DE102006047730A1

DE102006047730A1 - Bildrekonstruktionsverfahren und Röntgen-CT-Vorrichtung

Info

Publication number: DE102006047730A1
Application number: DE102006047730A
Authority: DE
Inventors: Akihiko Hino Nishide; Kotoko Hino Morikawa; Akira Hino Hagiwara
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2005-10-07
Filing date: 2006-10-06
Publication date: 2007-05-24
Anticipated expiration: 2026-10-07
Also published as: US20070121779A1; NL1032638C2; KR20070038922A; JP2007098025A; JP4611168B2; DE102006047730B4; NL1032638A1; CN1945630B; US7639772B2; CN1945630A

Abstract

Die Schichtdicke von Tomogrammen einer Röntgen-CT-Vorrichtung ist in einer xy-Ebene so konstant wie praktisch möglich zu halten. In projizierten Daten wird vor einer dreidimensionalen Rückprojektion, nach dem Falten eines zeilengerichteten Filters eines Röntgendetektors 24, dessen Filterkoeffizient Kanal für Kanal angepasst ist, eine dreidimensionale Rückprojektion ausgeführt, um eine Bildrekonstruktion zu erzielen und dadurch die Schichtdicke von Tomogrammen abhängig von dem Abstand von dem Mittelpunkt der xy-Ebene zu steuern. Die Schichtdicke wird so gesteuert, um sie unabhängig von dem Abstand von diesem Mittelpunkt so konstant wie praktisch möglich zu halten, um die Bildqualität von Tomogrammen zu regeln. Ferner wird die relative Dichte von Abständen auf der Rekonstruktionsebene von Röntgendetektordaten oder auf die Rekonstruktionsebene projizierten Projektionsdaten gesteuert, indem virtuelle Projektionsdaten erzeugt werden, um dadurch die Bildqualität von Tomogrammen zu verbessern.

Description

Hintergrund der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft Bildrekonstruktionsverfahren, beispielsweise für Röntgen-CT-Vorrichtungen, und eine Röntgen-CT-Vorrichtung.

Wenn eine Bildrekonstruktion aus Projektionsdaten, die beispielsweise durch Spiralscannen, herkömmliches Scannen (Axialscannen) und Kine-Scannen (mehrmaliges Scannen derselben Position in drei Richtungen, um Tomogramme zu verschiedenen Zeitpunkten zu erhalten) erhalten wurden, auf der Basis eines dreidimensionalen Rückprojektionsverfahrens auszuführen ist, ist dafür eine Röntgen-CT-Vorrichtung bekannt, welche eine Bildrekonstruktion auf der Basis von intakten projizierten auf jeder Zeile eines mehrzeiligen Detektors Daten durchführt (siehe beispielsweise JP-A Nr. 2001 -).

Die Vorrichtung mit der vorstehend beschriebenen Konfiguration war nicht in der Lage, eine Steuerung der Schichtdicken für aufeinanderfolgende Werte in der Z-Richtung, eine Rauschsteuerung oder Artefaktsteuerung durchzuführen.

Bezüglich der Schichtdicke unterscheidet sie zwischen dem mittigen Teil und peripheren Teilen der Bildrekonstruktion, und es ist nicht möglich, die Schichtdicken in Positionen innerhalb der Tomogrammebene zu steuern.

In der dreidimensionalen Bildrekonstruktion durch die Röntgen-CT-Vorrichtung wird, um Pixeldaten der Pixel eines Bildes unter Verwendung von Röntgendetektordaten, die nicht nur der X-Richtung sondern auch der Z-Richtung entsprechen, deren Hardwareanpassung in Betracht gezogen, und um mit verschieden Anwendungen kompatibel zu sein, welche erfordern, dass spezifische Pixel mehrere Zeilen von Information aufweisen, ist es erforderlich, eine dreidimensionale Rückprojektionsverarbeitung mehrere Male in Abhängigkeit von der Menge dieser Information auszuführen. Dieses ist jedoch eine überflüssige Berechnung.

Somit kann Bildrekonstruktionshardware ohne Flexibilität Projektionsdaten jeder Zeile nicht frei auf ein vorgegebenes Pixel rückprojizieren.

Aus diesem Grunde sollte, wenn mehrere Zeilen von Projektionsdaten von anderen als diesem Pixel einer Rückprojektionsverarbeitung zu unterwerfen sind, die Rückprojektionsverarbeitung mehrere Male abhängig von der geometrischen Bedingung der Datensammlung für diese mehreren Zeilen von Projektionsdaten (der Positionsbeziehung zwischen der Röntgenerzeugungswelle, dem Röntgendetektor und dem Objekt) durchgeführt werden.

Zur Lösung des vorgenannten Problem, ist, was als erforderlich betrachtet wurde, ein dreidimensionaler Bildrekonstruktionsalgorithmus vorgesehen, welcher eine Rückprojektionsverarbeitung in nur einer Runde ermöglicht, indem Projektionsdaten von Zeilen unterschiedlicher Datensammelgeometrien in einem Projektionsdatenraum addiert werden.

Insbesondere sind, wie es beispielsweise in 16 dargestellt ist, der sphärische Fokus einer Röntgenröhre 21, ein Röntgendetektor 24 und die X-, -Y und Z-Achsen definiert. Die Röntgenröhre 21 und der in 16 dargestellte Detektor rotieren um die Z-Achse.

17 ist eine Ansicht der in 16 dargestellten Konfiguration, wie sie in der Richtung der X-Achse gesehen wird. Mit anderen Worten, sie ist eine YZ Ebene.

Es ist ferner anzumerken, das diese 17 ein Beispiel einer spezifischen Betrachtungszeit darstellt, wenn ein Bild in einer Position zu erzeugen ist, die sich im Abstand von ofz (außermittig in der z-Richtung; auch als dz bezeichnet) von der Mitte des Detektors in der Z-Richtung zu dem Zeitpunkt einer herkömmlichen (axialen) Rekonstruktion oder Spiralrekonstruktion befindet.

Die Bildposition, in welcher eine Rekonstruktion in der Richtung der Z-Achse auszuführen ist, wird dann, wie es in 17 dargestellt ist, durch eine Rekonstruktionsebene p repräsentiert. In 17 ist außerhalb der geraden Linien L, welche den Röntgenfokus der Röntgenröhre 21 und den Röntgendetektor 24 verbinden, nur dargestellt, was durch die Rekonstruktionsebene p verläuft.

Nur die Pixel auf der Rekonstruktionsebene p, durch welche diese gerade Linie L geht, sind direkt für durch den Detektor 12 detektierte Daten relevant, und Daten bezüglich aller anderen Pixel werden durch gewichtete Addition von Detektordaten erzeugt, zwischen denen jedes derartige Pixel positioniert ist.

18 ist eine Ansicht der in 17 dargestellten rekonstruierten Ebene aus der xy Ebene.

Detaillierter gesagt sind Pixel in den Teilen, die gleichen Abständen von der Röntgenröhre 21 entsprechen, direkt für Röntgendetektordaten relevant, und Daten bezüglich aller anderen Pixel werden durch gewichtete Addition von Detektordaten erzeugt, zwischen denen jedes derartige Pixel positioniert ist. Eine Zeile einer Projektionslinie eines mehrzeiligen Röntgendetektors mit einer Kurve wie sie etwa in 18 dargestellt ist, wird als reale Bogenformprojektionsdaten rd bezeichnet.

19 ist eine Darstellung, die die geometrische Beziehung zwischen virtuellen Detektordaten vd, dem Röntgenfokus, dem Detektor und der Rekonstruktionsebene darstellt.

In der dreidimensionalen Bildrekonstruktion werden die durch die in 19 dargestellten gepunkteten Linien angezeigten virtuellen Detektordaten vd beispielsweise aus den durch die in 18 durch durchgezogene Linien angezeigten realen Detektordaten rd erzeugt. Somit werden die virtuellen Bogenformprojektionsdaten vd aus den realen Bogenformprojektionsdaten rd erzeugt.

Diese durch die gestrichelten Linien angezeigten virtuellen Projektionsdaten vd können es so aussehen lassen, als ob die Daten in einer derartigen Konfiguration gesammelt würden.

Derartige durch gestrichelte Linien angezeigte virtuelle Projektionsdaten vd können aus den durch durchgezogene Linien angezeigten realen Röntgendetektordaten rd durch Ausführen einer gewichteten Addition oder anderweitig erzeugt werden.

Aus der YZ Ebene betrachtet haben die durch gestrichelte Linien angezeigten virtuellen Detektordaten vd eine Konfiguration, wie sie beispielsweise in 20 dargestellt ist. Aus der xy Ebene betrachtet haben sie eine Konfiguration, wie sie beispielsweise in 21 dargestellt ist.

Durch Erzeugen der vorstehend beschriebenen virtuellen Daten vd aus den realen Röntgendetektordaten rd durch Ausführen einer gewichteten Addition oder Eingeben dieser als Eingangsdaten in eine dreidimensionale Bildrekonstruktionshardware, und Versehen der dreidimensionalen Bildrekonstruktionshardware mit Information über eine derartige virtualisierten Detektorkonfiguration und/oder Daten der Röntgendetektorkonfiguration, beispielsweise gemäß Darstellung in 17, kann ein Bild in der Röntgendetektorkonfiguration gemäß Darstellung in 20 rekonstruiert werden.

Ferner wird, wo zwei Rekonstruktionsebenen p1 und p2 definiert und miteinander beispielsweise gemäß Darstellung in 22 addiert werden, in einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion die dreidimensionale Bildrekonstruktion zweimal ausgeführt, um zwei Bilder zu rekonstruieren, und diese Bilder werden addiert.

Es ist jedoch überflüssig, die dreidimensionale Bildrekonstruktion zweimal durchzuführen. Da die Addition in dem Projektionsdatenraum erzielt werden kann, ist es möglich, die Verarbeitungsmenge der dreidimensionalen Bildrekonstruktion zu reduzieren.

Im tatsächlichen Betrieb werden bezüglich der Rekonstruktionsebene p1 die realen Bogenformprojektionsdaten rd erhalten, wie es beispielsweise in den 23(a) und (b) dargestellt ist.

Bezüglich der Rekonstruktionsebene p2 werden die virtuellen Bogenformprojektionsdaten vd erzeugt, wie es beispielsweise in den 24(a) und (c) dargestellt ist.

Weil beispielsweise die in den 24(a) und (c) dargestellten virtuellen Bogenformprojektionsdaten so einer gewichteten Addition unterzogen werden, dass sie mit den in 23(b) und 24(b) dargestellten realen Bogenformprojektionsdaten identisch sind, ist es möglich, die Projektionen der Rekonstruktionsebenen p1 und p2 vor der dreidimensionalen Bildrekonstruktion zu addieren und daher kann die Ausführung der dreidimensionalen Bildrekonstruktion zum Addieren der zwei Rekonstruktionsebenen in einer Runde erreicht werden.

Ferner können so viele Projektionsdaten wie gewünscht addiert werden, und es ist auch möglich, eine Gewichtung anzuwenden, um diese in jeder gewünschten Balance zu addieren, um dadurch eine gewichtete Addition zu erhalten. Ähnliche Effekte können auch mit parallelen Projektionsdaten erzielt werden.

Zwei Probleme werden nachstehend diskutiert.

Problem mit Bildrekonstruktionshardware ohne Flexibilität.

Wie es vorstehend beschrieben wurde, ist es in der Hardwareanpassung der dreidimensionalen Bildrekonstruktion nicht möglich, die dreidimensionale Rückprojektion auszuführen, indem frei virtuelle Bogenformprojektionsdaten aus Projektionsdaten unterschiedlicher Zeilen in verschiedenen Mustern für jede Ansicht erzeugt werden.

Mit anderen Worten, was mit einer Hardwareanpassung einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion kompatibel ist, sind allgemeine Spiralprojektionsdaten oder herkömmliche (Axial-) Projektionsdaten in welchen virtuelle Bogenformprojektionsdaten fehlen.

Für derartige Spiralprojektionsdaten wird die Bewegungsgeschwindigkeit des Tisches aus der Spiralsteigungsinformation, der Breite jedes Röntgendetektors in der Z-Richtung und aus der Anzahl der Detektorzeilen berechnet.

Jedoch sind derartige Informationselemente festgelegt, bis die photografischen Bedingungen einmal für eine Folge von Daten bestimmt sind, und bis das geometrische System der dreidimensionalen Bildrekonstruktion durch den Abstand dz von dem Mittelpunkt der Detektorzeile zu der Z-Position des Bildes bestimmt ist, um die Parameter der dreidimensionalen Bildrekonstruktion zu berechnen und zu ermitteln.

Der Ausdruck dieses geometrischen Systems auf der xy Ebene wäre so, wie beispielsweise in den 25(a) bis (f) dargestellt ist. In den 25(a) bis (f) ist zur Abkürzung der Beschreibung die Rotationsrichtung in einem festen Winkel ausgedrückt, aber in der Realität ist dessen richtige Form ein Zustand einer Rotation um ein Äquivalent des Winkels in der Rotationsrichtung auf der xy Ebene.

In dem vorstehend beschriebenen Fall variiert dz in der Z-Richtung abhängig von der Ansicht, und die Position eines einzeiligen Äquivalents von Bogenformprojektionsdaten, welche der Rekonstruktionsebene auf der xy Ebene entsprechen, variiert abhängig von diesem dz.

Mit anderen Worten, je größer der Abstandswert von dz ist, desto dichter ist das einzeilige Äquivalent der Bogenformprojektionsdaten auf der Rekonstruktionsebene p, und je kleiner der Wert von dz ist, desto spärlicher sind die Daten.

Somit ist in der dreidimensionalen Bildrekonstruktionshardware ohne Flexibilität die Geometrie des Röntgensystems in jeder Ansicht durch die vorgegebene Spiralsteigung, die Dicke der Detektorzellen in der Z-Richtung und die Anzahl der Schichten festgelegt.

Ähnlich ist auch in einer herkömmlichen (Axial-) Abtastung deren Geometrie des Röntgensystems, nämlich die relative Dichte der Bogenformprojektionsdaten auf der Rekonstruktionsebene durch dz festgelegt.

Somit können Bogenformprojektionsdaten nicht effektiv in der dreidimensionalen Rekonstruktionshardware (oder Software) ohne Flexibilität zur beliebigen Erzeugung von virtuellen Bogenformprojektionsdaten verwendet werden. Demzufolge kann kein Tomogramm mit ausreichender Bildqualität einer Bildrekonstruktion unterzogen werden.

Aus diesem Grund gibt es einen Bedarf nach einer Vorrichtung welche Bilder mit hoher Genauigkeit unter Verwen dung von Bogenformprojektionsdaten mit Bildrekonstruktionshardware (oder Software) rekonstruieren kann.

Inkonsistenz bei der Gewichtung der Rückprojektionsausführung mittels Feldkamp-Rekonstruktion Im Übrigen gibt es bei dem herkömmlichen dreidimensionalen Bildrekonstruktionsalgorithmus oder einem üblichen Feldkamp-Bildrekonstruktionsalgorithmus ein Inkonsistenzproblem in der Gewichtung des Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten. Dieses beruht, wie vorstehend festgestellt, auf der relativen Dichte der von dem Wert von dz abhängigen Bogenformprojektionsdaten.

Detaillierter gesagt, führt in einem Bildrekonstruktionsalgorithmus, welcher gegenüberliegende Daten verwendet, indem er eine gewichtete Addition auf die gegenüberliegenden Daten anwendet, dieses so aus, indem er Daten, die eine Projektion auf Pixel auf der Rekonstruktionsebene sein sollen, unter Verwendung von sich in der Phase in 180° unterscheidenden Daten einer gewichteten Addition unterzieht. Es entsteht eine Inkonsistenz, sofern nicht die Summe unterschiedlicher Gewichtungsfunktionen zum Zeitpunkt der Erzeugung durch gewichtete Addition 1,0 ist, was zu einer Inkonsistenz in der Gleichmäßigkeit von Artefakten und CT-Werten in dem Tomogramm führt.

Beispielsweise werden Pixel, welche keine direkte Entsprechung in den Bogenformprojektionsdaten rd auf der in 25 dargestellten Rekonstruktionsebene p haben und zwischen den Bogenformprojektionsdaten rd positioniert sind, durch gewichtete Addition aus den Bogenformprojektionsdaten rd erzeugt, zwischen welchen die Pixel positioniert sind.

Wenn die Gewichtungsfunktion des Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten zu dem Zeitpunkt stark variiert, wenn eine Differenz in der relativen Dichte aus den gegenüberliegenden Daten vorliegt, unterscheidet sich die Summe der Gewichtungsfunktionen der Pixel von 1,0. Dieses führt zu einer Inkonsistenz in der Gewichtung.

Es erfolgt eine Beschreibung unter Bezugnahme auf 26. Gemäß Darstellung darin werden zwischen Bogenformprojektionsdaten mit gewichteter Addition positionierte Pixel einer Bildrekonstruktion nach ihrer Erzeugung durch gewichtete Addition mit den Bogenformprojektionsdaten, zwischen welchen die Pixel positioniert sind, unterworfen. Daher wird, wenn die Gewichtungsfunktion des Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten bereits auf die Bogenformprojektionsdaten angewendet ist, der Gewichtungskoeffizient des Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten ebenfalls durch gewichtete Addition zum selben Zeitpunkt berechnet.

Wenn die gewichtete Addition eine linear gewichtetet Addition ist und die Gewichtungsfunktion des ursprünglichen Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten nichtlinear ist, entsteht eine Differenz aus der linear gewichteten Addition, die zu einer Inkonsistenz führt.

Wenn beispielsweise die Gewichtung mit dem Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten für jedes Pixel zu dem Zeitpunkt der dreidimensionalen Bildrekonstruktion oder eine gewichtete Addition in ähnlicher Form zur Gewichtungsfunktion ausgeführt wird, entsteht keine Inkonsistenz, aber eine derartige Verarbeitung würde eine komplexe dreidimensionale Bildrekonstruktionsverarbeitung erfordern. Somit würde die Belastung durch die Berechnung zu groß werden, um realisierbar zu sein.

Aus diesem Grunde bringt ein üblicher Feldkamp-Bildrekonstruktionsalgorithmus das Problem einer Inkonsistenz in Bezug auf die Gewichtung mit sich.

Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht in der Verbesserung der vorstehend genannten Probleme und der Bereitstellung eines Bildrekonstruktionsverfahrens und einer Röntgen-CT-Vorrichtung für die Ausführung einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion, die in der Lage ist eine Bildrekonstruktion von Tomogrammen mit hoher Bildqualität oder eine Bildrekonstruktion von Tomogrammen mit gewünschter Bildqualität zu erzielen.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Die Erfindung macht es bezüglich Projektionsdaten vor einer dreidimensionalen Rückprojektion möglich, die Schichtdicke von Tomogrammen abhängig von dem Abstand von dem Mittelpunkt der xy Ebene zu steuern, indem eine Faltung mit einem Filter in der Detektorzeilenrichtung (z-Richtung), dessen Koeffizient für jeden Kanal angepasst ist, ausgeführt wird, oder die Schichtdicke unabhängig von dem Abstand von dem Mittelpunkt so konstant wie praktikabel zu halten.

Gemäß dem ersten Aspekt stellt die Erfindung ein Bildrekonstruktionsverfahren zum Rekonstruieren eines Tomogramms auf der Basis von einem mehrzeiligen Röntgendetektor gesammelter Projektionsdaten bereit, um von der Röntgener zeugungseinrichtung erzeugte Röntgenstrahlen zu detektieren, wobei das Bildrekonstruktionsverfahren aufweist: einen ersten Schritt einer Faltung eines zeilengerichteten Filter auf die Projektionsdaten, einen zweiten Schritt einer Faltung einer Rekonstruktionsfunktion auf durch den ersten Schritt erhaltene Daten; und einen dritten Schritt einer Rekonstruktion durch Durchführen eines dreidimensionalen Rückprojektionsprozesses auf der Basis von durch den zweiten Schritt erhaltenen Daten.

Durch das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem vorstehend beschriebenen ersten Aspekt kann die Schichtdicke durch Falten eines zeilengerichteten Filter auf Projektionsdaten gesteuert werden, und die Fähigkeit die Schichtdicke zu steuern, erlaubt eine Verbesserung im Hinblick auf Rauschen und Artefakte.

Gemäß dem zweiten Aspekt stellt die Erfindung ein Bildrekonstruktionsverfahren zum Rekonstruieren eines Tomogramms auf der Basis von durch einen mehrzeiligen Röntgendetektor gesammelten Projektionsdaten zur Detektion von der Röntgenerzeugungseinrichtung ausgestrahlter Röntgenstrahlen bereit, wobei das Bildrekonstruktionsverfahren aufweist: einen ersten Schritt einer Faltung einer Rekonstruktionsfunktion auf die Projektionsdaten; einen zweiten Schritt einer Faltung eines zeilengerichteten Filters auf durch den ersten Schritt erhaltene Daten; und einen dritten Schritt einer Rekonstruktion, durch Durchführen eines dreidimensionalen Rückprojektionsprozesses auf der Basis der durch den zweiten Schritt erhaltenen Daten.

Durch das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem zweiten Aspekt kann die Schichtdicke durch die Faltung des zei lengerichteten Filters nach der Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion gesteuert werden, und die Fähigkeit die Schichtdicke zu steuern, ermöglicht eine Verbesserung im Hinblick auf Rauschen und Artefakte.

Gemäß dem dritten Aspekt stellt die Erfindung ein Bildrekonstruktionsverfahren entsprechend dem ersten oder zweiten Aspekt bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, das die Daten mittels herkömmlichen Scannen (Axialscannen), Spiralscannen oder Kine-Scannen gesammelt werden.

Durch das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem vorstehend beschriebenen dritten Aspekt kann die Schichtdicke durch herkömmliches Scannen (Axialscannen), Spiralscannen oder Kine-Scannen oder durch Faltung mit einem zeilengerichteten Filter nach der Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion gesteuert werden, und die Fähigkeit die Schichtdicke zu steuern, ermöglicht eine Verbesserung im Hinblick auf Rauschen und Artefakte.

Gemäß dem vierten Aspekt stellt die Erfindung ein Bildrekonstruktionsverfahren nach einem der ersten bis dritten Aspekte bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass sich ein Filterkoeffizient der zeilengerichteten Filterung von einem Kanal zum nächsten des mehrzeiligen Röntgendetektors unterscheidet.

Durch das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem vorstehend beschriebenen vierten Aspekt ermöglicht es, wenn Projektionsdaten einer zeilengerichteten Filterung unterworfen werden, der Unterschied eines Filterkoeffizienten der zeilengerichteten Filterung von einem Kanal zum anderen, dass die Schichtdicke zwischen dem Mittelpunkt und den Peripherien der Rekonstruktion gleich bleibt. Ferner ermöglicht die Fähigkeit die Schichtdicke zu steuern, eine Verbesserung hinsichtlich Rauschen und Artefakte.

Gemäß dem fünften Aspekt stellt die Erfindung ein Bildrekonstruktionsverfahren nach einem der ersten bis vierten Aspekte bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass sich ein Filterkoeffizient der zeilengerichteten Filterung von einer Zeile zur nächsten des mehrzeiligen Röntgendetektors unterscheidet.

Durch das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem vorstehend beschriebenen fünften Aspekt kann, da das sich von einer Zeile zur nächsten Zeile im Filterkoeffizienten unterscheidende zeilengerichtete Filter gefaltet werden kann, insbesondere beim herkömmlichen Scannen (Axialscannen), eine Anpassung der Bildqualität durch Unterschiede im Röntgenfächerwinkel durchgeführt werden.

Gemäß dem sechsten Aspekt stellt die Erfindung ein Bildrekonstruktionsverfahren nach einem der ersten bis fünften Aspekte bereit, das dadurch gekennzeichnet ist, dass ein Filterkoeffizient der zeilengerichteten Filterung eine Entfaltungsfilterung darstellt.

Durch das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem vorstehend beschriebenen sechsten Aspekt kann, da das zeilengerichtete Entfaltungsfilter Zeile für Zeile entfaltet wird, die Schichtdicke jeder Zeile dünner gemacht werden.

Gemäß dem siebenten Aspekt stellt die Erfindung ein Bildrekonstruktionsverfahren nach einem der ersten bis sechsten Aspekte bereit, das dadurch gekennzeichnet, dass, wenn die dreidimensionale Rückprojektionsausführung zu vollziehen ist, eine gewichtete Addition in der Zeilenrichtung durch eine linear gewichtete Addition, eine Mehrpunktgewichtete Addition oder eine gewichtete Addition mit einem nicht-linear gewichteten Additionskoeffizienten ausgeführt wird.

Durch das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem siebenten Aspekt werden, wenn eine gewichtete Addition in der Zeilenrichtung durch Mehrpunktgewichtete Addition oder der gewichtete Addition mit einem nicht-linear gewichteten Additionskoeffizienten zu vollziehen ist, eine "Bildqualitätsverbesserung von Tomogrammen", "Dünn-Steuerung der Schichtdicke" und dergleichen möglich.

Gemäß dem achten Aspekt stellt die Erfindung ein Bildrekonstruktionsverfahren nach einem der ersten bis siebenten Aspekte bereit, das dadurch gekennzeichnet, dass, wenn die dreidimensionale Rückprojektionsverarbeitung auszuführen ist, Projektionsdaten einer Röntgendetektorzeile, die auf die Projektionsdaten durch den Röntgendetektor virtualisiert sind, durch gewichtete Addition oder zeilengerichtete Filterung erzeugt werden, und eine dreidimensionale Rückprojektionsverarbeitung vollzogen wird, welche auch die Projektionsdaten der durch die gewichtete Addition erzeugten virtualisierten Röntgendetektorzeile abdeckt.

Durch das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem achten Aspekt können, da die Projektionsdaten der virtualisierten Detektorzeile durch gewichtete Addition erzeugt werden oder eine zeilengerichtete Filterung und dreidimensionale Bildrekonstruktion ausgeführt wird, tatsächliche und virtuelle Zeilen der Röntgendetektordaten oder Projek tionsdaten genau mit Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten multipliziert werden, was zu Tomogrammen mit hoher Bildqualität führt.

Gemäß dem neunten Aspekt stellt die Erfindung ein Bildrekonstruktionsverfahren nach dem achten Aspekt bereit, mittels welchem, wenn die dreidimensionale Rückprojektion durchzuführen ist, die Verarbeitung so durchgeführt wird, dass, wenn die Projektionsdaten des Röntgendetektors und die durch gewichtete Addition oder zeilengerichtete Filterung des virtualisierten Röntgendetektors erzeugten virtuellen Projektionsdaten mit der Rekonstruktionsebene in Kombination übereinstimmen, das Intervall auf der Rekonstruktionsebene, in welcher Projektionsdaten Projektionsdaten in einer vorgegebenen Richtung kombinieren und die virtuellen Projektionsdaten übereinstimmen, im Wesentlichen gleich dem Intervall auf der Rekonstruktionsebene ist, in welchem Projektionsdaten Projektionsdaten in einer in 180° gegenüberliegenden Richtung und die virtuellen Projektionsdaten kombinieren.

Durch das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem vorstehend beschriebenen neunten Aspekt liegt, da es möglich ist, das Intervall von kombinierten realen und virtuellen Projektionsdaten in einer vorgegebenen Richtung auf der Rekonstruktionsebene im Wesentlichen gleich dem Intervall derjenigen in einer dazu in 180° gegenüberliegenden Richtung auf der Rekonstruktionsebene zu machen, und die Summe der Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten, nämlich die Summe der Daten in der einen Richtung und derjenigen in einer dazu in 180° gegenüberliegenden Richtung zu jedem Zeitpunkt auf 1 gehalten wird, keine Inkonsistenz in der Gewichtungsfunktion vor, und die der Rekonstruktion unterzogenen Tomogramme werden in den Artefakten reduziert, was auch zu einer verbesserten Gleichförmigkeit von CT-Werten innerhalb der Rekonstruktionsebene führt.

Gemäß dem zehnten Aspekt stellt die Erfindung ein Bildrekonstruktionsverfahren nach dem achten Aspekt bereit, das durch gekennzeichnet ist, dass die Gesamtanzahl der Projektionsdatenzeilen, welche die Anzahl der Projektionsdaten der Röntgendetektorzeilen und die Anzahl der Projektionsdaten der virtualisierten Röntgendetektorzeilen kombinieren, in jeder Projektionsrichtung (Sichtrichtung) und in 180° zu der Projektionsrichtung oder der im Wesentlichen in 180° gegenüberliegenden Richtung optimiert ist.

Durch das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem vorstehend beschriebenen zehnten Aspekt können, da die Gesamtanzahl der Projektionsdatenzeilen, die die Anzahl der Projektionsdaten der Röntgendetektorzeilen und die Anzahl der Projektionsdaten der virtualisierten Röntgendetektorzeilen kombinieren, in jeder Projektionsrichtung (Sichtrichtung) und in 180° zu der Projektionsrichtung oder der im Wesentlichen in 180° gegenüberliegenden Richtung optimiert ist, Tomogramme mit hoher Bildqualität innerhalb einer kurzen Bildrekonstruktionsdauer erhalten werden.

Gemäß dem elften Aspekt stellt die Erfindung ein Bildrekonstruktionsverfahren nach dem achten Aspekt bereit, das durch gekennzeichnet ist, dass alle Projektionsrichtungen (Sichtrichtungen) in jeder Projektionsrichtung (Sichtrichtung) an dem Maximum der Gesamtanzahl der Projektionsdatenzeilen vereint sind, welche die Anzahl von Projektionsdaten der Röntgendetektorzeilen und die Anzahl von Projektionsdaten der virtualisierten Röntgendetektorzeilen kombinieren.

Durch das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem vorstehend beschriebenen elften Aspekt können, da die Gesamtanzahl der Projektionsdatenzeilen, welche die Anzahl von Projektionsdaten der Röntgendetektorzeilen und die Anzahl von Projektionsdaten der virtualisierten Röntgendetektorzeilen in jeder Projektionsrichtung (Sichtrichtung) kombinieren, mit dem Maximum in jeder Projektionsrichtung übereinstimmt, Tomogramme mit hoher Bildqualität erzielt werden.

Gemäß dem zwölften Aspekt stellt die vorliegende Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung bereit, mit: einer Röntgenerzeugungseinrichtung; einem mehrzeiligen Röntgendetektor, welcher von der Röntgenerzeugungseinrichtung ausgestrahlte Röntgenstrahlung detektiert; einer Datensammeleinrichtung, welche Projektionsdaten durch Drehen der Röntgenerzeugungseinrichtung und des mehrzeiligen Röntgendetektors um einen Rotationsmittelpunkt zwischen der Röntgenerzeugungseinrichtung und dem mehrzeiligen Röntgendetektor sammelt; einer zeilengerichteten Filterungseinrichtung zum Falten eines zeilengerichteten Filters auf die von der Datensammeleinrichtung gesammelten Projektionsdaten; einer Rekonstruktionsfaltungseinrichtung zum Falten einer Rekonstruktionsfunktion auf die durch die zeilengerichtete Filterungseinrichtung erhaltenen Projektionsdaten; und einer Rückprojektionseinrichtung zum Rekonstruieren einer tomografischen Ansicht durch dreidimensionale Rückprojektion der durch die Rekonstruktionsfaltungseinrichtung erhaltenen Projektionsdaten.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vorstehend beschriebenen zwölften Aspekt kann die Schichtdicke durch Falten Faltung eine zeilengerichtete Filterung auf Projektionsdaten gesteuert werden, und die Fähigkeit zur Steuerung der schichtdicke ermöglicht eine Verbesserung im Hinblick auf Rauschen und Artefakte.

Gemäß dem dreizehnten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung bereit, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie besteht, aus: einer so genannten Datensammeleinrichtung für eine Röntgen-CT-Vorrichtung, welche Röntgenstrahlendaten sammeln kann, indem sie einen einer Röntgenerzeugungseinrichtung entsprechenden mehrzeiligen Röntgendetektor veranlasst, sich um einen Drehmittelpunkt zwischen diesen zu drehen; einer Rekonstruktionsfaltungseinrichtung zum Falten einer Rekonstruktionsfunktion auf die durch die Sammeleinrichtung gesammelten Daten; einer zeilengerichteten Filterungseinrichtung zum Falten einer zeilengerichteten Filters in der Zeilenrichtung auf die durch die Rekonstruktionsfaltungseinrichtung erhaltenen projizierten Daten; und einer Rückprojektionseinrichtung zum Rekonstruieren einer tomografischen Ansicht durch eine dreidimensionale Rückprojektion der durch die zeilengerichtete Filterungseinrichtung erhaltenen Projektionsdaten.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vorstehend beschriebenen dreizehnten Aspekt kann die Schichtdicke durch die Faltung des zeilengerichteten Filters nach der Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion gesteuert werden, und die Fähigkeit die Schichtdicke zu steuern, ermöglicht eine Verbesserung im Hinblick auf Rauschen und Artefakte.

Gemäß dem vierzehnten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung nach dem zwölften oder dreizehnten Aspekt bereit, die dadurch gekennzeichnet ist, dass das Datensammeln durch herkömmliches Scannen, Spiralscannen oder Kine-Scannen erreicht wird.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vorstehend beschriebenen vierzehnten Aspekt kann die Schichtdicke durch zeilengerichtetes Filtern nach einer Vorbehandlung oder nach einer Faltung einer Rekonstruktionsfunktion ähnlich wie bei einem beliebigen herkömmlichen Scannen, Spiralscannen und Kine-Scannen gesteuert werden, und die Fähigkeit zur Steuerung der Schichtdicke ermöglicht Verbesserungen im Hinblick auf Rauschen und Artefakte.

Gemäß dem fünfzehnten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung nach einem der zwölften bis vierzehnten Aspekte bereit, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sich ein Filterkoeffizient des zeilengerichteten Filters von einem Kanal zum anderen unterscheidet.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vorstehend beschriebenen fünfzehnten Aspekt kann die Schichtdicke so gesteuert werden, dass sie zwischen dem mittigen Teil und den peripheren Teilen der Bildrekonstruktion dieselbe ist, das sich der Filterkoeffizient der zeilengerichteten Filterung von einem Kanal zum anderen bei der Unterwerfung der Projektionsdaten unter das zeilengerichtete Filter unterscheidet, und die Fähigkeit die Schichtdicke zu steuern, ermöglicht eine Verbesserung in hinsichtlich Rauschen und Artefakten.

Gemäß dem sechzehnten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung nach einem der zwölften bis fünfzehnten Aspekte bereit, die dadurch gekenn zeichnet ist, dass sich ein Filterkoeffizient der zeilengerichteten Filterung von einer Zeile zur nächsten des mehrzeiligen Röntgendetektors unterscheidet.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vorstehend beschriebenen sechzehnten Aspekt kann, da das sich von einer Zeile zur nächsten Zeile im Filterkoeffizienten unterscheidende zeilengerichtete Filter gefaltet werden kann, insbesondere beim herkömmlichen Scannen (Axialscannen), eine Anpassung der Bildqualität durch Unterschiede im Röntgenfächerwinkel durchgeführt werden.

Gemäß dem siebzehnten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung nach einem der zwölften bis sechzehnten Aspekte bereit, die dadurch gekennzeichnet ist, dass ein Filterkoeffizient der zeilengerichteten Filterung eine Entfaltungsfilterung darstellt.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vorstehend beschriebenen siebzehnten Aspekt kann, da das zeilengerichtete Entfaltungsfilter Zeile für Zeile entfaltet wird, die Schichtdicke jeder Zeile dünner gemacht werden.

Gemäß dem achtzehnten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung nach einem der zwölften bis siebzehnten Aspekte bereit, die dadurch gekennzeichnet ist, dass die Rückprojektionseinrichtung eine gewichtete Addition in der Zeilenrichtung durch eine linear gewichtete Addition, eine Mehrpunkt-gewichtete Addition oder eine gewichtete Addition mit einem nicht-linear gewichteten Additionskoeffizienten ausführt.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vorstehend beschriebenen achtzehnten Aspekt werden, wenn eine gewichtete Addition in der Zeilenrichtung durch Mehrpunktgewichtete Addition oder der gewichtete Addition mit einem nicht-linear gewichteten Additionskoeffizienten zu vollziehen ist, eine "Bildqualitätsverbesserung von Tomogrammen", "Dünn-Steuerung der Schichtdicke" und dergleichen möglich.

Gemäß dem neunzehnten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung nach einem der zwölften bis achtzehnten Aspekte bereit, die dadurch gekennzeichnet ist, dass, wenn die dreidimensionale Rückprojektionsverarbeitung auszuführen ist, Projektionsdaten einer Röntgendetektorzeile, die auf die Projektionsdaten durch den Röntgendetektor virtualisiert sind, durch gewichtete Addition oder zeilengerichtete Filterung erzeugt werden.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vorstehend beschriebenen neunzehnten Aspekt können, da die Projektionsdaten der virtualisierten Detektorzeile durch gewichtete Addition erzeugt werden oder eine zeilengerichtete Filterung und dreidimensionale Bildrekonstruktion ausgeführt wird, tatsächliche und virtuelle Zeilen der Röntgendetektordaten oder Projektionsdaten genau mit Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten multipliziert werden, was zu Tomogrammen mit hoher Bildqualität führt.

Gemäß dem zwanzigsten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung nach dem neunzehnten Aspekte bereit, die dadurch gekennzeichnet ist, dass, wenn die dreidimensionale Rückprojektion durchzuführen ist, wenn die Projektionsdaten des Röntgendetektors und die durch gewichtete Addition oder zeilengerichtete Filterung des vir tualisierten Röntgendetektors erzeugten virtuellen Projektionsdaten mit der Rekonstruktionsebene in Kombination übereinstimmen, das Intervall auf der Rekonstruktionsebene, in welcher Projektionsdaten Projektionsdaten in einer vorgegebenen Richtung kombinieren und die virtuellen Projektionsdaten übereinstimmen, im Wesentlichen gleich dem Intervall auf der Rekonstruktionsebene ist, in welchem Projektionsdaten Projektionsdaten in einer in 180° gegenüberliegenden Richtung und die virtuellen Projektionsdaten kombinieren.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vorstehend beschriebenen zwanzigsten Aspekt liegt, da es möglich ist, das Intervall von kombinierten realen und virtuellen Projektionsdaten in einer vorgegebenen Richtung auf der Rekonstruktionsebene im Wesentlichen gleich dem Intervall derjenigen in einer dazu in 180° gegenüberliegenden Richtung auf der Rekonstruktionsebene zu machen, und die Summe der Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten, nämlich die Summe der Daten in der einen Richtung und derjenigen in einer dazu in 180° gegenüberliegenden Richtung zu jedem Zeitpunkt auf 1 gehalten wird, keine Inkonsistenz in der Gewichtungsfunktion vor, und die der Rekonstruktion unterzogenen Tomogramme werden in den Artefakten reduziert, was auch zu einer verbesserten Gleichförmigkeit von CT-Werten innerhalb der Rekonstruktionsebene führt.

Gemäß dem einundzwanzigsten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung nach neunzehnten Aspekte bereit, die dadurch gekennzeichnet ist, dass die Gesamtanzahl der Projektionsdatenzeilen, welche die Anzahl der Projektionsdaten der Röntgendetektorzeilen und die Anzahl der Projektionsdaten der virtualisierten Röntgende tektorzeilen kombinieren, in jeder Projektionsrichtung (Sichtrichtung) und in 180° zu der Projektionsrichtung oder der im Wesentlichen in 180° gegenüberliegenden Richtung optimiert ist.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vorstehend beschriebenen einundzwanzigsten Aspekt können, da die Gesamtanzahl der Projektionsdatenzeilen, die die Anzahl der Projektionsdaten der Röntgendetektorzeilen und die Anzahl der Projektionsdaten der virtualisierten Röntgendetektorzeilen kombinieren, in jeder Projektionsrichtung (Sichtrichtung) und in 180° zu der Projektionsrichtung oder der im Wesentlichen in 180° gegenüberliegenden Richtung optimiert ist, Tomogramme mit hoher Bildqualität innerhalb einer kurzen Bildrekonstruktionsdauer erhalten werden.

Gemäß dem zweiundzwanzigsten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung nach neunzehnten Aspekte bereit, die dadurch gekennzeichnet ist, dass alle Projektionsrichtungen (Sichtrichtungen) in jeder Projektionsrichtung (Sichtrichtung) an dem Maximum der Gesamtanzahl der Projektionsdatenzeilen vereint sind, welche die Anzahl von Projektionsdaten der Röntgendetektorzeilen und die Anzahl von Projektionsdaten der virtualisierten Röntgendetektorzeilen kombinieren.

In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem vorstehend beschriebenen zweiundzwanzigsten Aspekt können, da die Gesamtanzahl der Projektionsdatenzeilen, welche die Anzahl von Projektionsdaten der Röntgendetektorzeilen und die Anzahl von Projektionsdaten der virtualisierten Röntgendetektorzeilen in jeder Projektionsrichtung (Sichtrichtung) kombinieren, mit dem Maximum in jeder Projektionsrichtung ü bereinstimmt, Tomogramme mit hoher Bildqualität erzielt werden.

Gemäß der vorliegenden Erfindung können ein Bildrekonstruktionsverfahren und eine Röntgen-CT-Vorrichtung für die Verarbeitung einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion die für die Erzielung einer Bildrekonstruktion von Tomogrammen mit hoher Bildqualität oder zur Bildrekonstruktion von Tomogrammen mit gewünschter Bildqualität in der Lage ist, bereitgestellt werden.

Ferner ermöglicht das Bildrekonstruktionsverfahren und die Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der Erfindung die Steuerung der Dicke von Tomogrammen abhängig von dem Abstand von dem Mittelpunkt der xy Ebene, welche die Rekonstruktionsebene ist, durch eine so genannte zeilengerichtete Filterung.

Ferner kann die Schichtdicke unabhängig von dem Abstand von dem Mittelpunkt so konstant wie praktisch möglich gehalten werden.

Dieses ergibt die Effekte einer Verbesserung hinsichtlich Rauschen und Artefakten. Es gibt einen weiteren Verdünnungseffekt der Schichtdicke durch eine Entfaltungs-z-Filterung.

Ferner ist die Erfindung dadurch gekennzeichnet, dass bei der Durchführung der dreidimensionalen Rückprojektion, Projektionsdaten einer durch einen Röntgendetektor auf die Projektionsdaten virtualisierten Detektorzeile durch gewichtete Addition oder z-gerichtete Filterung erzeugt werden. Es gibt noch einen weiteren Effekt zur Verbesserung der Bildqualität durch ein dreidimensionales Rekonstruktionsverfahren, das dadurch gekennzeichnet ist, dass, wenn Projektionsdaten, die einer Faltungsverarbeitung mit einer Rekonstruktionsfunktion unterzogen wurden, einer dreidimensionalen Rückprojektion zu unterwerfen sind, bei der die Projektionsdaten eines realen Röntgendetektors und die durch gewichtete Addition oder mit einem z-Filter durch einen virtuellen Röntgendetektor erzeugten virtuellen Projektionsdaten, mit der Rekonstruktionsebene in Kombination übereinstimmen, das Intervall auf der Rekonstruktionsebene, in welcher die Projektionsdaten Projektionsdaten in einer vorgegebenen Richtung kombinieren und die virtuellen Projektionsdaten übereinstimmen, im Wesentlichen gleich dem Intervall auf der Rekonstruktionsebene ist, in welchem die kombinierten realen und virtuellen Projektionsdaten in einer Richtung in 180° einander gegenüberliegen.

Ferner können Bogenformprojektionsdaten in jeder gewünschten Position in einer dreidimensionalen Bildrekonstruktionshardware (oder Software) ohne Freiheitsgrad zur Erzeugung virtueller Bogenformprojektionsdaten erzeugt werden.

Ferner kann die relative Dichte von Abständen zwischen unterschiedlichen Daten gesteuert werden, wenn virtuelle Bogenformprojektionsdaten auf die Rekonstruktionsebene projiziert werden.

Es ist ferner möglich, die relative Dichte von Abständen zwischen unterschiedlichen Daten gleichmäßiger zu machen, wenn die virtuellen Bogenformprojektionsdaten gegenüberliegender Daten auf die Rekonstruktionsebene projiziert werden.

Die vorgenannten drei Effekte ermöglichen es, die Flexibilität für verschiedene Anwendungen, welche Anpassungen einer dreidimensionalen Rekonstruktion sind, selbst in einer dreidimensionalen Bildrekonstruktionshardware (oder Software) ohne Freiheitsgrad sicherzustellen.

Ferner kann durch Steuerung der relativen Dichte der virtuellen Bogenformprojektionsdaten die Inkonsistenz der Gewichtung der dreidimensionalen Bildrekonstruktion in einem herkömmlichen dreidimensionalen Bildrekonstruktionsalgorithmus oder Feldkamp-Bildrekonstruktionsalgorithmus reduziert werden. Somit wird die Genauigkeit der Bildrekonstruktion gesteigert, was zu einer verbesserten Bildqualität führt.

Ferner kann durch Sicherstellung der Flexibilität für Anwendungen, die in der herkömmlichen nicht-dreidimensionalen Bildrekonstruktion realisierte z-Filtertechnik nun als eine zeilengerichtete Filterung in der dreidimensionalen Bildrekonstruktion nicht nur beim Spiralscannen sondern auch beim herkömmlichen Scannen (Axialscannen) oder Kine-Scannen realisiert werden. Dieses ermöglicht eine Reduzierung in den Artefakten und Verbesserung in Bezug auf das zu realisierende Rauschverhalten.

Während eine dreidimensionale Rückprojektion von einer Drehung oder mehreren erforderlich ist, wenn Daten einer Drehung oder mehrer verwendet werden, um eine dreidimensionale Bildrekonstruktion auszuführen, kann, da Daten mit demselben Winkel integriert oder einer gewichteten Addition in dem Projektionsdatenraum gemäß der Erfindung unterworfen werden können, die dreidimensionale Bildrekonstruktion von Daten einer oder mehrerer Drehungen in nur einer Drehung der dreidimensionalen Rückprojektion erzielt werden.

Ferner kann, da Projektionsdaten, die sich um 180° oder 360° in der Phase unterscheiden, wenn sie parallel sind, integriert oder einer gewichteten Addition in dem Projektionsdatenraum unterworfen werden können, eine Bildrekonstruktion von Daten einer halben Drehung oder mehrer durch eine halbe Drehung der Rückprojektion erzielt werden.

Ferner wird es nicht nur für Spiraldaten sondern auch für herkömmliche Daten, wenn eine Rekonstruktion in einer spezifischen dz Position auszuführen ist, durch Ersetzen realer Bogenformprojektionsdaten durch virtuelle Bogenformprojektionsdaten mit beliebigem dz oder Spiraldaten mit beliebiger Steigung ermöglicht, die relative Dichte virtueller Bogenformprojektionsdaten zu steuern und die Inkonsistenz hinsichtlich der Gewichtung zu reduzieren.

Ferner können herkömmliche Daten einer zeilengerichteten Filterung unterworfen werden.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen
1 ist eine Blockdarstellung einer Röntgen-CT-Vorrichtung in einer Ausführungsform zur Ausführung der vorliegenden Erfindung.
2 ist eine Zeichnung zum Beschreiben der Drehung der Röntgenröhre und des mehrzeiligen Röntgendetektors.
3 ist ein Flussdiagramm, das eine Übersicht über die Operationen durch die Röntgen-CT-Vorrichtung in einer Ausführungsform zur Ausführung der Erfindung darstellt.
4 ist ein Flussdiagramm, das Details der Vorbehandlung darstellt.
5 ist ein Flussdiagramm das Details der dreidimensionalen Bildrekonstruktionsverarbeitung darstellt.
6 enthält Konzeptdarstellungen, die den Zustand von Projektionslinien auf der Projektionsfläche in der Röntgenstrahlverlaufsrichtung darstellen.
7 ist eine Konzeptdarstellung, welche die auf die Detektionsebene projizierten Linien darstellt.
8 ist eine Konzeptdarstellung, die die auf die Rekonstruktionsfläche projizierten Zustandsdaten DT (Ansicht, x, y) darstellt.
9 ist eine Konzeptdarstellung die die Rückprojektionspixeldaten D2 von Pixeln auf der Rekonstruktionsfläche darstellt.
10 ist eine Zeichnung zum Beschreiben des Zustandes, in welchem Rückprojektionsdaten D3 erzielt werden, indem die Rückprojektionspixeldaten D2 entsprechend Pixeln in der gesamten Ansicht addiert werden.
11 enthält Konzeptdarstellungen, welche den Zustand von Projektionslinien auf einer runden Rekonstruktionsfläche in der Röntgenstrahlverlaufsrichtung darstellt.
12 enthält Zeichnungen für die Beschreibung einer zeilengerichteten Filterungsfaltung.
13 enthält Darstellungen, welche die Beziehung zwischen dem zeilengerichteten Filterungskoeffizienten und der Schichtdicke darstellen.
14 ist eine Darstellung, die ein Tomogramm in einem einer zeilengerichteten Filterung unterworfenen peripheren Abschnitt darstellt, in welchem die Schichtdicke größer ist, und ein Tomogramm deren Schichtdicke durch zeilengerichtete Filterung gleichmäßig ausgebildet ist.
15 enthält Darstellungen, die eine zeilengerichtete Entfaltungsfilterung für Kanäle in einem peripheren Teil und eine zeilengerichtete Entfaltungsfilterung für Kanäle in dem mittigen Teil der Rekonstruktion darstellt.
16 ist eine Darstellung, welche die Geometrie des Röntgenssystems darstellt.
17 ist eine Darstellung, welche den Röntgendetektor und die Rekonstruktionsebene in der Sicht der X-Achsenrichtung darstellt.
18 ist eine Darstellung, die die Rekonstruktionsebene und die von dem Röntgendetektor projizierten Bogenformprojektionsdaten darstellt.
19 ist eine Darstellung, die die Rekonstruktionsebene und die realen Bogenformprojektionsdaten und die von dem Röntgendetektor projizierten virtuellen Bogenformprojektionsdaten darstellt.
20 ist eine Darstellung, welche die Rekonstruktionsebene und den Röntgendetektor darstellt.
21 ist eine Darstellung, welche die Rekonstruktionsebene und die virtuellen Bogenformprojektionsdaten darstellt.
22 ist eine Darstellung, welche eine Mehrfachbildaddition in dem Projektionsdatenraum darstellt.
23 ist eine Darstellung, welche die Rekonstruktionsebene p1 darstellt.
24 enthält Darstellungen, welche die Rekonstruktionsebene p2 darstellen.
25 enthält Darstellungen, welche die Rekonstruktionsebene und die virtuellen Bogenformprojektionsdaten darstellen.
26 ist eine Darstellung, welche Inkonsistenzen zwischen gegenüberliegenden Daten und Fächerstrahlgewichtungskoeffizienten darstellt.
27 enthält Darstellungen, welche die Konzeptzeichnungen von Unterschieden in der Dichte zwischen Sätzen wechselseitig gegenüberliegender Daten darstellen.
28 enthält Darstellungen, welche Konzeptzeichnungen von Differenzen in der Dichte zwischen Sätzen von Bogenformprojektionsdaten darstellen.
29 ist eine Darstellung, die einen Fall zeigt, in welchem Inkonsistenzen zwischen gegenüberliegenden Daten und Fächerstrahlgewichtungskoeffizienten reduziert sind.
30 enthält Darstellungen, welche gegenüberliegende Sätze von Bogenformprojektionsdaten mit gleicher Dichte darstellt.
31 enthält Darstellungen, welche die Konzeptzeichnungen von Bogenformprojektionsdaten darstellen.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Eine Ausführungsform zur Durchführung der vorliegenden Erfindung wird nachstehend im Detail unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben. Im Übrigen soll diese die Erfindung nicht einschränken.
1 ist eine Konfigurations-Blockdarstellung einer Röntgen-CT-Vorrichtung in einer Ausführungsform zur Durchführung der Erfindung.
Eine Röntgen-CT-Vorrichtung 100 in dieser Ausführungsform zur Durchführung der Erfindung ist mit einer Bedienungskonsole 1, einem Bildaufnahmetisch 10 und einem Scanportal 20 ausgestattet.
Die Bedienkonsole 1 ist mit einer Eingabeeinheit 2 zur Annahme von Eingaben durch eine Bedienungsperson, einer mittigen Verarbeitungseinheit 3 zur Ausführung einer Bildrekonstruktionsverarbeitung und dergleichen, was die Erfindung betrifft, einem Datensammelpuffer 5 zum Sammeln von dem Scanportal 20 erfasster Projektionsdaten, einem Monitor 6 zum Anzeigen von aus den Projektionsdaten rekonstruierten CT-Bildern und einer Speichereinheit 7 zum Speichern von Programmen, Daten und Röntgen-CT-Bildern ausgestattet.
Die Bildaufnahmetischeinheit 10 ist mit einem Schlitten 12 ausgestattet, welcher sich versehen mit einem Patienten in und aus einer Bohrung (Hohlteil) in dem Scanportal 20 bewegt. Der Schlitten 12 wird angehoben, abgesenkt und geradlinig mit dem Tisch durch einen in die Tischeinheit 10 einbauten Motor bewegt.
Das Scanportal 20 ist mit einer Röntgenröhre 21, einer Röntgensteuerung 22, einem Kollimator 23, einem mehrzeiligen Röntgendetektor 24, welcher von der Röntgenröhre 21 ausgestrahlte Röntgenstrahlen detektiert, einem DAS (Data Acquisition System – Datenerfassungssystem) 25, einer Rotationssteuerung 26, welche die Röntgenröhre 21, den mehrzeiligen Röntgendetektor 24 und dergleichen um den Rotatationsmittelpunkt zwischen der Röntgenröhre 21 und dem mehrzeiligen Röntgendetektor 24 oder genauer gesagt um die Körperachse des Patienten steuert, und einem Steuergerät 29 ausgestattet, welches Steuersignale und dergleichen mit der Bedienungskonsole 1 und dem Bildaufnahmetisch 10 austauscht.
Die Röntgenröhre 21 entspricht einem Beispiel von die Erfindung betreffenden Röntgenstrahlerzeugungseinrichtungen, und der mehrzeilige Röntgendetektor 24 entspricht ei nem Beispiel eines die Erfindung betreffenden mehrzeiligen Röntgenstrahldetektors.
2 ist eine Zeichnung für die Beschreibung der geometrischen Anordnung der Röntgenröhre 21 und des mehrzeiligen Röntgendetektors 24.
Beispielsweise drehen sich die Röntgenröhre 21 und der mehrzeilige Röntgendetektor 24 um einen Rotationsmittelpunkt IC.
Die vertikale Richtung wird als die y-Richtung bezeichnet, die horizontale Richtung als die x-Richtung und die senkrecht dazu verlaufende Tischbewegungsrichtung als die z-Richtung während die Rotationsebene der Röntgenröhre 21 und des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 die xy Ebene ist. Die Bewegungsrichtung des Schlittens 12 ist die z-Richtung.
Die Röntgenröhre 21 erzeugt einen als Fächerstrahl CB bezeichneten Röntgenstrahl. Wenn die Richtung der Mittelachse des Fächerstrahls CB parallel zu der y-Richtung ist, wird der Ansichtswinkel mit 0° angenommen.
Der mehrzeilige Röntgendetektor 24 weist beispielsweise 256 Detektorzeilen auf. Jede Detektorzeile besitzt beispielsweise 1024 Kanäle.
Unter Bestrahlung mit Röntgenstrahlung gesammelte Projektionsdaten durchlaufen eine A/D-Wandlung durch das DAS 25 ausgehend von dem mehrzeiligen Röntgendetektor 24 und werden in dem Datensammelpuffer 5 über einen Schleifring 30 eingegeben. Die in den Datensammelpuffer 5 eingegebenen Da ten durchlaufen eine die Erfindung betreffende Bildrekonstruktionsverarbeitung durch die CPU (Central Processing Unit) 3 gemäß einem Programm in der Speichereinheit 7, um ein Bild zu erzeugen, welches auf dem Monitor 6 dargestellt wird.
3 ist ein Flussdiagramm, das den Umfang der Operationen durch die Röntgen-CT-Vorrichtung 100 darstellt. Die die Erfindung betreffenden Operationen werden nachstehend unter Fokussierung auf die Operationen der mittigen Verarbeitungseinheit 3 unter Bezugnahme auf 3 beschrieben.
Bei dem Schritt S1 werden die Röntgenröhre 21 und der mehrzeilige Röntgendetektor 24 um das Fotografieobjekt gedreht und wenn der Schlitten 12 spiralartig abgescannt werden soll, werden Projektionsdaten D0 (Ansicht, j, i), dargestellt durch eine Ansichtswinkelansicht, eine Detektorzeilennummer j und eine Kanalnummer i gesammelt, während gleichzeitig der Tisch geradlinig bewegt wird.
Im Falle von herkömmlichen Scannen (Axialscannen) werden die Projektionsdaten D0 (Ansicht, j, i) gesammelt, während der Tisch steht. (Bezüglich dieser Datensammlungsverarbeitung erfolgt eine Beschreibung anschließend unter Bezugnahme auf 4 bis 12).
Die Projektionsdaten D0 (Ansicht, j, i) werden einer Vorbehandlung unterworfen. Die Vorbehandlung besteht beispielsweise aus dem Schritt S21 einer Versatzkorrektur, dem Schritt S22 einer logarithmischen Wandlung, dem Schritt S23 einer Röntgenquantitätskorrektur und dem Schritt S24 einer Empfindlichkeitskorrektur gemäß Darstellung in 4.
Bei dem Schritt S3 werden die vorbehandelten Projektionsdaten D1 (Ansicht, j, i) einer Strahlhärtungskorrektur unterworfen. In der Strahlhärtungskorrektur S3 werden die Projektionsdaten nachdem sie eine Empfindlichkeitskorrektur S4 der Vorbehandlung S2 durchlaufen haben, durch D1 (Ansicht, j, i) und die Daten nach der Strahlhärtungskorrektur S3, durch D11 (Ansicht, j, i) dargestellt und dieses in einer Polynomform beispielsweise gemäß Darstellung durch den nachstehenden mathematischen Ausdruck (1) ausgedrückt. ("Ansicht" wird in den Formeln durch "view" ausgedrückt.
Mathematischer Ausdruck 1 D11(view,j,i) = D1(view,j,i)·(Bo(j,i) + B1(j,i)·D1(view,j,i) + B2(j,i)·D1(view,j,i)2) (1)
Da jede Zeile j der Detektoren einer unabhängigen Strahlhärtungskorrektur unterworfen werden kann, können dann, wenn die Röhrenspannungen unterschiedlicher Datensammelsysteme unter den photografischen Bedingungen unterschiedlich sind, die Unterschiede in den Röntgenenergiekennlinien der Detektoren von Zeile zu Zeile kompensiert werden.
Bei dem Schritt S4 werden Projektionsdaten D11 (Ansicht, j, i), die einer Strahlhärtungskorrektur durchlaufen haben, einer z-Filterfaltungsverarbeitung unterworfen, wodurch eine Filterung in der z-Richtung angewendet wird.
Somit kann bei dem Schritt S4, gemäß Darstellung in 12(a), die Schichtdicke durch Veränderung der Anzahl der Filter der zeilengerichteten Filterung gesteuert wer den. In diesem Falle wird gemäß Darstellung in 12(b) ein zeilengerichteter Filterungskoeffizient auf jede Zeile von Röntgenprojektionsdaten gefaltet. Gemäß Darstellung in 12 werden nach der Vorbehandlung bei jedem Ansichtswinkel und in jedem Datensammelsystem die Projektionsdaten des mehrzeiligen Röntgendetektors D11 (Ansicht, j, i) (i = 1 bis CH, j = 1 bis ZEILE) nachdem sie die Strahlhärtungskorrektur durchlaufen haben, in der Zeilenrichtung einer Filterung unterworfen, deren zeilengerichtete Filterungsgröße fünf Zeilen ist, wie zum Beispiel (w1(i), w2(i), w3(i), w4(i) und w5(i)).
Hier ist die Summe der Filterkoeffizienten, wie sie durch den mathematischen Ausdruck (2) dargestellt wird.
Mathematischer Ausdruck 2
Die korrigierten Detektordaten D12 (Ansicht, j, i) sind, wie sie durch den mathematischen Ausdruck (3) dargestellt werden.
Mathematischer Ausdruck 3
Im Übrigen gelten für den Maximalwert eines durch CH dargestellten Kanals und einen durch ZEILE (ROW) dargestellten Maximalwert einer Zeile die mathematischen Ausdrücke (4) und (5).
Mathematischer Ausdruck 4 D11(view – 1,i) = D11(view,0,i) = D11(view,1,i) (4)
Mathematischer Ausdruck 5 D11(view.ROW,i) = D11(view,ROW + 1,i) = D11(view,ROW + 2,i) (5)
Detaillierter gesagt wird, wenn die Schichtdicke, wie es beispielsweise in 13(a) dargestellt ist, dünner gemacht werden soll, eine zeilengerichtete Filterung FLa verwendet, deren Filterkoeffizient FL der zeilengerichteten Filterung eine erste Größe Fa in der mittigen Position Wk0 des Röntgendetektors 24 in der Zeilenrichtung ist und proportional zu dem Abstand von der mittigen Position Wk0 abnimmt, bis er bei dem Abstand Wka zu 0 wird.
Wenn die Schichtdicke, wie es beispielsweise in 13(a) dargestellt ist, vergrößert werden soll, wird eine zeilengerichtete Filterung FLb verwendet, deren Filterkoeffizient FL der zeilengerichteten Filterung eine zweite Größe Fb in der mittigen Position Wk0 des Röntgendetektors 24 in der Zeilenrichtung ist und proportional zu dem Abstand von der mittigen Position Wk0 abnimmt, dieser er bei dem Abstand Wkb, welcher größer als der Abstand Wka ist zu 0 wird.
Als eine weitere Ausführungsform zur Durchführung der Erfindung, wie sie beispielsweise in 15(a) bis (c) dargestellt ist, kann ein Tomogramm mit dünnerer Schichtdicke, realisiert werden, indem der Filterkoeffizient der zeilengerichteten Filterung einer Entfaltungsfilterung unterworfen wird.
Detaillierter gesagt, werden beispielsweise gemäß Darstellung in den 15(a) bis (c) Projektionsdaten aus Kanälen in dem peripheren Teil des Röntgendetektors 24 einer Entfaltung der zeilengerichteten Filterungsverarbeitung (FLc) mit einem Filterkoeffizienten, welcher sich in der Nähe der mittigen Position Wk0 steil verändert, unterworfen, und Projektionsdaten aus Kanälen in dem mittigen Teil der Rekonstruktion werden einer Entfaltung der zeilengerichteten Filterungsverarbeitung FLd mit einem Filterkoeffizienten, der kleiner als in der Entfaltung der zeilengerichteten Filterungsverarbeitung FLc ist, unterworfen.
Oder es ist beispielsweise gemäß Darstellung in 14 die Schichtdicke SLa in dem peripheren Teil größer als in dem mittigen Teil in einer Rekonstruktion in einem üblichen CT-Tomogramm PA.
Andererseits variiert sie in der die Erfindung betreffenden zeilengerichteten Filterung mit dem Abstand von Kanälen in dem mittigen Teil, wie es beispielsweise in 13(b) dargestellt ist.
Detaillierter gesagt, führt das die Erfindung betreffende zeilengerichtete Filter, wie es beispielsweise in 13(b) dargestellt ist, die zeilengerichtete Filterung so aus, dass es den Filterkoeffizienten in der mittigen Position vergrößert sobald der Abstand von den Kanälen in dem mittigen Teil zunimmt und dass es den Abstand Wk verkleinert, wenn der Filterkoeffizient auf der Basis von Projek tionsdaten auf weniger Zeilen in der Nähe der peripheren Teile als in dem mittigen Teil zu 0 wird.
In dieser Prozedur kann die zeilengerichtete Filterung mit dem Filterkoeffizienten FLa in den peripheren Teilen und mit dem Filter FLb in dem mittigen Teil gemäß Darstellung in 13(b) ausgeführt werden, oder die zeilengerichtete Filterung kann mit Filterkoeffizienten ausgeführt werden, welche glatt und zusammenhängend von dem Filterkoeffizienten FLa zu dem Filterkoeffizienten FLb abhängig von dem Abstand von der mittigen Position Wk0 variieren.
Dadurch wird es ermöglicht, dass, wenn die die vorliegende Erfindung betreffende zeilengerichtete Filterung beispielsweise gemäß Darstellung in 14 verwendet wird, ein Tomogramm p, dessen Dicke im Wesentlichen sowohl in den peripheren Teilen als auch in dem mittigen Teil der Rekonstruktion gleichmäßig ist, einer Bildrekonstruktion unterworfen werden kann.
Indem der zeilengerichteten Filterkoeffizienten von Kanälen in dem mittigen Teil und Kanälen in dem peripheren Teilen des Röntgendetektors 24 auf diese Weise gesteuert wird, kann die Schichtdicke auch in dem mittigen Teil und in den peripheren Teilen gesteuert werden. Indem die Schichtdicke in der zeilengerichteten Filterung etwas vergrößert wird, kann eine erhebliche Verbesserung sowohl hinsichtlich Artefakten als auch Rauschen erzielt werden. Auf diese Weise kann der Grad der Verbesserung hinsichtlich Artefakten und der hinsichtlich Rauschen gesteuert werden. Mit anderen Worten, kann ein Tomogramm, nachdem es einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion durchlaufen hat, nämlich die Bildqualität in der xy Ebene gesteuert werden.
Ferner kann in einer weiteren Ausführungsform zur Durchführung der Erfindung unter Verwendung eines Entfaltungsfilters als der zeilengerichtete (z-gerichtete) Filterkoeffizient auch ein Tomogramm mit dünnerer Schichtdicke realisiert werden.
Bei dem Schritt S5 wird eine Rekonstruktionsfunktionsfaltung ausgeführt. Somit wird eine Fourier-Transformation durchgeführt, eine Multiplikation mit der Rekonstruktionsfunktion durchgeführt und eine inverse Fourier-Transformation durchgeführt. Bei dem Schritt S5 der Ausführung der Rekonstruktionsfunktionsfaltung, wobei die Daten nach der z-Filter-Faltungsverarbeitung durch D12, die Daten nach der Rekonstruktionsfunktions-Faltungsausführung durch D13 und die zu faltende Rekonstruktionsfunktion durch dem Kern (Kernel) (j) dargestellt ist, kann die Rekonstruktionsfunktions-Faltungsausführung durch den nachstehenden mathematischen Ausdruck (6) dargestellt werden.
Mathematischer Ausdruck 6 D13(view,j,i) = D12(view,j,i)·Kernef(j) (6)
Somit können, da der Rekonstruktionsfunktionskern (j) eine unabhängige Rekonstruktionsfunktions-Faltungsausführung jeder einzelnen der Detektorzeilen j erlaubt, Unterschiede in den Rauscheigenschaften und Auflösungseigenschaften von Zeile zu Zeile korrigiert werden.
Bei dem Schritt S6 werden die Projektionsdaten D13 (Ansicht, j, i) nachdem sie eine Rekonstruktionsfunktions-Faltungsausführung durchlaufen haben, einer dreidimensionalen Rückprojektion unterworfen, um die Rückprojektionsdaten D3 (x, y) zu berechnen. Das einer Bildrekonstruktion zu unterziehende Bild wird einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion auf einer Ebene senkrecht zu der z-Achse, nämlich der xy Ebene, unterworfen. Die nachstehende Rekonstruktionsfläche P wird als parallel zu der xy Ebene angenommen. Diese dreidimensionale Rückprojektionsverarbeitung wird anschließend unter Bezugnahmen auf 5 beschrieben.
Bei dem Schritt S7 durchlaufen die Rückprojektionsdaten D3 (x, y, z) eine eine Bildfilterfaltung und die Umwandlung von CT-Werten einschließende Nachbehandlung, um ein Tomogramm D31 (x, y) zu erhalten.
In der Bildfilterfaltung der Nachbehandlung, wobei das dreidimensional rückprojizierte Tomogramm durch D31 (x, y, z), die Daten nach dem Durchlaufen der Bildfilterfaltung, durch D32 (x, y, z) und das Bildfilter durch das Filter (z) repräsentiert werden, gilt der nachstehende mathematische Ausdruck (7).
Mathematischer Ausdruck 7 D32(x,y,z) = D31(x,y,z)·Filter(z) (7)
Somit können nun, da er die unabhängige Faltungsverarbeitung von jeder einzelnen der Detektorzeilen j erlaubt, Unterschiede in den Rauscheigenschaften und Auflösungseigenschaften von Zeile zu Zeile kompensiert werden.
Das erhaltene Tomogramm wird auf dem Monitor 6 dargestellt.
5 ist ein Flussdiagramm, das Details der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung (Schritt S6 in 4) darstellt.
In dieser Ausführungsform durchläuft das zu rekonstruierende Bild eine dreidimensionale Bildrekonstruktion auf einer Achse senkrecht zu der z-Achse, nämlich der xy Ebene. Die nachstehende Rekonstruktionsfläche P wird als parallel zu der xy Ebene angenommen.
Bei dem Schritt S61 wird eine von allen Ansichten, die zur Bildrekonstruktion eines Tomogramms erforderlich sind, (nämlich die 360°-Ansicht oder die "180° + Fächerwinkelansicht") betrachtet, und den Pixeln in der Rekonstruktionsfläche P entsprechende Projektionsdaten Dr werden extrahiert.
Gemäß Darstellung in 6(a) und (b) wird eine quadratische Fläche von 512 × 512 Pixeln parallel zu der xy Ebene, die als die Rekonstruktionsfläche P gewählt ist, mit den eine Pixelzeile L0 mit y = 0 parallel zu der X-Achse, eine Pixelzeile L63 mit y = 63, eine Pixelzeile L127 mit y = 127, eine Pixelzeile L191 mit y = 191, eine Pixelzeile L255 mit y = 255, eine Pixelzeile L319 mit y = 319, eine Pixelzeile L383 mit y = 383, eine Pixelzeile L447 mit y = 447 und eine Pixelzeile L511 mit y = 5113 aufweisenden Zeilen, wenn Projektionsdaten auf Linien T0 bis T511 gemäß Darstellung in 7, wobei diese Pixelzeilen L0 bis L511 auf die Ebene des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 in der Röntgenstrahlverlaufsrichtung projiziert werden, extrahiert werden, diese zu den Projektionsdaten Dr (Ansicht x, y) der Pixelreihen L0 bis L511. Es ist anzumerken das x und y den Pixeln (x, y) des Tomogramms entsprechen.
Da die Röntgenstrahlverlaufsrichtung durch die geometrischen Positionen des Röntgenfokus der Röntgenröhre 21, die Pixel und den mehrzeiligen Röntgendetektors 24 bestimmt ist, die z-Koordinate z (Ansicht) der Röntgendetektordaten D0 (Ansicht, j, i) an die Röntgendetektordaten als die sich lineare bewegende z-gerichtete Position Ztable (Ansicht) angefügt und daher bekannt ist, kann die Röntgenstrahlverlaufsrichtung auch aus den Röntgendetektordaten D0 (Ansicht, j, i) während der Beschleunigung oder Abbremsung in dem Datensammelungsgeometriesystem des Röntgenfokus und des Röntgendetektors berechnet werden.
Im übrigen werden, wenn einige von den Linien über die Kanalrichtung des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 hinausgehen, wie es die Linie T0 macht, die sich beispielsweise aus der Projektion der Pixelzeile L0 auf die Ebene des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 in der Röntgenstrahlverlaufsrichtung ergibt, die entsprechenden Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) auf "0" reduziert. Oder sie werden, wenn sie über die z-Richtung hinausgehen, durch Extrapolation der Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) berechnet.
Auf diese Weise können die mit den Pixeln der Rekonstruktionsfläche P übereinstimmenden Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) gemäß Darstellung in 8 extrahiert werden.
Gemäß nochmaliger Bezugnahme auf 5 werden bei dem Schritt S62 die Projektionsdaten DT (Ansicht, x, y) mit einem Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten multipliziert um Projektionsdaten D2 (Ansicht, x, y) gemäß Darstellung in 9 zu erzeugen.
Der Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizient w(i, j) hier ist wie folgt. In dem Falle einer Fächerstrahlbildrekonstruktion, in dem im Allgemeinen der Winkel, der von einer geraden Linie gebildet wird, die bei einer Ansicht = βa den Fokus der Röntgenröhre 21 und ein Pixel g(x, y) auf der Rekonstruktionsfläche P (auf der xy Ebene) mit der Mittenachse Bc des Röntgenstrahls verbindet, durch y und dessen gegenüberliegende Ansicht durch die Ansicht = βb repräsentiert wird, gilt βb = βa + 180° – 2γ.
Wenn die Winkel, die durch den durch das Pixel g(x, y) auf der Rekonstruktionsfläche P verlaufenden Röntgenstrahl und dessen gegenüberliegenden Röntgenstrahl mit der Rekonstruktionsebene P gebildet werden, durch αa und ab dargestellt werden, werden sie mit Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten ωa und ωb abhängig von diesen multipliziert und die Produkte addiert; die Rückprojektionspixeldaten D2 (0, x, y) werden auf der Basis der nachstehenden Gleichung (8) berechnet D2(0,x,y) = ωa·D2((0,x,y)_a + ωb·D2(0,x,y)_b (8)
Vorstehend sind D2 (0, x, y)_a die Projektionsdaten der Ansicht βa und D2 (0, x, y)_b die Projektionsdaten der Anlicht βb.
Im Übrigen ist die Summe der gegenüberliegenden Strahlen des Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten gleich ωa + ωb = 1.
Durch Multiplikation der Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten ωa und ωb miteinander und Addieren der Produkte können Fächerwinkelartefakte reduziert werden.
Beispielsweise können als die Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten ωa und ωb, welche durch die nachstehenden Gleichungen berechnet werden, genutzt werden. Im Übrigen ist ga der Gewichtungskoeffizient eines bestimmten Richtungsstrahls und gb der Gewichtungskoeffizient des gegenüberliegenden Röntgenstrahls.
Wenn 1/2 des Fächerstrahlwinkels durch γmax repräsentiert wird, wird die Berechnung auf der Basis der Gleichungen (9) bis (14) durchgeführt. Hier wird beispielsweise q = 1 angenommen.
Mathematischer Ausdruck 8 ga = f(γmax,aa,βa) (9) gb = f(γmax,ab,βb) (10) xa = 2·ga/(ga + gb) (11) xb = 2·gbq/(gaq + gbq)b (12) wa = xa2·(3 – 2xa) (13) wb = xb2·(3 – 2xb) (14)
Wenn als ein Beispiel von ga und gb max[] als eine Funktion angenommen wird, die beispielsweise einen größeren Wert annimmt, gelten die nachstehenden Gleichungen (15) und (16).
Mathematischer Ausdruck 9 ga = max[0,{(π/2 + γmax) – |βa|}|tan(aa)| (15) gb = max[0,{(π/2 + γmax) – |βb|}|·tan(ab)| (16)
In dem Fall einer Fächerstrahlbildrekonstruktion wird jedes Pixel auf der Rekonstruktionsfläche P mit einem Abstandskoeffizienten multipliziert. Der Abstandskoeffizient ist (rl/r0)², wobei r0 der Abstand von dem Fokus der Röntgenröhre 21 zu dem Kanal i der Detektorzeile j des mehrzeiligen Röntgendetektors 24 ist, der den Projektionsdaten Dr und r1 entspricht, während der Abstand von dem Fokus der Röntgenröhre zu einem Pixel auf der Rekonstruktionsfläche P den Projektionsdaten Dr entspricht.
Im Fall einer Parallelstrahl-Bildrekonstruktion muss jedes Pixel auf der Rekonstruktionsfläche P nur mit dem Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten w(i, j) multipliziert werden.
Bei dem Schritt S63 werden gemäß Darstellung in 10 die Projektionsdaten D2 (Ansicht, x, y) den Pixeln entsprechend auf die Rückprojektionsdaten D3 (x, y) addiert, welche im Voraus gelöscht wurden.
Bei dem Schritt S64 werden die Schritte S61 bis S63 für alle Ansichten wiederholt, die für die Bildrekonstruktion eines Tomogramms erforderlich sind (nämlich die 360° Ansicht oder die "180° Ansicht + die Fächerwinkelansicht") um die Rückprojektionsdaten D3 (x, y) gemäß Darstellung in 10 zu erhalten.
Im Übrigen kann gemäß Darstellung in den 11(a) und (b) die Rekonstruktionsfläche P eine runde Fläche mit einem Durchmesser von 512 Pixeln anstelle einer quadratischen Fläche von 512 Pixeln × 512 Pixeln sein.
In der bisher beschriebenen dreidimensionalen Basisbildrekonstruktion werden die nachstehenden Erfindungsgedanken auf eine Ansicht angewendet, um die Bildqualität weiter zu verbessern.
Zusätzlich zu der vorstehend beschriebenen Ausführungsform werden Bogenformprojektionsdaten effektiv in einer dreidimensionalen Bildrekonstruktionshardware (oder Software) ohne Freiheitsgrad verwendet, und eine Verbesserung im Hinblick auf in dem herkömmlichen dreidimensionalen Rekonstruktionsalgorithmus oder dem Feldkamp-Bildrekonstruktionsalgorithmus inhärente Inkonsistenten ausgeführt, um die Bildqualität von Tomogrammen zu steigern.
Um die vorgenannte Aufgabe zu lösen, sollte es möglich sein, virtuelle Bogenformprojektionsdaten in jeder gewünschten Position zu erzeugen und Inkonsistenten sollten durch Komprimierung der relativen Dichte von Bogenformprojektionsdaten reduziert werden.
Jedoch kann die Erzeugung der virtuellen Bogenformprojektionsdaten in jeder gewünschten Position mit einer dreidimensionalen Bildrekonstruktionshardware (oder Software) ohne Freiheitsgrad nicht realisiert werden.
Ferner kann, wie vorstehend beschrieben, eine dreidimensionale Bildrekonstruktionshardware ohne Freiheitsgrad lediglich eine dreidimensionale Bildrekonstruktion gemäß vorgegebener Ansichten, der Spiralsteigung, Breite des Röntgendetektors in der z-Richtung, Anzahl der Schichten und weiterer Informationselemente durchführen.
Ein Verfahren zum Auflösen dieser sich wechselseitig widersprechenden Punkte wird nachstehend beschrieben.
Hier wird eine Ersetzung vorgegebener Spiraldaten durch Spiraldaten mit unterschiedlicher Spiralsteigung in Betracht gezogen.
Dieses ist ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes, indem beispielsweise Information mit einer virtuellen Bogenformprojektionsdaten entsprechenden Spiralsteigung an dreidimensionale Bildrekonstruktionshardware ohne Freiheitsgrad gegeben wird.
Detaillierter gesagt, würde ein größeres dz zu einer erhöhten Dichte der Information von Bogenformprojektionsdaten führen.
Diese Eigenschaft wird dazu genutzt, um virtuelle Bogenformprojektionsdaten zu erzeugen, die einer größeren Spiralsteigung als der tatsächlichen Spiralsteigung entsprechen.
Eine größere Spiralsteigung bedeutete ein größeres dz.
Demzufolge wird es möglich, dichtere virtuelle Bogenformprojektionsdaten als die herkömmlichen realen Bogenformprojektionsdaten zu erzeugen.
Es ist ferner möglich, diese virtuellen Bogenformprojektionsdaten und virtuelle Spiralsteigungsinformation zu verwenden, um eine dreidimensionale Bildrekonstruktion mit diesen virtuellen Bogenformprojektionsdaten als Eingabe zu erhalten.
Mit anderen Worten, dieses dient zur Neuanordnung der Spiraldaten in Spiraldaten mit unterschiedlicher Spiralsteigung.
Insbesondere sind zwei Sätze von Projektionsdaten (Spiraldaten), die in den 28(a) und (b) dargestellt sind, beispielsweise in zwei gegenüberliegende Sätze von Projektionsdaten (Spiraldaten) neu anzuordnen, die sich in der Spiralsteigung gemäß Darstellung in 28(c) und (d) unterscheiden.
Varianten in der relativen Dichte virtueller Bogenformprojektionsdaten, die sich in der Spiralsteigung durch Manipulation von Spiralsteigungsinformation unterscheiden, stellen beispielsweise die 27(a) bis (c) dar.
27(a) stellt dar, wie Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 30° liegt und dazu gegenüberliegende Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 210° liegt, auf eine Rekonstruktionsebene projiziert werden, bei der die Spiralsteigung 1,0 ist. Man sieht, dass, obwohl die Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 30° liegt, mit ausreichender Dichte verteilt sind, die Bogenformprojektionsdaten in der 210° Richtung wenige Bögen auf der Rekonstruktionsebene und eine dünne Verteilung haben.
27(b) stellt dar, wie Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 30° liegt und dazu gegenüberliegende Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 210° liegt, auf eine Rekonstruktionsebene projiziert werden, bei der die Spiralsteigung 2,0 ist. Die Bogenformprojektionsdaten in der 30° Richtung sind sogar dichter auf der Rekonstruktionsebene verteilt. Man kann sehen, dass die Bogenformprojektionsdaten in der 210° Richtung etwas mehr Bögen auf der Rekonstruktionsebene haben.
27 stellt dar, wie Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 30° liegt und dazu gegenüberliegende Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 210° liegt, auf eine Rekonstruktionsebene projiziert werden, bei der die Spiralsteigung 3,0 ist. Die Bogenformprojektionsdaten in der 30° Richtung sind sogar noch dichter auf der Rekonstruktionsebene verteilt. Man kann sehen, dass die Bogenformprojektionsdaten in der 210° Richtung noch mehr Bögen auf der Rekonstruktionsebene und ausreichend dichter als in dem Falle haben, bei dem die Ansichtsrichtung 30° und die Spiralsteigung 1,0 ist.
Wie es in den 27(a) bis (c) dargestellt ist, können durch Verändern der Spiralsteigungsinformation sogar mit dreidimensionaler Bildrekonstruktionshardware (oder Software) ohne Freiheitsgrad virtuelle Bogenformprojektionsdaten in jeder gewünschten Position erzeugt werden, obwohl diese die Einschränkung eines Spiralgeometriesystems für die Röntgendatensammlung aufweist.
Durch die beliebige Erzeugung virtueller Bogenformprojektionsdaten in dieser Weise kann auch die relative Dichte virtueller Bogenformprojektionsdaten gesteuert werden.
Ferner können durch die Steuerung der relativen Dichte virtueller Bogenformprojektionsdaten in dieser Weise Inkonsistenzen in den Fächerstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion aufgrund Differenzen in der Dichte gegenüberliegender Daten gemäß Darstellung in 26 beispielsweise gemäß Darstellung in 29 reduziert werden.
Jedoch ist es, wenn virtuelle Bogenformprojektionsdaten eines geometrischen Systems für Röntgendatensammlung, die sich von der tatsächlichen Spiralsteigung unterscheiden, durch Steuerung der Spiralsteigung erzeugt werden, und wenn eine dreidimensionale Bildrekonstruktionshardware ohne Freiheitsgrad verwendet werden soll, unmöglich, das Verhältnis der relativen Dichte gegenüberliegender Daten zu verändern. Mit anderen Worten, die Genauigkeit von Bildern hängt von der Dichte der weniger dichten Bogenformprojektionsdaten ab, deren dz kleiner ist und die Bogenformprojektionsdaten mit einem größeren dz werden dichter als notwendig, was zu einem schlechteren Datenwirkungsgrad führt.
Anschließend wird ein Fall betrachtet, in welchem die Spiraldaten durch herkömmlich gescannte Projektionsdaten ersetzt werden.
Beabsichtigt ist die Elimination eines Unterschiedes in der relativen Dichte virtueller Bogenformprojektionsdaten aufgrund von dz in Hinblick auf eine weitere Verbesse rung bezüglich des vorstehend genannten Problems. Natürlich sollte, da die dreidimensionale Bildrekonstruktionshardware keinen Freiheitsgrad besitzt, dieses Hindernis beseitigt werden, wobei dessen Realisation durch die Nutzung einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion durch konventionelles Scannen (Axialscannen) oder Kine-Scannen erreicht werden kann.
Bei herkömmlichem Scannen (Axialscannen) oder Kine-Scannen ist im Gegensatz zum Spiralscannen dz in allen Ansichten konstant.
Umgekehrt wird dz als eine Parametereingabe empfangen und dieses dz wird auf alle Ansichtsdaten angewendet. Es ist auf der xy Ebene gemäß Darstellung in 30(a) und (b) veranschaulicht. Es wird auf der XZ Ebene gemäß Darstellung in 31(a) bis (d) ausgedrückt.
30(a) stellt dar, wie Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 30° liegt, und 30(b) stellt dar, wie Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 210° liegt, und die gegenüberliegende Daten bilden, auf die Rekonstruktionsebene projiziert werden. Man sieht, dass durch Steuern von dz die Verteilungsdichte der Bogenformprojektionsdaten in der 30° Richtung auf der Rekonstruktionsebene und der Verteilungsdichte der Bogenformprojektionsdaten in der 210° Richtung der Rekonstruktionsebene angeglichen werden.
31(a) stellt dar, wie Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 30° liegt, aussehen, und 31(b) stellt dar, wie Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 210° liegt, und die gegenüberliegende Daten bilden, von xy Ebene gesehen aussehen. Man sieht, dass durch Vergrößern von dz die Anzahl projizierter Röntgenstrahlen, die Rekonstruktionsebene kreuzen, in dem Aussehen von Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 30° liegt, in 31(c), und in den von Bogenformprojektionsdaten, deren Ansichtsrichtung bei 210° liegt, die gegenüberliegenden Daten bilden, in 31(d), aus der yz Ebene gesehen, erhöht ist.
Man sieht, dass durch Steuerung von dz in dieser Weise die Verteilungsdichte von Bogenformprojektionsdaten auf der Rekonstruktionsebene gesteuert werden kann.
Somit kann selbst für Sätze von Ansichtsdaten, die sich in dz unterscheiden, indem virtuell dz durch herkömmliche Daten ersetzt wird, eine Steuerung ausgeführt werden, um die relative Dichte der virtuellen Bogenformprojektionsdaten zu.
Um die relative Dichte virtueller Bogenformprojektionsdaten zu anzugleichen und gleichzeitig die Gesamtdichte zu erhöhen, wird der Wert von dz des virtuellen herkömmlichen Scanvorgangs erhöht.
Umgekehrt wird, um die Datenmenge zu reduzieren und die Eingabe/Ausgabe-Belastungen zu reduzieren, indem die Dichte gering gehalten wird, der Wert von dz des virtuellen herkömmlichen Scanvorgangs verringert.
Wenn die relativen Dichten von Sätzen wechselseitig gegenüberliegender Daten auf diese Weise angeglichen werden werden, können die vorstehend erwähnten Inkonsistenzen in der Gewichtung effektiv reduziert werden.
Durch die vorstehend beschriebenen zwei Verfahren können virtuelle Bogenformprojektionsdaten in jeder gewünschten Position erzeugt werden und der Grad ihrer relativen Dichte gesteuert werden.
Ferner kann das Verhältnis der relativen Dichten von Sätzen wechselseitig gegenüberliegender Daten angeglichen werden.
Ferner können die einem herkömmlichen dreidimensionalen Rekonstruktionsalgorithmus oder den Feldkamp-Bildrekonstruktionsalgorithmus und Bogenformprojektionsdaten inhärenten Inkonsistenten in der Gewichtung reduziert werden, was die qualitative Verbesserung von Tomogrammen ermöglicht.
Ferner kann, obwohl die Zeichnungen der vorliegenden Erfindung unter einem Hauptgesichtspunkt einer Fächerstrahlbildrekonstruktion erstellt wurden, die Erfindung auch auf eine Lateralstrahlbildrekonstruktion angewendet werden.
Im Übrigen ist die Erfindung nicht auf diese Implementationsausführungsarten beschränkt, sondern kann nach Wunsch entsprechend modifiziert werden.
Die beschriebenen Konfigurationen und Abläufe sind nicht auf diese Implementationsausführungsarten beschränkt.
Die bisher beschriebene Röntgen-CT-Vorrichtung 100 kann die Schichtdicke eines Tomogramms zwischen dessen mittigen Teil und peripheren Teil wie es beispielsweise in
14 dargestellt ist im Wesentlichen gleichförmig machen.
Ferner kann, wie es beispielsweise in 13(b) dargestellt ist, durch Steuern der Filterkoeffizienten der zeilengerichteten Filterung für Kanäle in den mittigen Teil und Kanäle in den peripheren Teilen des mehrzeiligen Detektors 24 die Schichtdicke auch zwischen dem mittigen Teil und den peripheren Teilen gesteuert werden.
Ferner kann auch die Verbesserung im Hinblick auf Artefakte und die Verbesserung im Hinblick auf Rauschen gesteuert werden. Mit anderen Worten, die Bildqualität von Tomogrammen, die einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion unterzogen wurden, kann gesteuert werden.
Im Übrigen kann das Verfahren einer Bildrekonstruktion auch ein dreidimensionales Bildrekonstruktionsverfahren mittels der Feldkamp-Rekonstruktionstechnik sein.
Ferner können die in JP-A Nr. 2004-73360, JP-A Nr. 2003-33418, JP-A Nr. 2003-159244, JP-A Nr. 2004-41674 und so weiter offenbarten dreidimensionalen Bildrekonstruktionsverfahren oder weitere bekannte dreidimensionale Bildrekonstruktionsverfahren ebenfalls eingesetzt werden. Der Punkt besteht in der Ausführung der Bildrekonstruktion durch Anwendung des erfindungsgemäßen zeilengerichteten Filters.
Die Schichtdicke von Tomogrammen einer Röntgen-CT-Vorrichtung ist in einer xy Ebene so konstant wie praktisch möglich zu halten. In projizierten Daten wird vor einer dreidimensionalen Rückprojektion, nach dem Falten eines zeilengerichteten Filters eines Röntgendetektors 24, dessen Filterkoeffizient Kanal für Kanal angepasst ist, eine dreidimensionale Rückprojektion ausgeführt, um eine Bildrekonstruktion zu erzielen und dadurch die Schichtdicke von Tomogrammen abhängig von dem Abstand von dem Mittelpunkt der xy Ebene zu steuern. Die Schichtdicke wird so gesteuert, um sie unabhängig von dem Abstand von diesem Mittelpunkt so konstant wie praktisch möglich zu halten, um die Bildqualität von Tomogrammen zu regeln. Ferner wird die relative Dichte von Abständen auf der Rekonstruktionsebene von Röntgendetektordaten oder auf die Rekonstruktionsebene projizierten Projektionsdaten gesteuert, indem virtuelle Projektionsdaten erzeugt werden, um dadurch die Bildqualität von Tomogrammen zu verbessern.
Weitere denkbare Ausführungsarten zur Implementation beinhalten eine Anpassung von Schwankungen in der Bildqualität durch Falten mit einer zeilengerichteten Filterung, die sich im Filterkoeffizienten beispielsweise von Zeile zu Zeile unterscheidet, um dadurch eine Gleichmäßigkeit in der Schichtdicke und Bildqualität im Hinblick auf Artefakte und Rauschen von Zeile zu Zeile zu erzielen; verschiedene z-Richtungs-Filterkoeffizienten sind diesbezüglich denkbar und würden zu diese Ausführungsformen ähnliche Effekte liefern. Diese Ausführungsformen wurden im Hinblick auf Röntgen-CT-Vorrichtungen für den medizinischen Einsatz beschrieben, können aber auch bei Röntgen-CT-Vorrichtungen für industriellen Einsatz oder für Röntgen-CT-PET-Vorrichtungen oder für Röntgen-CT-SPECT-Vorrichtungen in Kombination mit anderen Vorrichtungen verwendet werden.

Claims

Bildrekonstruktionsverfahren zum Rekonstruieren eines Tomogramms auf der Basis von einem mehrzeiligen Röntgendetektor (24) gesammelter Projektionsdaten zum Detektieren von der Röntgenerzeugungseinrichtung (21) ausgestrahlter Röntgenstrahlen, wobei das Bildrekonstruktionsverfahren die Schritte aufweist: einen ersten Schritt einer Faltung eines zeilengerichteten Filters auf die Projektionsdaten (S1); einen zweiten Schritt einer Faltung einer Rekonstruktionsfunktion auf die durch den ersten Schritt erhaltenen Daten (S5); und einen dritten Schritt einer Rekonstruktion durch Ausführen eines dreidimensionalen Rückprojektionsprozesses auf der Basis durch den zweiten Schritt erhaltener Daten (S6).
Röntgen-CT-Vorrichtung (100), aufweisend: eine Röntgenerzeugungseinrichtung (21); einen mehrzeiligen Röntgendetektor (24), welcher von der Röntgenerzeugungseinrichtung (21) ausgestrahlte Röntgenstrahlen detektiert; eine Datensammeleinrichtung (25), welche Projektionsdaten durch Drehen der Röntgenerzeugungseinrichtung (21) und des mehrzeiligen Röntgendetektors (24) um einen Dreh punkt zwischen der Röntgenerzeugungseinrichtung (21) und dem mehrzeiligen Röntgendetektor (24) sammelt; eine zeilengerichtete Filterungseinrichtung zum Falten eines zeilengerichteten Filters auf die von der Datensammeleinrichtung (21) gesammelten Projektionsdaten; eine Rekonstruktionsfaltungseinrichtung zum Falten einer Rekonstruktionsfunktion auf die durch die zeilengerichtete Filterungseinrichtung erhaltenden Projektionsdaten; und eine Rückprojektionseinrichtung zum Rekonstruieren einer tomografischen Ansicht durch eine dreidimensionale Rückprojektion der durch Verarbeitung der Rekonstruktionsfaltungseinrichtung erhaltenen Projektionsdaten.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100), aufweisend: eine Röntgenerzeugungseinrichtung (21); einen mehrzeiligen Röntgendetektor (24), welcher von der Röntgenerzeugungseinrichtung (21) ausgestrahlte Röntgenstrahlen detektiert; eine Datensammeleinrichtung (25), welche Projektionsdaten durch Drehen der Röntgenerzeugungseinrichtung (21) und des mehrzeiligen Röntgendetektors (24) um einen Drehpunkt zwischen der Röntgenerzeugungseinrichtung (21) und dem mehrzeiligen Röntgendetektor (24) sammelt; eine Rekonstruktionsfaltungseinrichtung zum Falten einer Rekonstruktionsfunktion auf die durch Sammeleinrichtung erhaltenden Projektionsdaten; eine zeilengerichtete Filterungseinrichtung zum Falten eines zeilengerichteten Filters in der Zeilenrichtung auf der Basis durch die Rekonstruktionsfaltungseinrichtung erhaltener projizierter Daten; und eine Rückprojektionseinrichtung zum Rekonstruieren einer tomografischen Ansicht durch eine dreidimensionale Rückprojektion der durch Verarbeitung der Rekonstruktionsfaltungseinrichtung erhaltenen Projektionsdaten.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 2, wobei: sich ein Filterkoeffizient des zeilengerichteten Filters von einem Kanal zum anderen des mehrzeiligen Röntgendetektors (24) unterscheidet.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 2, wobei: sich ein Filterkoeffizient des zeilengerichteten Filters von einer Zeile zur anderen des mehrzeiligen Röntgendetektors (24) unterscheidet.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 2, wobei: ein Filterkoeffizient des zeilengerichteten Filters ein Entfaltungsfilter ist.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 2, wobei: die Rückprojektionseinrichtung eine gewichtete Addition in der Zeilenrichtung durch eine beliebige von der linear gewichteten Addition, Mehrpunkt-gewichteten Addition und gewichteten Addition mit einem nicht-linearen Gewichtungskoeffizienten durchführt.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 2, wobei: die dreidimensionale Rückprojektionseinrichtung Rückprojektionsdaten einer Röntgendetektorzeile virtualisiert auf die Projektionsdaten durch den Röntgendetektor, erzeugt durch gewichtete Addition oder zeilengerichtete Filterung enthält.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 2, wobei: die Projektionsdaten des Röntgendetektors und die durch die gewichtete Addition oder zeilengerichtete Filterung des virtualisierten Röntgendetektors erzeugten virtuellen Projektionsdaten kombiniert und auf einer Rekonstruktionsebene in dem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess zur Übereinstimmung gebracht werden, und der Prozess so ausgeführt wird, dass im Wesentlichen das Intervall auf der Rekonstruktionsebene mit den Daten in einer vorgegebenen Richtung und das Intervall auf der Rekonstruktionsebene mit einer in 180° entgegensetzten Richtung angeglichen werden.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 9, wobei: die Gesamtanzahl der projizierten Daten, die die Anzahl der Projektionsdaten der Röntgendetektorzeilen und die Anzahl der Projektionsdaten der virtualisierten Röntgendetektorzeilen kombinieren, in jeder Projektionsrichtung und in 180° zu der Projektionsrichtung oder der im Wesentlichen in 180° gegenüberliegenden Richtung optimiert ist.