, die größer als die Breite einer in einem Mehrfacharray-Röntgendetektor enthaltenen Detektorarray ist, gemäß einem Verfahren, das einen z-Richtungsfilter zu Projektionsdatenelementen in Richtung von Detektorarrays (d.h. in z-Richtung) faltet, oder gemäß einem Verfahren eines Faltens eines Filters in z-Richtung zu einem tomographischen Bildraum rekonstruiert.
Die beiden Verfahren werden mit Blick auf die Rechenzeit und tomographische Bildqualität optimiert.
Dementsprechend lässt sich in kurzer Zeit ein tomographisches Bild hoher Qualität rekonstruieren.
Es lassen sich viele sehr unterschiedliche Ausführungsbeispiele der Erfindung konfigurieren, ohne von dem Schutzumfang und dem Ziel der vorliegenden Erfindung abzuweichen. Es ist selbstverständlich dass die vorliegende Erfindung nicht durch die speziellen in der Beschreibung erläuterten Ausführungsbeispiele, sondern nur durch ihre Definition in den beigefügten Patentansprüchen beschränkt ist.

Claims

Röntgen-CT-Vorrichtung (100), zu der gehören: eine Röntgendatenakquisitionseinrichtung (20, 25) zum Akquirieren von Projektionsdatenelementen von Röntgenstrahlen, die einen Patienten durchstrahlt haben, der zwischen einem Röntgengenerator (21) und einem dem Röntgengenerator (21) gegenüberliegenden zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor (24) angeordnet ist, der Röntgenstrahlen erfasst und durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder einen Flachpaneel-Röntgendetektor gebildet ist und eine Matrixstruktur aufweist, während der Röntgengenerator (21) und der zweidimensionale Flachpaneel-Röntgendetektor (24) um eine zwischen dem Röntgengenerator (21) und dem zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor (24) angeordnete Rotationsachse (ISO) gedreht werden; eine Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) zur Rekonstruktion eines Bildes mittels Projektionsdatenelementen, die durch die Röntgendatenakquisitionseinrichtung (20, 25) akquiriert wurden; ein Bildwiedergabegerät (6) zur Wiedergabe eines rekonstruierten tomographischen Bildes; und ein Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel (2) zum Festlegen von Radiographiebedingungen für eine Tomographie, wobei: die Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) die Schichtdicke durch Einsatz von z-Richtungsfilterfaltung in einem Bildraum festlegt.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100), zu der gehören: eine Röntgendatenakquisitionseinrichtung (20, 25) zum Akquirieren von Projektionsdatenelementen von Röntgenstrahlen, die einen Patienten durchstrahlt haben, der zwischen einem Röntgengenerator (21) und einem dem Röntgengenerator (21) gegenüberliegenden zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor (24) angeordnet ist, der Röntgenstrahlen erfasst und durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder einen Flachpaneel-Röntgendetektor repräsentiert ist und eine Matrixstruktur aufweist, während der Röntgengenerator (21) und der zweidimensionale Flachpaneel-Röntgendetektor (24) um eine Rotationsachse (ISO) gedreht werden, die zwischen dem Röntgengenerator (21) und dem zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor (24) angeordnet ist; eine Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) zur Rekonstruktion eines Bildes mittels Projektionsdatenelementen, die durch die Röntgendatenakquisitionseinrichtung (20, 25) akquiriert sind; ein Bildwiedergabegerät (6) zur Wiedergabe eines rekonstruierten tomographischen Bildes; und ein Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel (2) zum Festlegen von Radiographiebedingungen für eine Tomographie, wobei: die Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) die Schichtdicke durch Einsatz von z-Richtungsfilterfaltung in einem Projektionsdatenraum festlegt.
Eine Röntgen-CT-Vorrichtung (100), zu der gehören: eine Röntgendatenakquisitionseinrichtung (20, 25) zum Akquirieren von Projektionsdatenelementen von Röntgenstrahlen, die einen Patienten durchstrahlt haben, der zwischen einem Röntgengenerator (21) und einem dem Röntgengenerator (21) gegenüberliegenden zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor (24) angeordnet ist, der Röntgenstrahlen erfasst und durch einen Mehrfacharray-Röntgendetektor oder einen Flachpaneel-Röntgendetektor repräsentiert ist und eine Matrixstruktur aufweist, während der Röntgengenerator (21) und der zweidimensionale Flachpaneel-Röntgendetektor (24) um eine Rotationsachse (ISO) gedreht werden, die zwischen dem Röntgengenerator (21) und dem zweidimensionalen Flachpaneel-Röntgendetektor (24) angeordnet ist; eine Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) zur Rekonstruktion eines Bildes mittels Projektionsdatenelementen, die durch die Röntgendatenakquisitionseinrichtung (20, 25) akquiriert wurden; ein Bildwiedergabegerät (6) zum Anzeigen eines rekonstruierten tomographischen Bildes; und ein Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel (2) zum Festlegen von Radiographiebedingungen für eine Tomographie, wobei: die Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) die Schichtdicke durch Einsatz von z-Richtungsfilterfaltung in einem Bildraum nach dem Einsatz von z-Richtungsfilterfaltung in einem Projektionsdatenraum festlegt.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 3, wobei die Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) mindestens entweder Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten gemäß jedem Satz von (2) Radiographiebedingungen für eine Tomographie ändert, durch das Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel festgelegt sind.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach einem beliebigen der Ansprüche 1 bis 4, wobei die Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) für eine Tomographie mindestens entweder Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten gemäß einer die Bildqualität betreffenden Radiographiebedingung ändert, die durch das Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel (2) festgelegt ist.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach einem beliebigen der Ansprüche 1 bis 5, zu der gehören: das Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel (2), die mindestens entweder einen Bildrauschenindex und/oder einen Artefaktindex festlegt; und die Bildrekonstruktionsvorrichtung (3), die mindestens entweder Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten gemäß mindestens entweder dem Bildrauschenindex und/oder dem Artefaktindex ändert.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach einem beliebigen der Ansprüche 1 bis 5, zu der die Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) gehört, die mindestens entweder Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und/oder Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten gemäß für die Dauer und Effizienz einer Radiographie maßgebenden Radiographiebedingungen für eine Tomographie ändert, die durch das Röntgenbedingungs-Festlegungsmittel (2) festgelegt sind.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach einem beliebigen der Ansprüche 1 bis 7, zu der die Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) gehört, die dreidimensionale Bildrekonstruktion verwendet.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach einem beliebigen der Ansprüche 1 bis 8, zu der die Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) gehört, die Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten in Abhängigkeit von einer Schichtdicke eines tomographischen Bildes ändert.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach einem beliebigen der Ansprüche 1 bis 9, zu der die Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) gehört, die Bildraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten und Projektionsdatenraum-z-Richtungsfilterkoeffizienten in Abhängigkeit von der Breite jedes in dem Röntgendetektor in einer Richtung von Arrays enthaltenen Arrays und der Anzahl von Arrays ändert.