DE102006053678A1 - Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren und Röntgen-CT-Vorrichtung - Google Patents

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Abstract

Die vorliegende Erfindung sorgt für eine Anpassung des CT-Wertes, der den Pixelwert eines Tomographiebildes in dem herkömmlichen Scann (Axialscann) oder einem Filmscann oder einem Spiralscann darstellt, mittels einer Röntgen-CT-Vorrichtung (100), die einen mehrspaltigen Röntgendetektor oder einen zweidimensionalen Röntgendetektor mit einer Matrixanordnung, wie er durch ein Flat-Panel-Röntgendetektor gebildet ist, aufweist. Die Verstärkung (Gain) und der systematische Messfehler (Bias) der Projektionsdaten jeder Zeile werden vor der dreidimensionalen Rückprojektion und vor der Rekonstruktionsfunktionsfaltung angepasst. Alternativ werden die Verstärkung (Gain) und der systematische Messfehler (Bias) nach der Bestimmung des Verstärkungswertes und des systematischen Messfehlerwertes abgeglichen, um den CT-Wert anzupassen, indem der Beitragssatz jeder Zeile zu dem Tomographiebild nach dem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess berücksichtigt wird. Alternativ werden die Verstärkung (Gain) und der systematische Messfehler (Bias) nach der Bestimmung des Verstärkungswertes und des systematischen Messfehlerwertes abgeglichen, um den CT-Wert anzupassen, indem der Beitragssatz jeder Zeile zu dem Tomographiebild nach dem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess basierend auf der Position jeder Zeile in der z-Richtung im Falle eines Axialscanns berücksichtigt wird.

Description

  • HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG
  • Die vorliegende Erfindung betrifft eine Röntgen-CT(Computertomographie)-Vorrichtung, die einen mehrspaltigen Röntgendetektor oder einen zweidimensionalen Röntgendetektor mit einer Matrixanordnung aufweist, der durch einen sog. Flat-Panel-Röntgendetektor (Röntgen-Flachdetektor) gebildet ist, und ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren sowie eine CT-Wertkonvertierung von Pixeln in einem durch einen herkömmlichen (axialen) Scann oder einen kinomatographischen Scann oder einen Spiralscann erzeugten Tomographiebild.
  • In einem herkömmlichen Verfahren rekonstruiert eine Röntgen-CT-Vorrichtung der Bauart mit einem mehrspaltigen Röntgendetektor oder eine Röntgen-CT-Vorrichtung der Bauart mit einem zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektor mit einer Matrixanordnung, wie er durch einen Flachdetektor gebildet ist, ein Tomographiebild oder Schichtbild Gj(x, y) der Zeile j aus den Projektionsdaten der Zeile j des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors und verwendet die CT-Wert-Konvertierungsparameter des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors der Zeile j, um nach einem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess in der dreidimensionalen Bildrekonstruktion eine CT-Wertkonvertierung durchzuführen, wie dies beispielsweise in 15 veranschaulicht ist (vgl. JP-A-2004-07 33 60). Da jedoch in dem Prozess der dreidimensionalen Rückprojektion bei der dreidimensionalen Bildrekonstruktion für die Bildrekonstruktion eines einzel nen Tomographiebildes die von mehreren Zeilen des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors abgeleiteten Projektionsdaten verwendet werden, kann der Unterschied zwischen den Eigenschaften einzelner Zeilen des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors ein Problem aufwerfen, wenn lediglich CT-Wert-Konvertierungsparameter einer einzelnen Zeile verwendet werden.
  • In einer Röntgen-CT-Vorrichtung mit einem mehrspaltigen Röntgendetektor oder einer Röntgen-CT-Vorrichtung, die zweidimensionale Röntgen-Flächendetektoren mit einer Matrixeinrichtung aufweist, die durch ein flaches Feld (Flat Panel) gekennzeichnet sind, wird das Problem der Bestrahlung mit ungenutzten Röntgenstrahlen bei einer Vergrößerung des Konuswinkels des Röntgenkonusstrahls immer größer.
    •
  • KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
  • Es ist deshalb eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, in einem herkömmlichen Scann bzw. (Axialscann) oder einem kinematographischen Scann bzw. Filmscann (Cinescan) oder einem Spiralscann mittels einer Röntgen-CT-Vorrichtung, die einen mehrspaltigen Röntgendetektor oder einen durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor gebildeten zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektor der Matrixanordnung aufweist, ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren oder eine Röntgen-CT-Vorrichtung zu schaffen, das bzw. die selbst in einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion eine geeignete CT-Wertkonvertierung durchführt, um eine Einheitlichkeit bzw. Gleichmäßigkeit des Tomographiebildes in der z-Achse zu erreichen.
  • Gemäß der vorliegenden Erfindung wird die Streuung der Projektionsdaten jeder Zeile in dem Datenbereich, die aus der Differenz der Güte der empfangenen Röntgenstrahlen hergeleitet wird, normiert, um den Verstärkungsfaktor der Projektionsdaten derart einzustellen und anzupassen, dass jedes Pixel in einem Tomographiebild einem CT-Wert entspricht, um eine richtige CT-Wertkonvertierung zu ermöglichen. Alternativ stellt die vorliegende Erfindung, indem sie den Beitragssatz der CT-Wert-Einstellparameter, der in jeder Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors anders ist, zu einer Position in einem Tomographiebild oder zu der Position jedes Pixels in einem Tomographiebild mit berücksichtigt, ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren und eine Röntgen-CT-Vorrichtung zur Verfügung, bei denen die CT-Wert-Einstellparameter jedes Tomographiebildes oder jedes Pixels jedes Tomographiebildes bestimmt werden können.
  • In einer ersten Ausführungsform ist gemäß der vorliegenden Erfindung eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die aufweist: eine Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten durch Drehung eines Röntgenstrahlgenerators und eines zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors der Bauart mit einem mehrspaltigen Röntgendetektor oder mit einer Matrixanordnung, wie er durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor gebildet ist, zur Detektion von Röntgenstrahlen an einer gegenüberliegenden Stelle um einen dazwischen befindlichen Drehmittelpunkt und durch Sendung von Röntgenstrahlen durch ein dazwischen angeordnetes Objekt; eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Rekonstruktion eines Bildes aus den Projektionsdaten, die durch die Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung akquiriert worden sind; eine Bildanzeigeeinrichtung zur Anzeige eines auf diese weise rekonstruierten Tomographiebildes; und eine Bildgebungsbedingungs-Einstelleinrichtung zur Festlegung verschiedener Bildgebungsbedingungen bei der Erzeugung eines Tomographiebildes, wobei die Röntgen-CT-Vorrichtung eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Durchführung einer Datenkonvertierung der Projektionsdaten vor einem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess aufweist, um CT-Werte eines Tomographiebildes zu konvertieren.
  • Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorstehend beschriebenen ersten Ausführungsform kann der Bereich der Projektionsdaten jeder Zeile nach der Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion normiert werden, um vor dem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess derart eingerichtet zu werden, dass jedes Pixel in einem rekonstruierten Tomographiebild in einen richtigen CT-Wert konvertiert bzw. umgerechnet werden kann.
  • Gemäß einer zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die aufweist: eine Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten durch Drehung eines Röntgengenerators und eines zweidimensionalen Röntgenflächendetektors der Bauart mit einem mehrspaltigen Röntgendetektor oder mit einer durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor gebildeten Matrixanordnung zur Detektion von Röntgenstrahlen an einer gegenüberliegenden Stelle um einen dazwischen liegenden Drehmittelpunkt und durch Sendung von Röntgenstrahlen durch ein dazwischen angeordnetes Objekt hindurch; eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Rekonstruktion eines Bildes aus den durch die Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung akquirierten Projektionsdaten; eine Bildanzeigeeinrichtung zur Anzeige eines somit rekonstruierten Tomographiebildes; und eine Bildgebungsbedingungen-Ein stelleinrichtung zur Festlegung verschiedener Bildgebungsbedingungen bei der Erzeugung eines Tomographiebildes, wobei die Röntgen-CT-Vorrichtung eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Durchführung einer Datenkonvertierung der Projektionsdaten vor der Faltung der Rekonstruktionsfunktion aufweist, um die CT-Wertkonvertierung eines Tomographiebildes durchzuführen.
  • Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorstehend beschriebenen zweiten Ausführungsform wird der Bereich der Projektionsdaten jeder Zeile nach der Vorverarbeitung vor der Faltung der Rekonstruktionsfunktion oder nach der Strahlhärtungskorrektur normiert, um durch eine CT-Wertkonvertierung derart eingerichtet zu sein, dass jedes Pixel eines rekonstruierten Tomographiebildes richtig in einen CT-Wert konvertiert wird.
  • Gemäß einer dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der Röntgen-CT-Vorrichtung nach der ersten oder zweiten Ausführungsform geschaffen, wobei die Röntgen-CT-Vorrichtung eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Bildrekonstruktion mittels eines CT-Wert-Konvertierungsparameters für jede Zeile eines zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors für die Datenkonvertierung von Projektionsdaten aufweist.
  • Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorstehend beschriebenen dritten Ausführungsform kann, nachdem die Abweichung des Datenbereichs der Projektionsdaten aufgrund der Streuung oder Änderung der Empfindlichkeit in jede Zeile durch einen CT-Wert-Konvertierungsparameter für jede Zeile eines mehrspaltigen Röntgendetektors gemäß der ersten oder zweiten Ausführungsform abgeglichen wird, jedes Pixel in einem auf diese Weise rekonstruierten Tomographiebild in einen richtigen CT-Wert konvertiert bzw. umgerechnet werden.
  • Gemäß einer vierten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der Röntgen-CT-Vorrichtung nach der dritten Ausführungsform geschaffen, wobei die Röntgen-CT-Vorrichtung eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Bestimmung der CT-Wert-Konvertierungsparameter für jede Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors unter Berücksichtigung des Beitragssatzes zu jedem Pixel in einem Tomographiebild aufweist.
  • Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorstehend beschriebenen vierten Ausführungsform kann, nachdem die Parameter für die CT-Wertkonvertierung jeder Zeile in einem mehrspaltigen Röntgendetektor ermittelt werden, indem der Beitragssatz jedes Pixels eines Tomographiebildes oder jeder Zeile in dem mehrspaltigen Röntgendetektor ermittelt werden, damit der CT-Wert des rekonstruierten Tomographiebildes gemäß der dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung richtig angepasst wird, jedes Pixel in einem rekonstruierten Tomographiebild in einen richtigen CT-Wert konvertiert werden.
  • Gemäß einer fünften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die aufweist: eine Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten durch Drehung eines Röntgenstrahlgenerators und eines zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors der Bauart mit einem mehrspaltigen Röntgendetektor oder mit einer durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor gekennzeichneten Matrixanordnung zur Detek tion von Röntgenstrahlen an einer gegenüberliegenden Stelle um einen dazwischen befindlichen Drehmittelpunkt und durch Sendung von Röntgenstrahlen durch ein dazwischen angeordnetes Objekt; eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Rekonstruktion eines Bildes aus den durch die Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung akquirierten Projektionsdaten; eine Bildanzeigeeinrichtung zur Anzeige eines auf diese Weise rekonstruierten Tomographiebildes; und eine Bildgebungsbedingungen-Einstelleinrichtung zur Einstellung verschiedener Bildgebungsbedingungen bei der Erzeugung eines Tomographiebildes, wobei die Röntgen-CT-Vorrichtung eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Durchführung einer CT-Wertkonvertierung der Tomographiebilder unter Berücksichtigung der dreidimensionalen Position jedes Pixels eines Tomographiebildes und der Position des Datenakquisitionsgeometriesystems in dem Röntgenkonusstrahl nach einer dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung aufweist.
  • Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorstehend beschriebenen fünften Ausführungsform kann, nachdem die dreidimensionale Position eines Tomographiebildes in dem Röntgenkonusstrahl und die Position des geometrischen Datenakquisitionssystems nach dem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess berücksichtigt werden, so dass der Beitragssatz jeder Zeile eines mehrspaltigen Röntgendetektors zu jedem Pixel eines Tomographiebildes bestimmt wird, eine CT-Wertkonvertierung jedes Pixels eines Tomographiebildes durchgeführt werden, indem die Streuung oder Schwankung jeder Zeile eines mehrspaltigen Röntgendetektors mit berücksichtigt wird.
  • Gemäß einer sechsten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die aufweist: eine Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten, indem ein Röntgenstrahlgenerator und ein zweidimensionaler Röntgen-Flächendetektor der Bauart mit einem mehrspaltigen Röntgendetektor oder mit einer Matrixanordnung, wie sie durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor gebildet ist, zur Detektion von Röntgenstrahlen an einer gegenüberliegenden Stelle um einen dazwischen befindlichen Drehmittelpunkt gedreht werden und Röntgenstrahlen durch ein dazwischen angeordnetes Objekt gesandt werden; eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Rekonstruktion eines Bildes aus den durch die Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung akquirierten Projektionsdaten; und eine Bildgebungsbedingungen-Einstelleinrichtung zur Festlegung verschiedener Bildgebungsbedingungen bei einer Erzeugung eines Tomographiebildes, wobei die Röntgen-CT-Vorrichtung eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Durchführung einer CT-Wert-Konvertierung von Tomographiebildern unter Berücksichtigung des Beitragssatzes jeder Zeile eines zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors zu jedem Pixel eines Tomographiebildes nach der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung aufweist.
  • Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorstehend beschriebenen sechsten Ausführungsform kann, nachdem die Größe des Beitrags jeder Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors zu jedem Pixel eines Tomographiebildes nach dem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess zuvor bereits berücksichtigt worden ist, eine CT-Wert-Konvertierungstabelle mit den CT-Wert-Konvertierungsparametern von jeder Zeile eines mehrspaltigen Röntgendetektors zu jedem Pixel eines Tomographiebildes bestimmt werden.
  • Gemäß einer siebten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einer der vorstehend beschriebenen fünften oder sechsten Ausführungsform geschaffen, wobei die Röntgen-CT-Vorrichtung eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Bestimmung des Beitragssatzes von jeder Zeile zu jedem Pixel eines Tomographiebildes auf der Basis der Position des Röntgenstrahlfokuspunktes, der Position jeder Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors, der Position jedes Pixels des Tomographiebildes in einer x-y-Ebene und der z-Achsen-Koordinatenposition auf dem Tomographiebild und zur Bestimmung der CT-Wert-Konvertierungsparameter jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors auf der Basis des auf diese Weise bestimmten Beitragssatzes aufweist, wobei die Drehebene des Datenakquisitionssystems als die x-y-Ebene definiert ist, während die Bewegungsrichtung des Bildgebungstisches, die senkrecht hierzu ausgerichtet ist, als die z-Richtung definiert ist.
  • Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorstehend beschriebenen siebten Ausführungsform kann, nachdem der Beitragssatz von den x,y-Koordinaten jedes Pixels eines Tomographiebildes oder der z-Achsen-Koordinatenposition des Tomographiebildes zu jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors ermittelt wird, gemäß der vorstehend beschriebenen fünften oder sechsten Ausführungsform die CT-Wert-Konvertierungstabelle nach der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung aus den CT-Wert-Konvertierungsparametern jeder Detektorzeile bestimmt werden.
  • In einer achten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der siebten Ausführungsform geschaffen, wobei die Röntgen-CT-Vorrich tung eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Bestimmung der CT-Wert-Konvertierungsparameter aus der z-Achsen-Koordinatenposition auf ein Tomographiebild aufweist, wobei die Drehebene des Datenakquisitionssystems als die x-y-Ebene definiert ist, während die Bewegungsrichtung des Bildgebungstisches, die senkrecht hierzu verläuft, als die z-Richtunq definiert ist.
  • Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorstehend beschriebenen achten Ausführungsform kann, nachdem der Beitragssatz zu jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors von den x,y-Koordinaten jeder Zeile eines Tomographiebildes oder der z-Koordinatenposition des Tomographiebildes gemäß der vorstehend beschriebenen siebten Ausführungsform bestimmt wird, die CT-Wert-Konvertierungstabelle nach der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung aus den CT-Wert-Konvertierungsparametern jeder Detektorzeile ermittelt werden.
  • Gemäß einer neunten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung nach einer der vorstehend beschriebenen fünften bis achten Ausführungsform geschaffen, wobei die Röntgen-CT-Vorrichtung eine Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, die dazu dient, insbesondere bei einem Spiralscann die CT-Wert-Konvertierungsparameter entsprechend dem als Pitchfaktor des Spiralscanns bezeichneten Tischvorschub pro Umdrehung und der z-Achsen-Koordinatenposition des Tomographiebildes zu bestimmen.
  • Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorstehend beschriebenen neunten Ausführungsform können die CT-Wert-Konvertierungsparameter bei der vorstehend beschriebenen fünften bis achten Ausführungsform entsprechend der z-Ach sen-Koordinatenposition bestimmt werden, wenn die Berechnung auf der Basis der CT-Wert-Konvertierungsparameter jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors aus dem Spiralpitchfaktor und der z-Achsen-Koordinatenposition des Tomographiebildes vorgenommen wird.
  • Gemäß einer zehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung nach irgendeiner der vorstehend beschriebenen ersten bis neunten Ausführungsform geschaffen, wobei die Röntgen-CT-Vorrichtung eine Bildrekonstruktionseinrichtung aufweist, die in der Lage ist, die z-Achsen-Koordinatenposition in der z-Achsenrichtung des Tomographiebildes fortdauernd festzulegen.
  • Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorstehend beschriebenen zehnten Ausführungsform entsprechend der vorstehend beschriebenen ersten bis neunten Ausführungsform ist die z-Achsen-Koordinatenposition des Tomographiebildes definiert, so dass die CT-Wert-Konvertierungsparameter in der z-Achsen-Koordinatenposition des Tomographiebildes fortlaufend bestimmt werden können.
  • Gemäß einer elften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren geschaffen, das die Schritte aufweist: einen Röntgen-Datenakquisitionsschritt zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten durch Drehung eines Röntgenstrahlgenerators und eines zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors der Bauart mit einem mehrspaltigen Röntgendetektor oder mit einer durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor gebildeten Matrixanordnung zur Detektion von Röntgenstrahlen an einer gegenüberliegenden Stelle um einen dazwischen befindlichen Drehmittelpunkt herum und durch Sendung von Röntgenstrahlen durch ein da zwischen angeordnetes Objekt; einen Bildrekonstruktionsschritt zur Rekonstruktion eines Bildes aus den durch den Röntgen-Datenakquisitionsschritt akquirierten Projektionsdaten; einen Bildanzeigeschritt zur Anzeige eines auf diese Weise rekonstruierten Tomographiebildes; und einen Bildgebungsbedingungen-Einstellschritt zur Festlegung verschiedener Bildgebungsbedingungen bei einer Erzeugung eines Tomographiebildes, wobei das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren den Schritt der Durchführung einer Datenkonvertierung von Projektionsdaten vor der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung und der Durchführung einer CT-Wertkonvertierung eines Tomographiebildes aufweist.
  • Bei dem Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß der vorstehend beschriebenen elften Ausführungsform kann, nachdem der Projektionsdatenbereich jeder Zeile nach der Faltung der Rekonstruktionsfunktion vor der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung normiert wird, jedes auf diese Weise rekonstruierte Pixel in einen richtigen CT-Wert konvertiert werden.
  • Gemäß einer zwölften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren geschaffen, das die Schritte aufweist: einen Röntgen-Datenakquisitionsschritt zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten durch Drehung eines Röntgengenerators und eines zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors der Bauart mit einem mehrspaltigen Röntgendetektor oder mit einer durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor gebildeten Matrixanordnung zur Detektion von Röntgenstrahlen an einer gegenüberliegenden Stelle um einen dazwischen befindlichen Drehmittelpunkt und durch Sendung von Röntgenstrahlen durch ein dazwischen angeordnetes Objekt; einen Bildrekonstruktionsschritt zur Re konstruktion eines Bildes aus den Projektionsdaten, die durch den Röntgen-Datenakquisitionsschritt akquiriert werden; einen Bildanzeigeschritt zur Anzeige eines auf diese Weise rekonstruierten Tomographiebildes; und einen Bildgebungsbedingungen-Einstellschritt zur Festlegung verschiedener Bildgebungsbedingungen bei einer Erzeugung eines Tomographiebildes, wobei das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren einen Bildrekonstruktionsschritt zur Durchführung der Datenkonvertierung der Projektionsdaten vor der Faltung der Rekonstruktionsfunktion und der Durchführung der CT-Wertkonvertierung des Tomographiebildes aufweist.
  • Bei dem Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß der vorstehend beschriebenen zwölften Ausführungsform kann, nachdem der Bereich der Projektionsdaten jeder Zeile vor der Vorverarbeitung oder nach der Strahlhärtungskorrektur vor der Faltung der Rekonstruktionsfunktion normiert wird, erreicht werden, dass jedes Pixel des auf diese Weise rekonstruierten Tomographiebildes in einen richtigen CT-Wert konvertiert wird.
  • Gemäß einer dreizehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß dem Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren nach der vorstehend beschriebenen elften oder zwölften Ausführungsform geschaffen, wobei das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren den Schritt der Bildrekonstruktion zur Durchführung der Bildrekonstruktion unter Verwendung der CT-Wert-Konvertierungsparameter für jede Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors für die Datenkonvertierung der Projektionsdaten aufweist.
  • Bei dem Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß der vorstehend beschriebenen dreizehnten Ausführungsform gemäß der vorstehend beschriebenen elften oder zwölften Ausführungsform kann, nachdem die Abweichung des Datenbereichs der Projektionsdaten aufgrund der Streuung oder Schwankung der Empfindlichkeit jeder Zeile mit den CT-Wert-Konvertierungsparametern für jede Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors gemäß der vorstehend beschriebenen elften oder zwölften Ausführungsform abgeglichen oder angepasst wird, jedes Pixel des auf diese Weise rekonstruierten Tomographiebildes in einen richtigen CT-Wert konvertiert werden.
  • Gemäß einer vierzehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren entsprechend der dreizehnten Ausführungsform geschaffen, wobei das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren den Schritt der Bildrekonstruktion zur Bestimmung der CT-Wert-Konvertierungsparameter für jede Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors unter Berücksichtigung des Beitragssatzes zu jedem Pixel des Tomographiebildes aufweist.
  • Bei dem Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß der vorstehend beschriebenen vierzehnten Ausführungsform entsprechend der vorstehend beschriebenen dreizehnten Ausführungsform kann, nachdem der CT-Wert-Konvertierungsparameter jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors ermittelt wird, indem der Beitragssatz jedes Pixels des Tomographiebildes und jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors bestimmt wird, um den CT-Wert des auf diese Weise rekonstruierten Tomographiebildes richtig anzupassen, jedes Pixel des auf diese Weise rekonstruierten Tomographiebildes in einen richtigen CT-Wert konvertiert werden.
  • Gemäß einer fünfzehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren geschaffen, das die Schritte aufweist: einen Röntgen-Datenakquisitionsschritt zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten durch Drehung eines Röntgenstrahlgenerators und eines zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors der Bauart mit einem mehrspaltigen Röntgendetektor oder mit einer durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor gebildeten Matrixanordnung zur Detektion von Röntgenstrahlen an einer gegenüberliegenden Stelle um einen dazwischen befindlichen Drehmittelpunkt und durch Sendung von Röntgenstrahlen durch ein dazwischen angeordnetes Objekt hindurch; einen Bildrekonstruktionsschritt zur Rekonstruktion eines Bildes aus den durch den Röntgen-Datenakquisitionsschritt akquirierten Projektionsdaten; einen Bildanzeigeschritt zur Anzeige eines auf diese Weise rekonstruierten Tomographiebildes; und einen Bildgebungsbedingungen-Einstellschritt zur Feststellung verschiedener Bildgebungsbedingungen bei einer Erzeugung eines Tomographiebildes, wobei das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren den Schritt der Bildrekonstruktion zur Durchführung der CT-Wertkonvertierung unter Berücksichtigung der dreidimensionalen Position jedes Pixels des Tomographiebildes in dem Röntgenkonusstrahl und der Position des geometrischen Datenakquisitionssystems nach der dreidimensionalen Rückkprojektionsverarbeitung aufweist.
  • Bei dem Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß der vorstehend beschriebenen fünfzehnten Ausführungsform kann, nachdem die dreidimensionale Position des Tomographiebildes in dem Röntgenkonusstrahl und die Position des geometrischen Datenakquisitionssystems nach der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung mit berücksichtigt werden und der Beitragssatz jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgende tektors zu jedem Pixel des Tomographiebildes bestimmt wird, die CT-Wert-Konvertierung jedes Pixels des Tomographiebildes unter Berücksichtigung der Streuung oder Schwankung jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors durchgeführt werden.
  • Gemäß einer sechzehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren geschaffen, das die Schritte aufweist: einen Röntgen-Datenakquisitionsschritt zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten durch Drehung eines Röntgenstrahlgenerators und eines zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors der Bauart mit einem mehrspaltigen Röntgendetektor oder einer durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor gebildeten Matrixanordnung zur Detektion von Röntgenstrahlen an einer gegenüberliegenden Stelle um einen dazwischen befindlichen Drehmittelpunkt und durch Sendung von Röntgenstrahlen durch ein dazwischen angeordnetes Objekt hindurch; einen Bildrekonstruktionsschritt zur Rekonstruktion eines Bildes aus den durch den Röntgen-Datenakquisitionsschritt akquirierten Projektionsdaten; einen Bildanzeigeschritt zur Anzeige eines auf diese Weise rekonstruierten Tomographiebildes; und einen Bildgebungsbedingungen-Einstellschritt zur Feststellung verschiedener Bildgebungsbedingungen bei der Erzeugung eines Tomographiebildes, wobei das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren den Schritt der Bildrekonstruktion zur Durchführung der CT-Wertkonvertierung des Tomographiebildes unter Berücksichtigung des Beitragssatzes jeder Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors zu jedem Pixel des Tomographiebildes nach der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung aufweist.
  • Bei dem Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß der vorstehend beschriebenen sechzehnten Ausführungsform kann, nachdem der Beitrag jede Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors zu jedem Pixel des Tomographiebildes nach dem dreidimensionalen Rückkprojektionsprozess zuvor berücksichtigt worden ist, eine CT-Wert-Konvertierungstabelle für jedes Pixel des Tomographiebildes aus den CT-Wert-Konvertierungsparametern jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors bestimmt werden.
  • Gemäß einer siebzehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren entsprechend der vorstehend beschriebenen fünfzehnten oder sechzehnten Ausführungsform geschaffen, wobei das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren einen Bildrekonstruktionsschritt zur Bestimmung des Beitragssatzes jeder Zeile zu jedem Pixel des Tomographiebildes aus der Position der Röntgenfokusstelle, der Position jeder Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors, der Position jedes Pixels des Tomographiebildes in der x-y-Ebene und der z-Achsen-Koordinatenposition auf dem Tomographiebild und eine anschließende Bestimmung der CT-Wert-Konvertierungsparameter jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors auf der Basis des Beitragssatzes aufweist, wobei die Drehebene des Datenakquisitionssystems als die x-y-Ebene definiert ist, während die Bewegungsrichtung des Bildgebungstisches, die senkrecht hierzu verläuft, als die z-Richtung definiert ist.
  • Bei dem Röntgen-Bildgebungsverfahren gemäß der vorstehend beschriebenen siebzehnten Ausführungsform kann in der fünfzehnten oder sechzehnten Ausführungsform, nachdem der Beitragssatz zu jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors aus den x,y-Koordinaten jedes Pixels des Tomographie bildes oder der z-Achsen-Koordinatenposition des Tomographiebildes bestimmt wird, die CT-Wert-Konvertierungstabelle nach der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung aus den CT-Wert-Konvertierungsparametern jeder Detektorzeile ermittelt werden.
  • Gemäß einer achtzehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß der siebzehnten Ausführungsform geschaffen, wobei das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren den Schritt einer Bildrekonstruktion zur Bestimmung von CT-Wert-Konvertierungsparametern aus der z-Achsen-Koordinatenposition auf dem Tomographiebild aufweist, wobei die Drehebene des Datenakquisitionssystems als die x-y-Ebene definiert ist, während die Bewegungsrichtung des Bildgebungstisches, die senkrecht hierzu ausgerichtet ist, als die z-Richtung definiert ist.
  • Bei dem Röntgen-Bildgebungsverfahren gemäß der vorstehend beschriebenen achtzehnten Ausführungsform kann in der siebzehnten Ausführungsform, nachdem der Beitragssatz zu jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors aus den x, y-Koordinaten jedes Pixels des Tomographiebildes oder der z-Achsen-Koordinatenposition des Tomographiebildes bestimmt wird, die CT-Wert-Konvertierungstabelle nach der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung aus den CT-Wert-Konvertierungsparametern jeder Detektorzeile bestimmt werden.
  • Gemäß einer neunzehnten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren nach irgendeiner der vorstehend beschriebenen fünfzehnten bis achtzehnten Ausführungsform geschaffen, wobei das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren den Schritt einer Bildrekonstruktion aufweist, der dazu dient, insbesondere in dem Spiral scann den CT-Wert-Konvertierungsparameter entsprechend dem Spiralpitchfaktor und der z-Achsen-Koordinatenposition des Tomographiebildes zu bestimmen.
  • Bei dem Röntgen-Bildgebungsverfahren gemäß der vorstehend beschriebenen neunzehnten Ausführungsform kann in der vorstehend beschriebenen fünfzehnten bis achtzehnten Ausführungsform, nachdem die CT-Wert-Konvertierungsparameter jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors ausgehend von dem Spiralpitchfaktor und der z-Achsen-Koordinatenposition des Tomographiebildes berechnet werden, der CT-Wert-Konvertierungsparameter entsprechend der z-Achsen-Koordinatenposition bestimmt werden.
  • Gemäß einer zwanzigsten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren nach irgendeiner der elften bis neunzehnten Ausführungsform geschaffen, wobei das Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren den Schritt einer Bildrekonstruktion zur fortlaufenden Spezifizierung der z-Achsen-Koordinatenposition des Tomographiebildes in der z-Richtung aufweist.
  • Bei dem Röntgen-Bildgebungsverfahren gemäß der vorstehend beschriebenen zwanzigsten Ausführungsform können in der vorstehend beschriebenen elften bis neunzehnten Ausführungsform, wenn die z-Achsen-Koordinatenposition des Tomographiebildes bestimmt ist, die CT-Wert-Konvertierungsparameter fortlaufend basierend auf der z-Achsen-Koordinatenposition des Tomographiebildes ermittelt werden.
  • EFFEKT DER ERFINDUNG
  • Gemäß der erfindungsgemäßen Röntgen-CT-Vorrichtung oder dem erfindungsgemäßen Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren kann ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren oder eine Röntgen-CT-Vorrichtung erreicht werden, die die CT-Wertkonvertierung in der richtigen Weise durchführt und für die Einheitlichkeit bzw. Gleichförmigkeit des Tomographiebildes in der z-Richtung in einem herkömmlichen Scann (Axialscann) oder einem kinematographischen bzw. Filmscann (Cinescan) oder einem Spiralscann mittels einer Röntgen-CT-Vorrichtung sorgt, die einen mehrspaltigen Röntgendetektor oder einen zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektor mit einer Matrixanordnung, der durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor gebildet ist, aufweist.
    •
  • KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
  • 1 zeigt ein schematisiertes Blockschaltbild unter Veranschaulichung einer Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
  • 2 zeigt ein schematisiertes Schaubild eines Röntgenstrahlgenerators (einer Röntgenstrahlröhre) und eines mehrspaltigen Röntgendetektors, betrachtet in der x-y-Ebene;
  • 3 zeigt eine Prinzipdarstellung eines Röntgenstrahlgenerators (einer Röntgenstrahlröhre) und eines mehrspaltigen Röntgenstrahldetektors, betrachtet in der y-z-Ebene;
  • 4 zeigt ein schematisiertes Flussdiagramm, das den Ablauf einer Objektabbildung veranschaulicht;
  • 5 zeigt ein schematisiertes Flussdiagramm unter Veranschaulichung eines Überblicks über die Betriebsweise der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
  • 6 zeigt ein schematisiertes Flussdiagramm unter Veranschaulichung der Einzelheiten der Vorverarbeitung;
  • 7 zeigt ein schematisiertes Flussdiagramm unter Veranschaulichung der Einzelheiten der dreidimensionalen Bildrekonstruktionsverarbeitung;
  • 8 zeigt eine Prinzipdarstellung unter Veranschaulichung der Projektion einer Linie auf den Rekonstruktionsbereich in der Röntgenstrahlsenderichtung;
  • 9 zeigt eine Prinzipdarstellung unter Veranschaulichung der auf den Rekonstruktionsbereich projizierten Linie;
  • 10 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung der Projektion der Projektionsdaten Dr(Ansicht, x, y) auf den Rekonstruktionsbereich;
  • 11 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung der Rückprojektionspixeldaten D2 jedes Pixels in dem Rekonstruktionsbereich;
  • 12 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung der Art und Weise, in der Rückprojekti onsdaten D3 durch Hinzufügung sämtlicher Ansichten der Rückprojektionspixeldaten D2 für jedes Pixel erhalten werden;
  • 13 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung der Projektion einer Linie auf eine kreisförmige Rekonstruktionsfläche in der Röntgenstrahlsenderichtung;
  • 14 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung der zur Eingabe einer Bildgebungsbedingung dienenden Bildschirmanzeige der Röntgen-CT-Vorrichtung;
  • 15 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung der CT-Wertkonvertierung in dem herkömmlichen Scann nach dem Stand der Technik;
  • 16 zeigt ein schematisiertes Flussdiagramm der CT-Wertanpassung;
  • 17 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung der Verarbeitung zur CT-Wertkonvertierung;
  • 18 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung des Modifikationsmaßes der Steigung und der systematischen Messabweichung bzw. des Achsenabschnitts bei einer Größe der Abweichung des CT-Wertes;
  • 19 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung des Unterschieds zwischen zugehörigen De tektorzeilen aufgrund der Position jedes Pixels eines Tomographiebildes;
  • 20 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung der unterschiedlichen zugehörigen Detektorzeilen für ein Pixel eines Tomographiebildes in jeder Ansicht;
  • 21 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung der Einheitlichkeit bzw. Gleichförmigkeit des Tomographiebildes in der z-Richtung in einem dreidimensionalen Bild;
  • 22 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung eines Beispiels der dreidimensionalen multiplanaren Rekonstruktionsanzeige (MPR-Anzeige) und der dreidimensionalen Darstellung; und
  • 23 zeigt ein schematisiertes Flussdiagramm einer CT-Wertanpassung im Falle der dreidimensionalen Bildrekonstruktion.
  • DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
  • Die vorliegende Erfindung ist nachstehend in größeren Einzelheiten mit Bezug auf eine bevorzugte Ausführungsform beschrieben, die in den beigefügten Zeichnungen veranschaulicht ist. Es sollte erwähnt werden, dass die hier beschriebenen bevorzugten Ausführungsformen die Erfindung in keiner Weise beschränken sollen.
  • Bezugnehmend auf 1 ist dort ein schematisiertes Blockschaltbild einer Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung veranschaulicht. Die Röntgen-CT-Vorrichtung 100 enthält eine Bedienkonsole 1, einen Bildgebungstisch 10 und eine Scanngantry 20.
  • Die Bedienkonsole 1 umfasst eine Eingabevorrichtung 2 zur Entgegennahme der Eingabe von einem Bediener, eine zentrale Verarbeitungseinheit 3 zur Ausführung einer Vorverarbeitung, einer Bildrekonstruktionsverarbeitung und einer Nachverarbeitung, einen Datenakquisitionspuffer oder -zwischenspeicher 5 zur Akquisition der durch die Scanngantry 20 erfassten Röntgendetektordaten, einen Bildschirm oder Monitor 6 zur Anzeige eines Tomographie- bzw. Schichtbildes, das aus den Projektionsdaten rekonstruiert wird, die durch die Vorverarbeitung der Röntgendetektordaten bestimmt werden, und eine Speichervorrichtung 7 zur Speicherung von Programmen, Röntgendetektordaten, Projektionsdaten und Röntgentomographiebildern.
  • Die Eingabe zur Bildschirmbedingungsvorgabe wird von der Eingabevorrichtung 2 aus der Speichervorrichtung 7 zugeführt und in dieser gespeichert. 14 zeigt ein Bei spiel für eine Bildschirmanzeige zur Bildgebungsbedingungsvorgabe.
  • Der Bildgebungstisch 10 enthält eine Liege oder ein Gestell 12, die bzw. das dazu dient, mit einem darauf gelegten Objekt in die Öffnung der Scanngantry 20 hinein bzw. aus dieser heraus gebracht zu werden. Die Liege 12 wird durch einen in dem Bildgebungstisch 10 enthaltenen Motor angehoben und abgesenkt, und der Tisch wird durch diesen linear verschoben.
  • Die Scanngantry 20 enthält eine Röntgenröhre 21, eine Röntgensteuerungseinrichtung 22, einen Kollimator 23, ein Röntgenstrahlformungsfilter 28, einen mehrspaltigen Röntgendetektor 24, ein DAS (Datenakquisitionssystem) 25, eine Drehsteuerungseinrichtung 26 zur Steuerung der Drehung der Röntgenröhre 21 und dergleichen um die Körperachse des Objektes und eine Steuerungseinrichtung 29 zur Übermittlung von Steuerungssignalen, die mit der Bedienkonsole 1 und dem Bildgebungstisch 10 in Kommunikationsverbindung steht. Das Röntgenstrahlformungsfilter 28 ist ein Röntgenfilter, dessen Dicke in der Richtung des Röntgenstrahls zu dem Bildgebungsmittelpunkt oder Drehmittelpunkt hin am dünnsten wird und das zu dem Rand hin zunehmend dicker wird, um an dem Außenrand mehr Röntgenstrahlen zu absorbieren. Diese Art eines Filters ermöglicht der Körperoberfläche des Objektes, die eine kreisförmige oder ovale Querschnittsgestalt aufweist, einer geringeren Röntgenbestrahlung ausgesetzt zu werden. Eine Scanngantryneigungssteuerungseinrichtung 27 ermöglicht der Gantry 20, um +/– 30 Grad in der z-Achse nach vorne und nach hinten geneigt zu werden.
  • Die Röntgenstrahlröhre 21 und der mehrspaltige Röntgendetektor 24 drehen sich um den Drehmittelpunkt IC herum. Wenn die y-Richtung als die vertikale Richtung definiert ist, die x-Richtung als eine horizontale Richtung definiert ist und die z-Richtung als die zu den beiden Richtungen senkrechte und entlang der Bewegungsrichtung des Tisches und der Liege verlaufende Richtung definiert ist, ist die Drehebene der Röntgenstrahlröhre 21 und des mehrspaltigen Röntgendetektors 24 als die x-y-Ebene definiert. Die Bewegungsrichtung der Liege 12 verläuft in der z-Richtung.
  • 2 und 3 zeigen schematisierte Schaubilder der geometrischen Anordnung der Röntgenröhre 21 und des mehrere Spalten aufweisenden Röntgendetektors 24 in der x-y-Ebene oder der y-z-Ebene.
  • Die Röntgenröhre 21 erzeugt ein Röntgenstrahlbündel, das als der Konusstrahl CB bezeichnet wird. Der Ansichtswinkel beträgt 0 Grad, wenn die Mittelachse des Konusstrahls CB parallel zu der y-Richtung verläuft.
  • Der mehrspaltige Röntgenstrahldetektor 24 enthält ein Röntgendetektorarray mit beispielsweise 256 Zeilen oder Reihen in der z-Richtung. Jede Röntgendetektorzeile enthält Röntgendetektorkanäle mit beispielsweise 1024 Kanälen in der Kanalrichtung.
  • In 2 wird das von dem Röntgenstrahlfokuspunkt der Röntgenstrahlröhre 21 ausgesandte Röntgenstrahlbündel durch das Röntgenstrahlformungsfilter 28 geformt, um die Röntgenstrahlmenge derart räumlich zu steuern, dass um den Mittelpunkt des Rekonstruktionsbereiches P mehr Röntgenstrahlen ausgestrahlt werden und in dem Randbereich des Rekonstruk tionsbereiches P weniger Röntgenstrahlen ausgestrahlt werden, wobei dann die Röntgenstrahlen durch das in dem Rekonstruktionsbereich P angeordnete Objekt absorbiert werden, wobei die durch das Objekt hindurch gesandten oder geleiteten Röntgenstrahlen durch den mehrspaltigen Röntgendetektor 24 in Form von Röntgendetektordaten akquiriert werden.
  • In 3 ist der von dem Röntgenstrahlfokuspunkt der Röntgenstrahlröhre 21 aus ausgesandte Röntgenstrahl in der Schichtdickenrichtung durch den Kollimator 23 gesteuert oder, in anderen Worten, derart gesteuert, dass die Röntgenstrahlweite in dem Drehmittelpunkt IC gleich D wird, wobei dann die Röntgenstrahlen durch das um den Drehmittelpunkt IC herum platzierte Objekt absorbiert werden, wobei die durch dieses hindurch gelassenen Röntgenstrahlen durch den mehrspaltigen Röntgendetektor 24 in Form der Röntgendetektordaten akquiriert werden.
  • Die Projektionsdaten der ausgesandten und durch den mehrspaltigen Röntgendetektor 24 erfassten Röntgenstrahlen werden durch das DAS 25 einer Analog/Digital-Wandlung unterzogen und über einen Schleifring 30 dem Datenakquisitionszwischenspeicher 5 zugeführt. Die dem Datenakquisitionszwischenspeicher 5 zugeführten Daten werden durch ein Programm der Speichervorrichtung 7 in der zentralen Verarbeitungseinheit 3 verarbeitet, um nach einer Rekonstruktion eines Bildes in Form eines Tomographiebildes auf dem Bildschirm 6 angezeigt zu werden.
  • 4 zeigt ein Flussdiagramm, das eine Übersicht über die Betriebsweise der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung gibt.
  • In Schritt P1 wird ein Objekt auf der Liege 12 angeordnet, wobei seine Position festgelegt wird. Die Referenzpunkte jedes Teils des auf der Liege 12 platzierten Objektes werden in Bezug auf die Schichtlichtzentrumsposition der Scanngantry 20 ausgerichtet.
  • In Schritt P2 wird ein Vorfeldbild akquiriert. Das Vorfeldbild wird bei 0 Grad und bei 90 Grad unter normalen Bedingungen aufgenommen, wobei es jedoch auch nur ein bei 90 Grad aufgenommenes Vorfeldbild sein kann, das einem Körperteil, wie beispielsweise dem Kopf, entspricht. Die Erzeugung eines Vorfeldbildes ist hier weiter nachstehend in größeren Einzelheiten beschrieben.
  • In Schritt P3 wird die Bildgebungsbedingung festgelegt. Unter der normalen Bildgebungsbedingung wird das Bild aufgenommen, während gleichzeitig die Größe und Position des bildlich darzustellenden Tomographiebildes auf dem Vorfeldbild angezeigt wird. In diesem Fall wird die Information über die Röntgenstrahlmenge als die Gesamtmenge bei einer einzelnen Umdrehung eines Spiralscanns oder eines Spiralscanns mit variablem Pitchfaktor (Vorschub pro Umdrehung) oder eines herkömmlichen Scanns (Axialscanns) oder eines kinematographischen Scanns bzw. Filmscanns (Cinescan) angezeigt. Bei einem kinematographischen Scann (Cinescan) wird, wenn die Anzahl von Umdrehungen oder die Umdrehungszeit eingegeben wird, die Information über die Räntgenstrahldosismenge für die Umdrehungszeit oder Umdrehung auf dem interessierenden Bereich ausgegeben.
  • In Schritt P4 wird ein Tomographiebild oder Schichtbild aufgenommen. Die Erzeugung eines Tomographiebildes ist weiter nachstehend in größeren Einzelheiten beschrieben.
  • In Schritt P5 wird eine dreidimensionale Bildanzeige vorgenommen. Im Allgemeinen umfasst das Darstellungsverfahren, das als dreidimensionale Bildanzeige bezeichnet ist, eine dreidimensionale Darstellung (Volumenrendering) eine MPR-Anzeige (MPR = Multiplanare Reformatierung oder Rekonstruktion), eine MIP-Anzeige (MIP = Maximalintensitätsprojektion) und dergleichen. Insbesondere wenn ein eine Matrixanordnung aufweisender zweidimensionaler Röntgen-Flächendetektor verwendet wird, wie er beispielsweise durch einen mehrspaltigen Röntgendetektor oder einen Flat-Panel-Röntgendetektor (Röntgen-Flachdetektor) gebildet ist, ist die räumliche Auflösung in der x-y-Ebene der Tomographiebildebene und in der z-Richtung der Bewegungsrichtung der Liege 12 annähernd gleich, und die Isotropie der Pixel ist erreicht, so dass die dreidimensionale Bildanzeige für die Diagnose von Bedeutung ist. In einem derartigen Fall ist die Einheitlichkeit der Bildqualität in der z-Richtung, wie in 21 veranschaulicht, insbesondere die Einheitlichkeit der CT-Werte, unabdingbar. 22 zeigt ein Beispiel für eine Anzeige einer dreidimensionalen MPR und eine dreidimensionale Darstellung.
  • 5 veranschaulicht ein Flussdiagramm mit einer Übersicht über den Bildgebungsvorgang zur Bilddarstellung des Tomographiebildes und des Vorfeldbildes mit Hilfe der Röntgen-CT-Vorrichtung 100 gemäß der vorliegenden Erfindung.
  • In Schritt S1 werden bei der Verwendung des Spiralscanns die Röntgenröhre 21 und der mehrspaltige Röntgendetektor 24 um das Objekt herum gedreht, während gleichzeitig die Liege 12 auf dem Bildgebungstisch 10 entlang des Ti sches verschoben wird, wobei der Datenakquisitionsvorgang für die Röntgendetektordaten durchgeführt wird. Die Röntgendetektordaten D0 (Ansicht, j, i), wie sie durch den Ansichtswinkel „Ansicht", die Detektorzeilennummer „j" und die Kanalnummer „i" bei der Position Z des Tisches in der z-Verschieberichtung (Ansicht) gekennzeichnet sind, werden als Röntgendetektordaten akquiriert. Bei dem Spiralscann mit variablem Pitchfaktor wird angenommen, dass nicht nur eine Datenakquisition in dem Bereich der konstanten Geschwindigkeit in dem Spiralscannmodus vorgenommen wird, sondern auch die Daten während der Beschleunigung und Verzögerung als Daten akquiriert werden.
  • In dem herkömmlichen Scann (Axialscann) oder dem kinematographischen Scann bzw. Filmscann ist die Liege 12 an dem Bildgebungstisch 10 in der z-Richtung unbewegbar angeordnet, wobei das Datenakquisitionssystem einmal oder mehrere Male gedreht wird, um Daten zu akquirieren. Wenn es erforderlich ist, wird das Datenakquisitionssystem in die nächste Position in der z-Richtung bewegt und erneut einmal oder mehrere Male gedreht, um die Daten des Röntgendetektors zu akquirieren.
  • Bei der bildgebenden Darstellung des Vorfeldbildes wird der Datenakquisitionsvorgang durchgeführt, wenn die Röntgenröhre 21 und der mehrspaltige Röntgendetektor 24 ortsfest sind, während die Liege 12 an dem Bildgebungstisch 10 verschoben wird.
  • In Schritt S2 werden die Röntgendetektordaten D0 (Ansicht, j, i) vorverarbeitet, um in die Projektionsdaten gewandelt zu werden. Die Vorverarbeitung umfasst, wie in 6 veranschaulicht, einen Schritt S21 einer Versatzwertkor rektur (Offsetkorrektur), einen Schritt S22 einer logarithmischen Konvertierung, einen Schritt S23 einer Röntgendosiskorrektur und einen Schritt S24 einer Empfindlichkeitskorrektur.
  • Bei der bildlichen Darstellung eines Vorfeldbilds wird das Bild erzeugt, während die vorverarbeiteten Röntgendetektordaten angezeigt werden, wobei die Pixelgröße in der Kanalrichtung und die Pixelgröße in der z-Richtung, also der Verschieberichtung der Liege, an die Anzeigpixelgröße des Bildschirms 6 angepasst sind.
  • In Schritt S3 wird an den vorverarbeiteten Projektionsdaten D1 (Ansicht, j, i) eine Strahlhärtekorrektur vorgenommen. Bei der Strahlhärtekorrektur S3 wird angenommen, dass die Projektionsdaten, die der Empfindlichkeitskorrektur S24 in der Vorverarbeitung S2 unterzogen worden sind, D1 (Ansicht, j, i) sind und die Daten nach der Strahlhärtekorrektur S3 D11 (Ansicht, j, i) sind, wobei dann die Strahlhärtekorrektur S3 in Form eines Polynoms gemäß der folgenden Gleichung 1 angegeben werden kann: D11 (Ansicht, j, i) = D1 (Ansicht, j, i)·(Bo (j, i) + B1 (j, i)·D1 (Ansicht, j, i) + B2 (j, i)·D1 (Ansicht, j, i)2) (Gleichung 1).
  • Nachdem die Strahlhärtekorrektur gesondert bzw. unabhängig für jede Zeile j des Detektors vorgenommen werden kann, können, wenn die Röhrenspannung jedes Datenakquisitionssystems in der Bildgebungsbedingung unterschiedlich festgelegt ist, gleichzeitig die Röntgenstrahlenergieeigenschaften für jede Zeile des Detektors korrigiert werden.
  • In Schritt S4 wird eine z-Filter-Faltung zur Filterung der Projektionsdaten D11 (Ansicht, j, i) mit Strahlhärtung in der z-Richtung (Zeilenrichtung) durchgeführt.
  • Insbesondere wird nach einer Vorverarbeitung bei jedem Ansichtswinkel in jedem Datenakquisitionssystem ein Filter mit der Zeilenrichtungsfiltergröße von 5 Zeilen, wie in der nachstehenden Gleichung 2 und Gleichung 3 veranschaulicht, in der Zeilenrichtung auf die Projektionsdaten des mehrspaltigen Röntgendetektors D11 (Ansicht, j, i) (i = 1 bis CH, j = 1 bis ZEILE) angewandt, wodurch die Strahlhärtekorrektur vorgenommen wird.
  • Figure 00330001
  • Die korrigierten Detektordaten D12(Ansicht, j, i) sind durch die nachstehende Gleichung 4 angegeben:
    Figure 00330002
  • Wenn die maximale Anzahl von Kanälen als CH definiert ist und die maximale Anzahl von Zeilen als ZEILE festgelegt ist, dann können die nachstehenden Gleichungen 5 und 6 angegeben werden: D11 (Ansicht, –1, i) = D11 (Ansicht, 0, i) = D11 (Ansicht, 1, i) (Gleichung 5) D11 (Ansicht, ZEILE, i) = D11 (Ansicht, ZEILE + 1, i) = D11 (Ansicht, ZEILE + 2, i) (Gleichung 6).
  • Wenn die Zeilenrichtungsfilterkoeffizienten für jeden Kanal verändert werden, kann die Schichtdicke entsprechend dem Abstand zu dem Bildrekonstruktionszentrum gesteuert werden. Weil in dem Tomographiebild im Allgemeinen der Randbereich im Vergleich zu dem Rekonstruktionsmittelpunkt eine größere Schichtdicke aufweist, kann, wenn die Zeilenrichtungsfilterkoeffizienten in dem Mittelpunkt und in dem Randbereich variiert werden, um die Zeilenfilterkoeffizienten weitgehend derart zu verändern, dass die Breite des Zeilenrichtungsfilters in der Umgebung der Zentralkanäle breiter wird und die Breite des Zeilenrichtungsfilters Inder Nähe der Randkanäle schmäler wird, die Schichtdicke sowohl in dem Randbereich als auch in dem Bildrekonstruktionszentrum einheitlich oder gleichmäßig werden.
  • Wie aus dem Vorstehenden ersehen werden kann, kann durch Steuerung der Zeilenrichtungsfilterkoeffizienten in den Zentralkanälen sowie den Randkanälen des mehrspaltigen Röntgendetektors 24 die Schichtdicke in dem Zentrum und dem Randbereich angepasst werden. Wenn die Schichtdicke aufgrund des Zeilenrichtungsfilters etwas dicker ist, wird eine deutliche Verbesserung hinsichtlich Artefakten und Rauschen erzielt. Der Grad der Artefaktverbesserung und der Rauschverbesserung kann auf diese Weise gesteuert werden. In anderen Worten kann die Bildqualität in dem Tomographiebild mit dem rekonstruierten dreidimensionalen Bild oder in der x-y-Ebene gesteuert werden. Um ein weiteres Beispiel anzugeben, kann durch Verwendung eines Entfaltungsfilters für die Zeilenrichtungs-(z-Richtungs-)Filterkoeffizienten auch ein Tomographiebild mit einer geringeren Schichtdicke erzielt werden.
  • Bei Bedarf können die Röntgenprojektionsdaten des Fächerstrahls in die Röntgenprojektionsdaten eines Parallelstrahls konvertiert werden.
  • In Schritt S5 wird eine Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion vorgenommen. Insbesondere werden die Daten einer Fouriertransformation unterzogen, anschließend mit der Rekonstruktionsfunktion multipliziert und einer inversen Fouriertransformation unterzogen. Unter der Annahme, dass bei der Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion gemäß S5 die Daten, die einer z-Filter-Faltung unterzogen worden sind, D12 sind, die Daten, die einer Rekonstruktionsfunktionsfaltung unterzogen worden sind, D13 sind und die auszuführende Rekonstruktionsfunktion Kernel (j) ist, kann die Verarbeitung zur Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion durch die nachstehende Gleichung 7 angegeben werden: D13 (Ansicht, j, i) = D12 (Ansicht, j, i)·Kernel (j) (Gleichung 7).
  • Die Rekonstruktionsfunktion Kernel (j) kann die Verarbeitung zur Faltung mit der Rekonstruktionsfunktion bei jeder Zeile j des Detektors gesondert ausführen, so dass die Unterschiede zwischen den Rauscheigenschaften und den Auflösungseigenschaften in jeder Zeile korrigiert werden können.
  • In Schritt S6 wird eine dreidimensionale Rückprojektionsverarbeitung an den Projektionsdaten D13 (Ansicht, j, i), auf die die Rekonstruktionsfunktionsfaltung angewandt worden ist, ausgeführt, um Rückprojektionsdaten D3 (x, y, z) zu bestimmen. Das zu rekonstruierende Bild ist ein dreidimensionales Bild, das zusammen mit der x-y-Ebene, die senkrecht zu der z-Achse verläuft, rekonstruiert wird. In der folgenden Beschreibung wird angenommen, dass der Rekonstruktionsbereich P parallel zu der x-y-Ebene ausgerichtet ist. Die dreidimensionale Rückprojektionsverarbeitung ist nachstehend in größeren Einzelheiten im Zusammenhang mit 7 beschrieben.
  • In Schritt S7 wird auf die Rückprojektionsdaten D3 (x, y, z) eine Nachverarbeitung, wie beispielsweise eine Bildfilterfaltung und eine CT-Wertkonvertierung, angewandt, um ein Tomographiebild D31 (x, y) zu erhalten.
  • Die Bildfilterfaltungsverarbeitung in der Nachverarbeitung kann durch die nachstehende Gleichung 8 angegeben werden, wenn angenommen wird, dass das Tomographiebild nach der dreidimensionalen Rückprojektion D31 (x, y, z) ist, die Daten nach der Bildfilterfaltung D32 (x, y, z) sind und das Bildfilter durch Filter (z) dargestellt ist. D32 (x, y, z) = D31 (x, y, z)·Filter (z) (Gleichung 8).
  • Insbesondere kann die Verarbeitung zur Faltung mit dem Bildfilter unabhängig und gesondert auf jede einzelne Zeile j des Detektors angewandt werden, so dass Unterschiede zwischen den Rauscheigenschaften und den Auflösungseigenschaften für jede Zeile korrigiert werden können.
  • Das auf diese Weise erhaltene Tomographiebild wird auf dem Bildschirm 6 angezeigt.
  • 7 zeigt ein schematisiertes Flussdiagramm unter Veranschaulichung der Einzelheiten der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung (Schritt S6 nach 5).
  • In dieser bevorzugten Ausführungsform wird angenommen, dass das Bild, das rekonstruiert werden soll, ein dreidimensionales Bild ist, das entlang oder gemeinsam mit der x-y-Ebene rekonstruiert wird, die senkrecht zu der z-Achse verläuft. Der Rekonstruktionsbereich P liegt in der folgenden Beschreibung parallel zu der x-y-Ebene.
  • In Schritt S61 werden Projektionsdaten Dr, die jedem Pixel des Rekonstruktionsbereiches P entsprechen, aus einer einzelnen Ansicht in allen für die Tomographiebildrekonstruktion erforderlichen Ansichten (d.h. Ansichten für 360 Grad oder Ansichten bei „180 Grad + Fächerwinkel") extrahiert.
  • Wenn, wie in der 8(a) und der 8(b) veranschaulicht, die durch 512 Pixel mal 512 Pixel parallel zu der x-y-Ebene gebildete Quadratfläche als der Rekonstruktionsbereich P definiert ist, die Pixelzeile L0, die parallel zu der x-Achse bei y = 0 verläuft, die Pixelzeile L63 bei y = 63, die Pixelzeile L127 bei y = 127, die Pixelzeile L191 bei y = 191, die Pixelzeile L255 bei y = 255, die Pixelzeile L319 bei Y = 319, die Pixelzeile L383 bei y = 383, die Pixelzeile L447 bei y = 447 und die Pixelzeile L511 bei y = 511 als die Zeilen genommen werden und falls die Projektionsdaten auf den Linien T0 bis T511 extrahiert werden, von denen die 9 veranschaulicht, dass diese Pixelzeilen L0 bis L511 auf die Ebene des mehrspaltigen Röntgendetektors 24 in der Röntgenstrahlsenderichtung projiziert werden, dann werden die Daten zu Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) der Pixel zeilen L0 bis L511. Hier entsprechen x und y jedem Pixel (x, y) des Tomographiebildes.
  • Die Röntgenstrahlsenderichtung ist durch die geometrische Position des Röntgenstrahlfokuspunktes der Röntgenröhre 21 und jedes Pixels und den mehrspaltigen Röntgenstrahldetektor 24 definiert. Da die z-Achsenkoordinate z(Ansicht) der Röntgendetektordaten D0 (Ansicht, j, i) bekanntermaßen zu den Röntgendetektordaten als die Position Z des Tisches (Ansicht) in der z-Tischverschieberichtung hinzugefügt wird, kann die Röntgenstrahlsenderichtung während der Beschleunigung und Verzögerung in dem Datenakquisitionsgeometriesystem mit dem Röntgenstrahlfokuspunkt und dem mehrspaltigen Röntgendetektor, einschließlich der Röntgendetektordaten D0 (Ansicht, j, i) während der Beschleunigung und der Verzögerung, korrekt erhalten werden.
  • Wenn beispielsweise ein Teil einer Linie sich außerhalb des mehrspaltigen Röntgendetektorfilters 24 in der Kanalrichtung befindet, wie beispielsweise die Linie T0, die sich durch Projektion der Pixelzeile L0 auf die Ebene des mehrspaltigen Röntgendetektors 24 ergibt, sollen die zugehörigen Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) gleich „0" gesetzt werden. Wenn sich die Linie außerhalb der Ebene in der z-Richtung befindet, werden die Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) durch Extrapolation bestimmt und vervollständigt.
  • Wie in 10 veranschaulicht, können die Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y), die jedem Pixel des Rekonstruktionsbereiches P entsprechen, extrahiert werden.
  • Zurückkommend auf 7 werden die Projektionsdaten Dr (Ansicht, x, y) im Schritt S62 mit dem Konusstrahlrekonstruktionsgewichtungskoeffizienten multipliziert, um die Projektionsdaten D2 (Ansicht, x, y) zu erzeugen, wie in 11 veranschaulicht.
  • Der Konusstrahlrekonstruktionsgewichtungskoeffizient w(i, j) ist wie folgt. Wenn im Falle der Fächerstrahlbildrekonstruktion Ansicht = βa und angenommen wird, dass die gerade Linie, die den Fokuspunkt der Röntgenröhre 21 mit dem Pixel g (x, y) auf der Rekonstruktionsfläche P (in der x-y-Ebene) verbindet, einen Winkel y mit der Mittelachse BC des Röntgenstrahlbündels einschließt, und die Gegenansicht Ansicht = βb ist, dann gilt die folgende Gleichung 9: βb = βa + 180° – 2γ (Gleichung 9).
  • Wenn angenammen wird, dass die Winkel in Bezug auf die Rekonstruktionsfläche P, die durch Hindurchtreten des Röntgenstrahls und des entgegengesetzten Röntgenstrahls durch das Pixel g (x, y) auf der Rekonstruktionsfläche P gebildet werden, αa bzw. αb sind, werden die Konusstrahlrekonstruktionsgewichtungskoeffizienten ωa und ωb, die auf diesen Winkeln beruhen, multipliziert und anschließend aufaddiert, um die Rückprojektionspixeldaten D2 (0, x, y) zu bilden. In diesem Fall sind die Daten durch die folgende Gleichung 10 gegeben: D2 (0, x, y) = ωa·D2(0, x, y)_a + ωb·D2(0, x, y)_b (Gleichung 10),wobei D2(0, x, y)_a die Rückprojektionsdaten der Ansicht βa und D2(0, x, y)_b die Rückprojektionsdaten der Ansicht βb darstellen.
  • Die Summe der Konusstrahlrekonstruktionsgewichtungsfaktoren beider entgegengesetzter Strahlen ist wie in der folgenden Gleichung 11: ωa + ωb = 1 (Gleichung 11).
  • Durch Multiplikation mit den Konusstrahlrekonstruktionsgewichtungskoeffizienten ωa und ωb und eine anschließende Addition können die Konuswinkelartefakte unterdrückt werden.
  • Beispielsweise können für die Konusstrahlrekonstruktionsgewichtungskoeffizienten ωa und ωb die durch die folgenden Gleichungen angegebenen Koeffizienten verwendet werden. Hier bezeichnet ga den Gewichtungskoeffizienten der Ansicht βa und gb den Gewichtungskoeffizienten der Ansicht βb.
  • Wenn angenommen wird, dass ½ des Fächerstrahlwinkels γ max beträgt, dann gelten die folgenden Gleichungen 12 bis 17: ga = f(γ max, αa, βa) (Gleichung 12) gb = f(γ max, ab, βa) (Gleichung 13) xa = 2·gaq/(gaq + gbq) (Gleichung 14) xb = 2·gbq/(gaq + gbq) (Gleichung 15) wa = xa2·(3 – 2xa) (Gleichung 16) wb = xb2·(3 – 2xb) (Gleichung 17)(z.B. q = 1).
  • Als ein Beispiel für ga und gb wird angenommen, dass max [] z.B. eine Funktion ist, die den größeren der jeweiligen Werte einnimmt, wobei dann die folgenden Gleichungen 18 und 19 gelten: ga = max [0, {(π/2 + γ max) – |βa|}]·|tan(αa)| (Gleichung 18) gb = max [0, {(π/2 + γ max) – |βb|}]·|tan(αb)| (Gleichung 19).
  • In dem Fall der Fächerstrahlbildrekonstruktion wird der Abstandsfaktor mit jedem Pixel in dem Rekonstruktionsbereich P multipliziert. Der Abstandsfaktor beträgt (r1/r0)2, wobei r0 der Abstand von dem Fokuspunkt der Röntgenröhre 21 zu der Detektorzeile j und dem Kanal i des mehrspaltigen Röntgendetektors 24 ist, die dem Projektionsdatum Dr entsprechen, während r1 der Abstand von dem Fokuspunkt der Röntgenröhre 21 zu dem Pixel in dem Rekonstruktionsbereich P ist, das dem Projektionsdatum Dr entspricht.
  • Im Falle der Parallelstrahlbildrekonstruktion reicht es aus, jedes Pixel in dem Rekonstuktionsbereich P mit dem Konusstrahlrekonstruktionsgewichtungskoeffizienten w(i, j) zu multiplizieren.
  • In Schritt S63 werden, wie in 12 veranschaulicht, die Rückprojektionsdaten D3 (x, y), die im Vorfeld zu null gesetzt worden sind, zu den Projektionsdaten D2 (Ansicht, x, y) für jedes Pixel addiert.
  • In Schritt S64 werden die Schritte S61 bis S63 für sämtliche Ansichten, die zur Bildrekonstruktion des Tomographiebildes erforderlich sind (d.h. für die Ansichten für 360 Grad oder Ansichten bei „180 Grad + Fächerwinkel") iterativ wiederholt, um, wie in 12 veranschaulicht, die Rückprojektionsdaten D3 (x, y) zu erhalten.
  • Wie in 13(a) und 13(b) veranschaulicht, kann der Rekonstruktionsbereich P anstelle durch eine Quadratfläche mit 512 Pixeln mal 512 Pixeln auch durch eine kreisförmige Fläche mit dem Durchmesser von 512 Pixeln gebildet sein.
  • In der medizinischen Röntgen-CT wird der Pixelwert des Tomographiebildes im Allgemeinen in CT-Werte umgesetzt, wobei die CT-Werte Werte darstellen, die zu dem Röntgenstrahlabsorptionskoeffizienten proportional sind, der für Luft als –1000 und für Wasser als 0 standardisiert ist. Die Röntgen-CT wird regelmäßig kalibriert, um Ihre Genauigkeit aufrechtzuerhalten.
  • In dem herkömmlichen Scann (Axialscann) oder dem kinematographischen Scann mit einer Röntgen-CT-Vorrichtung, die einen mehrspaltigen Röntgendetektor 24 mit einem nicht ausreichend großen Konuswinkel enthält, ist der Ablauf der CT-Werteinstellung wie in 16 veranschaulicht. Hier wird angenommen, dass der mehrspaltige Röntgendetektor 24 N Zeilen aufweist und die CT-Werteinstellung der n-ten Zeile vorzunehmen ist, wobei 1 ≤ n ≤ N.
  • In Schritt C1 wird n = 1 gesetzt.
  • In Schritt C2 werden ein Wasserphantom und Luft abgebildet. Im Allgemeinen ist das Wasserphantom, das einen Durchmesser von 20 cm (was dem Durchmesser eines Kopfes entspricht) oder von ungefähr 30 cm (was dem Durchmesser einer Brust entspricht) aufweist, ein Phantom, das aus einem Acrylbehälter hergestellt ist, der mit etwas Wasser gefüllt wird. Das Wasserphantom wird abgebildet, um den CT-Wert des Wassers zu bestimmen. Außerdem wird der CT-Wert von Luft ebenfalls bestimmt, indem in dem Bildgebungsgebiet nichts platziert wird.
  • In Schritt C3 wird die Bildrekonstruktion des Tomographiebildes des Wasserphantoms und der Luft für die n-te Zeile durchgeführt.
  • Wenn der Wert der CT-Wert-Konvertierungsparameter modifiziert und aktualisiert wird (Schritt C7), müssen die Rohdaten des abgebildeten Wasserphantoms und der Luft erneut rekonstruiert werden.
  • In Schritt C4 wird der CT-Wert des interessierenden Bereiches des Tomographiebildes der n-ten Zeile, das in Schritt C3 rekonstruiert worden ist, gemessen. Der interessierende Bereich wird unter den Tomographiebildern des Wasserphantoms und der Luft gleich dem Tomographiebild der n-ten Zeile festgesetzt, und es wird der Mittelwert der CT-Werte jedes Pixels der Tomographiebilder aus dem Innenbereich des interessierenden Bereichs bestimmt. Im Allgemeinen wird der interessierende Bereich häufig als die kreisförmige Region eines geeigneten Durchmessers in dem Zentrum des Tomographiebildes festgelegt. Außer dem Zentrum des Tomographiebildes können auch mehrere interessierende Bereiche an dem Rand des Tomographiebildes festgelegt werden.
  • In Schritt C5 wird bestimmt, ob die CT-Werte des Wasserphantoms und der Luft des Tomographiebildes der n-ten Zeile innerhalb des zulässigen Bereiches liegen. Für das in Schritt C4 bestimmte Tomographiebild der n-ten Zeile wird ermittelt, ob der CT-Wert des Wasserphantoms in dem interessierenden Bereich innerhalb des Bereichs von 0 + ∊ 1 liegt und ob der CT-Wert von Luft in dem interessierenden Bereich innerhalb von – 1000 ± ∊ 2 liegt. Hier stellen ∊ 1 und ∊ 2 Toleranzfehler des CT-Wertes des Wassers und der Luft dar. Falls dies der Fall ist und die CT-Werte von Wasser und Luft innerhalb der Toleranz liegen, fährt der Prozess mit Schritt C6 fort, und falls dies nicht der Fall ist und die CT-Werte nicht innerhalb des Bereiches liegen, dann schreitet der Prozess zu Schritt C7 fort.
  • In Schritt C6 wird ermittelt, ob n = N und die CT-Werte sämtlicher Zeilen bereits eingestellt bzw. angepasst worden sind. Wenn JA und die CT-Werteinstellung sämtlicher Zeilen beendet ist, wird die CT-Werteinstellung beendet. Wenn NEIN und die CT-Werteinstellung sämtlicher Zeilen noch nicht beendet ist, geht der Prozess zu Schritt C8 über.
  • In Schritt C7 werden CT-Wert-Konvertierungsparameter der n-ten Zeile eingestellt, und der Prozess geht zurück zu Schritt C3.
  • In Schritt C8 wird n = n + 1 gesetzt. In anderen Worten wird die nächste Zeile behandelt. Dann kehrt der Prozess zu Schritt C3 zurück.
  • Der CT-Wert-Konvertierungsparameter ist durch die systematische Messabweichung bzw. den Achsenabschnitt „bias" und die Steigung „slope" (= tan θ) bestimmt, wie sie in 17 veranschaulicht sind, wenn die CT-Wertkonvertierung gemäß einer Konvertierung erster Ordnung entweder durch eine CT-Wertkonvertierung vor der Rückprojektionsverarbeitung oder durch eine CT-Wertkonvertierung nach der Rückprojektionsverarbeitung durchgeführt werden soll.
  • Ein Beispiel für ein Parametermodifikationsverfahren ist in 18 für den Fall veranschaulicht, wenn tatsächliche CT-Werte in dem interessierenden Bereich auf dem Tomographiebild gemessen und der Wert von dem CT-Wert von Wasser, 0, oder dem CT-Wert von Luft, –1000, abweicht oder abgeleitet wird. In 18 kennzeichnet die Abszisse den CT-Wert des Ausgangsmaterials, während die Ordinate den tatsächlich gemessenen CT-Wert kennzeichnet. In 18 ist der CT-Wert von Wasser als b angezeigt, während für den CT-Wert angegeben ist, dass er –1000 + a beträgt.
  • In diesem Fall sind die Änderungsgrößen Δ bias, Δ slope der CT-Wert-Konvertierungsparameter bias (Achsenabschnitt) und slope (Steigung) durch die folgenden Gleichungen 20 und 21 gegeben:
    Figure 00450001
  • In der vorstehend beschriebenen Weise werden die CT-Wert-Konvertierungsparameter modifiziert, um die CT-Werte an den Wasser-CT-Wert 0 und den Luft-CT-Wert –1000 anzunä hern.
  • Wenn die CT-Wertkonvertierung nach der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung vorgenommen wird, wird das Bild in der vorstehend beschriebenen dreidimensionalen Bildrekonstruktion ausgehend von den Projektionsdaten mehrerer Zeilen des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors rekonstruiert, wie dies in 19 veranschaulicht ist, und dieses wird nicht von lediglich einer einzelnen Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors rekonstruiert, die der Position des Tomographiebildes in der x-Achsenrichtung entspricht. Beispielsweise wird ein Pixel G1 (x1, y1) eines Tomographiebildes G, wie in 19 veranschaulicht, rekonstruiert, indem die Daten des zugehörigen Kanals der i-ten Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors 24 verwendet werden. Ein anderes Pixel G2 (x2, y2) wird durch Verwendung der Daten des zugehörigen Kanals der j-ten Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors 24 rekonstruiert.
  • Wie in 20 veranschaulicht, ist die Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors, die der Position des Pixels des Tomographiebildes in der x-y-Ebene entspricht, in jeder Ansicht unterschiedlich. Beispielsweise wird ein Pixel G1 (x1, y1) eines Tomographiebildes G, wie in 20 veranschaulicht, rekonstruiert, indem die entsprechenden Kanaldaten der j-ten Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors 24 in der Ansichtsdatenakquisition in der Winkelrichtung von 0 Grad verwendet werden. In der Ansichtsdatenakquisition in der Winkelrichtung von 180 Grad wird dieses rekonstruiert, indem die entsprechenden Kanaldaten der i-ten Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors 24 verwendet werden. Aufgrund dessen wird der CT-Wert vorzugsweise mittels des CT-Wert-Einstellparameters der Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors konvertiert, der der Position jedes Pixels des Tomographiebildes in jeder Ansicht in der x-y-Ebene entspricht. Der Beitragssatz des CT-Wert-Einstellparameters jeder Zeile zu jedem Pixel des Tomographiebildes, wenn sich das Datenakquisitionssystem, das die Röntgenröhre 21 und den mehrspaltigen Röntgendetektor 24 aufweist, um eine Umdrehung dreht, ist somit unterschiedlich, weil er auf der Position des Pixels in der x-y-Ebene, der Position des Tomographiebildes in der z-Richtung, der Position des Röntgenstrahlfokuspunktes und der Position jeder Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors beruht. Folglich können die CT-Wert-Einstellparameter des Tomographiebildes bestimmt werden, indem dieser Beitragssatz mit berücksichtigt wird.
  • In einer Röntgen-CT-Vorrichtung, die einen mehrspaltigen Röntgendetektor 24 mit größerer Röntgendetektorweite in der z-Richtung oder einen zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektor 24 verwendet, wird die dreidimensionale Rückprojektionsverarbeitung für die Bildrekonstruktion verwendet, um die Bildqualität zu verbessern sowie Artefakte zu verringern.
  • Der Ablauf der CT-Werteinstellung bzw. -anpassung in diesem Fall ist wie in 23 veranschaulicht. Es wird angenommen, dass der mehrspaltige Röntgendetektor 24 ähnlich wie in 16 N Zeilen aufweist und dass die CT-Wert-Anpassung für die n-te Zeile durchgeführt wird, wobei 1 ≤ n ≤ N.
  • In den Schritten C11, C12, C13, C14, C15, C16, C18 ist der Prozessablauf der gleiche wie in den Schritten C1, C2, C3, C4, C5, C6 und C8 nach 16.
  • In Schritt C17 wird der Wert des CT-Wert-Konvertierungsparameters, der den CT-Wert jedes Pixels des Tomographiebildes an der Position der n-ten Zeile beeinflusst, modifiziert. Beispielsweise sind es zwei Zeilen, die zu einem Pixel Gi (xi, yi) in dem interessierenden Bereich, dessen CT-Wert gemessen wird, beitragen, nämlich die n-te Zeile und die n + 1-te Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors 24, wobei der Beitrag von jeder Wn bzw. Wn+1 beträgt. Es sollte jederzeit die Gleichung 22 erfüllt sein: Wn + Wn+1 = 1 (Gleichung 22).
  • Die Größe der Änderung des Achsenabschnitts bias und der Steigung slope sind jeweils als Δ bias bzw. Δ slope bezeichnet. Für die CT-Wert-Konvertierungsparameter der n-ten Zeile wird die Änderungsgröße auf die nachstehend angegebene Weise zu dem Achsenabschnitt bias und der Steigung slope hinzuaddiert.
  • Auf eine ähnliche Weise wird für die CT-Wert-Konvertierungsparameter der n + 1-ten Zeile beispielsweise die Änderungsgröße addiert, wie nachstehend angegeben: Wn+1·Δ bias, Wn+1·Δ slope (Gleichung 23).
  • Da der Beitragssatz Wn und Wn+1 für jedes Pixel unterschiedlich ist, kann die Änderungsgröße der CT-Wert-Konvertierungsparameter für mehrere Pixel in dem interessierenden Bereich bestimmt werden. In dem Fall, in dem der interessierende Bereich zur Messung des CT-Wertes nicht nur in dem Zentrum sondern auch in dem Randbereich des Tomographiebildes gelegen ist, unterscheidet sich der CT-Wert entspre chend der jeweiligen Position jedes Pixels in dem Tomographiebild, wobei der Beitragssatz zu jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors 24 ebenfalls unterschiedlich ist, so dass für jedes Pixel des interessierenden Bereichs die Änderungsgröße zu jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors 24, zu der jedes Pixel beiträgt, hinzuaddiert werden kann.
  • In dem Fall eines spiralförmigen Scanns ist die Beitragszeile für jede Position jedes Pixels unterschiedlich, so dass für jedes Pixel des interessierenden Bereichs die Änderungsgröße zu jeder Zeile des mehrspaltigen Röntgendetektors 24, zu der jedes Pixel des interessierenden Bereichs beiträgt, hinzuaddiert werden kann.
  • Wenn die CT-Wert-Konvertierung vor der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung durchgeführt wird, vereinfacht sich die Verarbeitung im Vergleich zu dem Fall der Durchführung nach der dreidimensionalen Rückprojektionsverarbeitung, wobei in diesem Fall nach der Vorverarbeitung gemäß Schritt S2 oder nach der Strahlhärtekorrektur gemäß Schritt S3 oder vor der Rekonstruktionsfunktionsfaltung gemäß Schritt S5 die Projektionsdaten beispielsweise nur mittels des Achsenabschnitts bias und der Steigung slope der Konvertierung erster Ordnung normiert werden, um die Streuung zu verringern.
  • Die CT-Wert-Konvertierung kann vor der Rückprojektionsverarbeitung durchgeführt werden, oder die CT-Wert-Konvertierung kann auch nach der Rückprojektionsverarbeitung durchgeführt werden, wobei in jedem Fall die CT-Wert-Konvertierung des Tomographiebildes genauer, mit geringer Beeinträchtigung aufgrund der Schwankung der Empfindlichkeit jeder Zeile des Röntgendetektors, der ankommenden Röntgenstrahldosis oder der Röntgenstrahlqualität und dergleichen durchgeführt werden kann.
  • In der vorstehend beschriebenen Röntgen-CT-Vorrichtung 100, die der Röntgen-CT-Vorrichtung oder dem Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung entspricht, hat die vorliegende Erfindung den Effekt, dass ein Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren oder eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen wird, die eine richtige CT-Wert-Konvertierung in einem herkömmlichen Scann (Axialscann) oder einem kinematographischen bzw. Filmscann oder einem Spiralscann mittels einer Röntgen-CT-Vorrichtung ermöglicht wird, die einen mehrspaltigen Röntgendetektor oder einen zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektor mit einer Matrixanordnung aufweist, wie er durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor gekennzeichnet ist.
  • Das Bildrekonstruktionsverfahren kann auch durch das dreidimensionale Bildrekonstruktionsverfahren gemäß dem Feldkampf-Verfahren gebildet sein, das in der Technik allgemein bekannt ist. Außerdem kann die Bildrekonstruktion durch ein beliebiges bekanntes dreidimensionales Bildrekonstruktionsverfahren gebildet sein.
  • Obwohl in der bevorzugten Ausführungsform der Unterschied zwischen der Bildqualität aufgrund des unterschiedlichen Röntgenstrahlkonuswinkels und dergleichen insbesondere in dem herkömmlichen Scann (Axialscann) durch Faltung mit dem Zeilenrichtungsfilter (z-Richtungs-Filter) abgeglichen wird, das für jede Zeile andere Koeffizienten aufweist, um eine Bildqualität mit gleicher Schichtdicke, gleichen Artefakten und gleichem Rauschen in jeder Zeile zu erhalten, können zu diesem Zweck unterschiedliche Filterkoeffizienten verwendbar sein. In jedem Fall kann ein ähnlicher Effekt erzielt werden.
  • Ferner wird in der bevorzugten Ausführungsform eine Konvertierung erster Ordnung für die CT-Wert-Konvertierung verwendet, wobei ein ähnlicher Effekt durch Verwendung einer Konvertierung zweiter Ordnung, einer Konvertierung dritter Ordnung und dergleichen erzielt werden kann.
  • Die vorliegende Erfindung kann nicht nur auf die medizinische Röntgen-CT-Vorrichtung, sondern auch auf eine industrielle Röntgen-CT-Vorrichtung oder auf eine Röntgen-CT-PET-Vorrichtung, Röntgen-CT-SPELT-Vorrichtung auch in Kombination mit anderen Vorrichtungen anwendbar sein.
  • Die vorliegende Erfindung sorgt für eine Anpassung des CT-Wertes, der den Pixelwert eines Tomographiebildes in dem herkömmlichen Scann (Axialscann) oder einem Filmscann oder einem Spiralscann darstellt, mittels einer Röntgen-CT-Vorrichtung 100, die einen mehrspaltigen Röntgendetektor oder einen zweidimensionalen Röntgendetektor mit einer Matrixanordnung, wie er durch ein Flat-Panel-Röntgendetektor gebildet ist, aufweist. Die Verstärkung (Gain) und der systematische Messfehler (Bias) der Projektionsdaten jeder Zeile werden vor der dreidimensionalen Rückprojektion und vor der Rekonstruktionsfunktionsfaltung angepasst. Alternativ werden die Verstärkung (Gain) und der systematische Messfehler (Bias) nach der Bestimmung des Verstärkungswertes und des systematischen Messfehlerwertes abgeglichen, um den CT-Wert anzupassen, indem der Beitragssatz jeder Zeile zu dem Tomographiebild nach dem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess berücksichtigt wird. Alternativ werden die Verstärkung (Gain) und der systematische Messfehler (Bias) nach der Bestimmung des Verstärkungswertes und des systematischen Messfehlerwertes abgeglichen, um den CT-Wert anzupassen, indem der Beitragssatz jeder Zeile zu dem Tomographiebild nach dem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess basierend auf der Position jeder Zeile in der z-Richtung im Falle eines Axialscanns berücksichtigt wird.

Claims (10)

  1. Röntgen-CT-Vorrichtung (100), die aufweist: eine Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung (25) zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten eines Röntgenstrahls, der durch ein Objekt hindurchtritt, das zwischen einem Röntgenstrahlgenerator (21) und einem Röntgendetektor (24) angeordnet ist, die einander gegenüberliegen; und eine Bildrekonstruktionseinrichtung (3) zur Rekonstruktion eines Tomographiebildes aus den durch die Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung (25) akquirierten Projektionsdaten; wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung (3) eine Funktion zur Konvertierung der Projektionsdaten des Tomographiebildes in CT-Werte vor einem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess aufweist.
  2. Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 1, wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung (25) eine Funktion zur Konvertierung der Projektionsdaten des Tomographiebildes in CT-Werte vor einem Rekonstruktionsfunktions-Faltungsprozess aufweist.
  3. Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 1 oder 2, wobei die CT-Werte unter Verwendung von CT-Wert-Konvertierungsparametern für jede Zeile des Röntgendetektors konvertiert werden.
  4. Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 3, wobei die CT-Wert-Konvertierungsparameter unter Berücksichtigung des Beitragssatzes zu jedem Pixel in einem Tomographiebild bestimmt werden.
  5. Röntgen-CT-Vorrichtung (100), die aufweist: eine Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung (25) zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten eines Röntgenstrahls, der durch ein Objekt hindurchtritt, das zwischen einem Röntgenstrahlgenerator (21) und einem Röntgendetektor (24) angeordnet ist, die einander gegenüberliegen; und eine Bildrekonstruktionseinrichtung (3) zur Rekonstruktion eines Tomographiebildes aus den durch die Röntgen-Datenakquisitionseinrichtung (25) akquirierten Projektionsdaten; wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung (3) eine Funktion zur Konvertierung der Projektionsdaten des Tomographiebildes in CT-Werte unter Berücksichtigung der dreidimensionalen Position jedes Pixels eines Tomographiebildes und/oder der Position des Datenakquisitionsgeometriesystems nach dem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess aufweist.
  6. Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 5, wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung (3) eine Funktion zur Konvertierung der Projektionsdaten des Tomographiebildes in CT-Werte unter Berücksichtigung des Beitragssatzes jeder Zeile des Röntgendetektors (24) zu jedem Pixel eines Tomographiebildes aufweist, wobei der Beitragssatz durch die dreidimensionale Position jedes Pixels eines Tomographiebildes und/oder die Position des Datenakquisitionsgeometriesystems nach dem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess bestimmt ist.
  7. Röntgen-CT-Vorrichtung nach Anspruch 6, wobei die Beitragssätze durch eine Position des Röntgenstrahlfokuspunktes, eine Position jeder Zeile des zweidimensionalen Röntgen-Flächendetektors (1), eine Position jedes Pixels des Tomographiebildes in einer x-y-Ebene und eine z-Achsen-Koordinatenposition auf dem Tomographiebild bestimmt sind, wobei eine Drehebene des Datenakquisitionssystems als die x-y-Ebene definiert ist, während eine Bewegungsrichtung des Bildgebungstisches, die senkrecht hierzu verläuft, als die z-Richtung definiert ist; und wobei die CT-Werte konvertiert werden, indem CT-Wert-Konvertierungsparameter für jede Zeile des Röntgendetektors unter Verwendung der Beitragssätze verwendet werden.
  8. Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 7, wobei die Beitragssätze durch eine z-Achsen-Koordinatenposition auf dem Tomographiebild bestimmt werden, wobei eine Drehebene des Datenakquisitionssystems als die x-y-Ebene definiert ist, während eine Bewegungsebene eines Bildgebungstisches, die senkrecht hierzu ausgerichtet ist, als die z-Richtung definiert ist; und wobei die CT-Werte konvertiert werden, indem CT-Wert-Konvertierungsparameter für jede Zeile des Röntgendetektors unter Verwendung der Beitragssätze verwendet werden.
  9. Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren, das die Schritte aufweist: einen Röntgen-Datenakquisitionsschritt zur Akquisition von Röntgen-Projektionsdaten eines Röntgenstrahls, der durch ein Objekt hindurchtritt, das zwischen einem Röntgenstrahlgenerator (21) und einem Röntgendetektor (24) angeordnet ist, die einander gegenüberliegen; und einen Bildrekonstruktionsschritt zur Rekonstruktion eines Tomographiebildes aus den Projektionsdaten, die durch den Röntgen-Datenakquisitionsschritt akquiriert werden; wobei der Bildrekonstruktionsschritt einen Schritt zur Konvertierung der Projektionsdaten des Tomographiebildes in CT-Werte vor einem dreidimensionalen Rückprojektionsschritt aufweist.
  10. Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren, das die Schritte aufweist: einen Röntgen-Datenakquisitionsschritt zur Akquisition von Röntgen-Projektionsdaten eines Röntgenstrahls, das durch ein Objekt hindurchtritt, das zwischen einem Röntgenstrahlgenerator (21) und einem Röntgendetektor (24) angeordnet ist, die einander gegenüberliegen; und einen Bildrekonstruktionsschritt zur Rekonstruktion eines Tomographiebildes aus den durch den Röntgen-Datenakquisitionsschritt akquirierten Projektionsdaten; wobei der Bildrekonstruktionsschritt eine Funktion zur Konvertierung der Projektionsdaten des Tomographiebildes in CT-Werte unter Berücksichtigung der dreidimensionalen Position jedes Pixels eines Tomographiebildes und/oder der Position des Datenakquisitionsgeometriesystems nach einem dreidimensionalen Rückprojektionsprozess aufweist.
DE200610053678 2005-11-11 2006-11-13 Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren und Röntgen-CT-Vorrichtung Withdrawn DE102006053678A1 (de)

Applications Claiming Priority (2)

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