DE102007017979A1

DE102007017979A1 - Röntgen-CT-Vorrichtung

Info

Publication number: DE102007017979A1
Application number: DE102007017979A
Authority: DE
Inventors: Yasuhiro Hino Imai
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2006-04-06
Filing date: 2007-04-05
Publication date: 2007-10-11
Also published as: NL1033652A1; US7522696B2; CN101049243B; US20070237286A1; CN101049243A; JP2007275314A; KR20070100178A; NL1033652C2; JP4495109B2

Abstract

Die vorliegende Erfindung zielt darauf ab, eine Herzbildaufnahme oder -bildgebung bei niedriger Strahlungsexposition und mit hoher Geschwindigkeit sowie mit guter Bildqualität mittels eines Helical-Scanns oder eines Variable-Pitch-Helical-Scanns oder eines Helical-Shuttle-Scanns einer Röntgen-CT-Vorrichtung mit einem mehrreihigen Röntgendetektor oder einem zweidimensionalen Röntgenflächendetektor eines Matrixaufbaus, wie er durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor verkörpert ist, zu bewerkstelligen. Der Helical-Scann, der Variable-Pitch-Helical-Scann oder der Helical-Shuttle-Scann der Röntgen-CT-Vorrichtung (100) wird synchron zu einem Herzsignal oder einem biologischen Signal oder einem externen Synchronisationssignal durchgeführt, und das Herz wird durch einen einzigen Helical-Scann, Variable-Pitch-Helical-Scann oder Helical-Shuttle-Scann abgebildet.

Description

HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Röntgen-CT-Vorrichtung oder eine Technik für ein Röntgen-CT-Bildaufnahme- oder -Bildgebungsverfahren, die eine Herzbildgebung oder biologisch synchrone Bildgebung auf der Basis einer Bilderzeugung mit geringer Strahlungsexposition, hoher Bildqualität und hoher Geschwindigkeit durch einen durch ein Elektrokardiogramm synchronisierten Spiralscann (Helical-Scann), Spiralscann mit variablem Pitchfaktor (Variable-Pitch-Helical-Scann) oder Spiralscann mit Hin- und Herbewegung (Helical-Shuttle-Scann) mit einer medizinischen Röntgen-CT(Computertomographie)-Vorrichtung verwirklichen.
In einer Röntgen-CT-Vorrichtung, die einen mehrreihigen Röntgendetektor verwendet, oder einer Röntgen-CT-Vorrichtung, die einen zweidimensionalen Röntgenflächendetektor mit einem Matrixaufbau, wie er durch einen als Flat-Panel bezeichneten Flachdetektor gebildet ist, ist die Bildaufnahme des Herzens bisher mittels eines durch ein Elektrokardiogramm (EKG) synchronisierten Spiralscanns bei einem klein eingestellten Spiralpitchfaktor (Vorschub pro Umdrehung), beispielsweise bei einem Spiralpitchfaktor von 0,2 oder dergleichen, durchgeführt worden, wie dies in 16 veranschaulicht ist. Eine derartige Methode zur Aufnahme oder Abbildung eines Herzens mittels eines Spiralscanns ist aus der japanischen Patentanmeldung mit der Veröffentlichungsnummer 2003-164446 bekannt.
Das vorliegende Bildgebungsverfahren befasst sich mit einem Problem, das die auf den kleinen Spiralpitchfaktor zurückzuführende Röntgenexposition betrifft. Eine Datenakquisition, bei der ein Segment als Fächerwinkel + 180° definiert ist, ist in 16 veranschaulicht. In dem Fall, in dem eine Multisegment-Bildrekonstruktion zur Abstimmung auf verschiedene Herzschläge vorgenommen wird, wie in den 17 und 18 veranschaulicht, treten jedoch Probleme hinsichtlich der Bildqualität auf, beispielsweise indem Artefakte, die auf einen Versatz der Röntgenprojektionsdaten in den jeweiligen Segmenten zurückzuführen sind, Streifenartefakte in der zu einer z-Richtung orthogonalen und zu einer x-y-Ebene parallelen Richtung auf einer dreidimensionalen Anzeige, wie sie in 20 veranschaulicht ist, und dergleichen auftreten.
Die Röntgen-CT-Vorrichtung, die den Mehrreihen-Röntgen-Detektor verwendet, oder die Röntgen-CT-Vorrichtung, die den zweidimensionalen Röntgenflächendetektor verwendet, wie er gewöhnlich durch den Flat-Panel-Detektor gebildet ist, neigt zu einem Problem, wonach eine größere nutzlose Röntgenexposition herbeigeführt wird. Unter der Annahme, dass beispielsweise ein Röntgenstrahl mit einer Strahlweite von 40 mm verwendet wird und eine Bildgebung bei einem Spiralpitchfaktor von 0,2 bewerkstelligt wird, wird ein Bildgebungsbereich 8 mm pro eine Scannumdrehung verschoben. Folglich ist es für den Zweck der Abbildung oder Aufnahme eines Herzens, dessen Gesamtlänge 12 cm oder in etwa 12 cm beträgt, notwendig, eine Bildgebung mit 15 Umdrehungen einer Gantry auszuführen. Dies ruft Probleme hinsichtlich einer nutzlosen Strahlungsexposition, da in der tatsächlichen Diagnose ungenutzte Röntgenprojektionsdaten in großen Mengen vorliegen, sowie hinsichtlich einer Bestrahlungsdosis hervor, die im Vergleich zu derjenigen eines herkömmlichen Scanns (Axialscanns), der eine Abbildung von 40 mm pro Umdrehung der Gantry ermöglicht, das Fünffache oder mehr als das Fünffache beträgt. Andererseits ist in dem normalen herkömmlichen Scann (Axialscann), da die Weite eines Röntgendetektors in z-Richtung unzureichend ist, die pro Umdrehung erzielte Datenakquisition nicht in der Lage, das gesamte Herz abzudecken bzw. zu erfassen.
Deshalb ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Röntgen-CT-Vorrichtung zu schaffen, die in der Lage ist, die Aufnahme oder Abbildung eines Herzens mit einer geringen Strahlungsdosis und bei einer hohen Geschwindigkeit sowie mit einer guten Bildqualität mittels eines Spiralscanns, eines Spiralscanns mit variablem Pitchfaktor oder eines Helical-Shuttle-Scanns der Röntgen-CT-Vorrichtung zu bewerkstelligen, die einen mehrreihigen Röntgendetektor oder einen zweidimensionalen Röntgenflächendetektor eines Matrixaufbaus, wie er durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor verkörpert ist, aufweist.
KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Objekt (vorzugsweise ein Herz) synchron zu einem externen Synchronisationssignal mittels eines Hochgeschwindigkeits-Spiralscanns mit einem Spiralpitchfaktor von 1 oder mehr als 1 in einer Röntgen-CT-Vorrichtung abgebildet, die einen Röntgendetektor mit einer zweidimensionalen Detektorebene aufweist, wobei die Röntgendatenakquisition in einer derartigen Weise ausgeführt wird, dass eine zentrale Position eines Bildgebungsbereiches in der z-Richtung eine vorbestimmte Herzphase oder herzgetriggerte Phase eines Elektrokardiogrammsig nals eines Elektrokardiogramms wird, wonach ein Tomographiebild eines Herzens auf der Basis der Röntgenprojektionsdaten rekonstruiert wird. Demgemäß kann eine effiziente Röntgendatenakquisition bei einer geringen Exposition ausgeführt werden.
Gemäß einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die aufweist: eine Röntgendatenakquisitionsvorrichtung zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten von durch ein Objekt durchgelassenen oder übertragenen Röntgenstrahlen, das zwischen einem Röntgenstrahlgenerator und einem Röntgendetektor angeordnet ist, der eine zweidimensionale Detektor-o- der Erfassungsebene aufweist und dem Röntgenstrahlgenerator gegenüberliegend Röntgenstahlen erfasst, während der Röntgenstrahlgenerator und der Röntgenstrahldetektor um einen dazwischen liegenden Drehmittelpunkt herum gedreht werden; eine Bildrekonstruktionsvorrichtung zur Bildrekonstruktion der akquirierten Projektionsdaten; eine Bildanzeigevorrichtung zur Anzeige des rekonstruierten Tomographiebildes; und eine Bildbedingungseinstellvorrichtung zur Einstellung verschiedener Arten von Bildbedingungen für ein Tomographiebild, wobei die Röntgendatenakquisitionsvorrichtung Röntgenprojektionsdaten synchron zu einem externen Synchronisationssignal mittels eines Spiralscanns in einem vorbestimmten Bereich des Objektes mit einem Spiralpitchfaktor von 1 oder mehr akquiriert.
In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der ersten Ausführungsform wird die Röntgendatenakquisition synchron zu einem externen Synchronisationssignal mittels eines Hochgeschwindigkeits-Spiralscanns (oder eines Helical-Shuttle-Scanns oder eines Spiralscanns mit variablem Pitchfaktor) mit einem Spiralpitchfaktor bewerkstelligt, der gleich 1 oder mehr als 1 festgesetzt ist, wodurch ermöglicht wird, einen Spiralscann in einer geeigneten oder richtigen Phase und mit einer hohen Geschwindigkeit durchzuführen. Folglich kann eine Bildgebung selbst in dem Fall einer Röntgenausstrahlung bei einer geringen Bestrahlungsdosis ausgeführt werden.
In einer Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einer zweiten Ausführungsform rekonstruiert die Bildrekonstruktionsvorrichtung Röntgenprojektionsdaten, die synchron zu einem externen Synchronisationssignal mittels eines Spiralscanns in einem vorbestimmten Bereich eines Objektes mit einem auf 1 oder größer als 1 festgelegten Spiralpitchfaktor akquiriert worden sind, synchron zu dem externen Synchronisationssignal.
Somit ist es möglich, in effizienter Weise Projektionsdaten einer richtigen Phase aus den durch einen Hochgeschwindigkeits-Spiralscann akquirierten Projektionsdaten zu akquirieren und ein Tomographiebild hoher Qualität zu rekonstruieren.
Gemäß einer dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die aufweist: eine Röntgendatenakquisitionsvorrichtung zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten von durch ein Objekt durchgelassenen Röntgenstrahlen, das sich zwischen einem Röntgenstrahlgenerator und einem Röntgenstrahldetektor befindet, der eine zweidimensionale Detektorebene aufweist und Röntgenstrahlen an einer dem Röntgenstrahlgenerator gegenüberliegenden Stelle erfasst, währen der Röntgenstrahlgenerator und der Röntgenstrahldetektor um den dazwischen liegenden Drehmittelpunkt herum gedreht werden; eine Bildrekonstruktionsvorrichtung zur Bildrekonstruktion der akquirierten Projektionsdaten; eine Bildanzeigevorrichtung zur Anzeige des rekonstruierten Tomographiebildes; und eine Bildbedingungseinstellvorrichtung zur Einstellung verschiedener Bildbedingungen für ein Tomographiebild, wobei die Röntgendatenakquisitionsvorrichtung eine Röntgendatenakquisition mit einer Zeiteinteilung bzw. -steuerung durchführt, bei der eine vorbestimmte Bildgebungsposition in einer z-Richtung, die eine relative Bewegungsrichtung zwischen dem Objekt und einem Röntgendatenakquisitionssystem, einschließlich des Röntgenstrahlgenerators und des Röntgenstrahldetektors, darstellt, bei einer Abbildung eines vorbestimmten Bereiches des Objektes mittels eines Spiralscanns mit einer vorbestimmten Phase eines externen Synchronisationssignals synchronisiert ist bzw. auf dieses abgestimmt ist.
Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der dritten Ausführungsform wird, wenn ein vorbestimmter Bereich eines Objektes mittels eines Spiralscanns abgebildet oder aufgenommen wird, eine Röntgendatenakquisition mit einer Zeitsteuerung durchgeführt, bei der eine vorbestimmte Bildgebungsposition in einer z-Richtung, die eine relative Bewegungsrichtung zwischen einem Röntgendatenakquisitionssystem, zu dem ein Röntgenstrahlgenerator und eines Röntgenstrahldetektor gehören, und dem Objekt bildet, mit einer vorbestimmten Phase eines externen Synchronisationssignals synchronisiert ist. Somit kann eine Bildgebung mit einer richtigen Phase in einem weiten Bildgebungsbereich durch Abstimmung einer gegebenen vorbestimmten z-Richtungs-Bildgebungsposition, betrachtet in der die relative Bewegungsrichtung darstellenden z-Richtung, z.B. einer zentralen Po sition eines Bildgebungsbereiches in der z-Richtung, auf eine vorbestimmte Phase des externen Synchronisationssignals bewerkstelligt werden. Folglich ist die Qualität eines Tomographiebildes in dem Bereich, in dem der Bildgebungsbereich weit ist, verbessert.
Gemäß einer vierten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Röntgen-CT-Vorrichtung geschaffen, die aufweist: eine Röntgendatenakquisitionsvorrichtung zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten von durch ein Objekt durchgelassenen Röntgenstrahlen, das zwischen einem Röntgenstrahlgenerator und einem Röntgenstrahldetektor angeordnet ist, der eine zweidimensionale Detektorebene aufweist und dem Röntgenstrahlgenerator gegenüberliegend Röntgenstrahlen erfasst, während der Röntgenstrahlgenerator und der Röntgenstrahldetektor um einen dazwischen liegenden Drehmittelpunkt herum gedreht werden; eine Bildrekonstruktionsvorrichtung zur Bildrekonstruktion der akquirierten Projektionsdaten; eine Bildanzeigevorrichtung zur Anzeige des rekonstruierten Tomographiebildes; und eine Bildbedingungseinstellvorrichtung zur Einstellung verschiedener Arten von Bildbedingungen für ein Tomographiebild, wobei die Röntgendatenakquisitionsvorrichtung eine erste Röntgendatenakquisitionsvorrichtung zur Durchführung einer ersten Röntgendatenakquisition auf der Basis einer ersten Bildgebungsbedingung, die derart definiert ist, dass eine vorbestimmte Bildgebungsposition in einer z-Richtung, die eine relative Bewegungsrichtung zwischen dem Objekt und einem Röntgendatenakquisitionssystem, einschließlich des Röntgenstrahlgenerators und des Röntgenstrahldetektors, darstellt, bei einer Abbildung eines vorbestimmten Bereiches des Objektes mittels eines Spiralscanns mit einer vorbestimmten Phase eines externen Synchronisationssignals synchronisiert ist, und eine zweite Röntgendatenakquisitionsvorrichtung zur Durchführung einer zweiten Röntgendatenakquisition enthält, die auf einer zweiten Bildgebungsbedingung basiert, die derart definiert ist, dass die vorbestimmte Bildgebungsposition bei einer Abbildung des vorbestimmten Bereiches durch den Spiralscann auf der Basis des Tomographiebildes, das durch Bildrekonstruktion der durch die erste Röntgendatenakquisitionsvorrichtung erhaltenen Röntgenprojektionsdaten gewonnen wird, genauer mit der vorbestimmten Phase des externen Synchronisationssignals synchronisiert ist, und wobei die Bildrekonstruktionsvorrichtung Röntgenprojektionsdaten rekonstruiert, die durch die erste und die zweite Röntgendatenakquisitionsvorrichtung akquiriert werden.
Die Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vierten Ausführungsform enthält eine erste Röntgendatenakquisitionsvorrichtung zur Durchführung einer ersten Röntgendatenakquisition auf der Basis einer ersten Bildgebungsbedingung, die in einer derartigen Weise definiert ist, dass eine vorbestimmte Bildgebungsposition in einer z-Richtung, die eine relative Bewegungsrichtung zwischen einem Objekt und einem Röntgendatenakquisitionssystem, einschließlich eines Röntgenstrahlgenerators und eines Röntgenstrahldetektors, darstellt, bei einer Abbildung eines vorbestimmten Bereiches des Objektes mittels eines Spiralscanns mit einer vorbestimmten Phase eines externen Synchronisationssignals synchronisiert ist, und eine zweite Röntgendatenakquisitionsvorrichtung zur Durchführung einer zweiten Röntgendatenakquisition auf der Basis einer zweiten Bildgebungsbedingung, die in einer derartigen Weise definiert ist, dass die vorbestimmte Bildgebungsposition mit der vorbestimmten Phase des externen Synchronisationssignals mehr oder genauer syn chronisiert ist, und zwar bei einer Abbildung des vorbestimmten Bereiches mittels des Spiralscanns auf der Basis des Tomographiebildes, das durch Rekonstruktion der durch die erste Röntgendatenakquisitionsvorrichtung erhaltenen Röntgenprojektionsdaten gewonnen wird. Die Bildrekonstruktionsvorrichtung rekonstruiert Röntgenprojektionsdaten, die durch die erste und die zweite Röntgendatenakquisitionsvorrichtung akquiriert werden.
In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vierten Ausführungsform wird ein Bildgebungsvorgang im Vorfeld durch einen Spiralscann (oder einen Helical-Shuttle-Scann) oder einen Spiralscann mit variablem Pitchfaktor) durchgeführt, und es wird im Vorfeld bestätigt bzw. überprüft, ob die Phase eines externen Synchronisationssignals richtig ist. Unter dieser Bedingung wird ein Spiralscann für einen eigentlichen oder tatsächlichen Scann durchgeführt. Deshalb kann die Bildgebung mit richtiger Phase durchgeführt werden, und die Qualität eines Tomographiebildes ist verbessert.
Gemäß einer fünften Ausführungsform nimmt die erste Röntgendatenakquisitionsvorrichtung die Röntgendatenakquisition des Objektes mit einer im Vergleich zu der zweiten Röntgendatenakquisitionsvorrichtung kleineren Röntgenstrahlendosis vor.
Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der fünften Ausführungsform wird eine Bildgebung im Vorfeld bei geringer Exposition mittels eines Spiralscanns (oder eines Helical-Shuttle-Scanns oder eines Spiralscanns mit variablem Pitchfaktor) unter der außer der Röntgenbestrahlungsdosis ansonsten gleichen Bildgebungsbedingung wie der echte oder tatsächliche Scann durchgeführt. Es wird im Vorfeld überprüft und bestätigt, dass die Phase eines externen Synchronisationssignals richtig ist. Da der Spiralscann (oder Helical-Shuttle-Scann oder Spiralscann mit variablem Pitchfaktor) für den tatsächlichen Scannvorgang in diesem Zustand durchgeführt wird, kann die Bildgebung in der richtigen Phase vorgenommen werden, so dass die Qualität eines Tomographiebildes verbessert ist.
Gemäß einer sechsten Ausführungsform führt die Röntgendatenakquisitionsvorrichtung eine Röntgendatenakquisition synchron zu einer vorbestimmten Phase aus, die durch eine Rate in Bezug auf eine Periode eines externen Synchronisationssignals festgelegt ist.
In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der sechsten Ausführungsform wird ein synchroner Trigger ausnahmslos und unveränderlich mit einer um eine Verzögerungszeit verzögerten Zeitvorgabe mit einer konstanten Rate in Bezug auf eine Periode eines externen Synchronisationssignals ausgehend von einem Triggersignal des externen Synchronisationssignals angewandt. Wenn die Periode gleichmäßig variiert, selbst wenn eine Zeitdauer einer Periode sich verändert, wird somit stets der richtige Synchronismus erzielt, so dass folglich die Qualität eines Tomographiebildes verbessert werden kann.
Gemäß einer siebten Ausführungsform führt die Röntgendatenakquisitionsvorrichtung eine Röntgendatenakquisition synchron zu einer vorbestimmten zeitlichen oder getriggerten Phase aus, die durch eine absolute Zeitdauer ausgehend von einem externen Synchronisationssignal definiert ist.
In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der siebten Ausführungsform wird ein synchroner Trigger stets unveränderlich mit einer Zeiteinteilung angewandt, die um eine Verzögerungszeit, die einer gegebenen konstanten Zeitdauer entspricht, gegenüber einem Triggersignal eines externen Synchronisationssignals verzögert ist, wodurch ermöglicht wird, stets den richtigen Synchronismus zu erzielen und ein Tomographiebild zu verbessern.
Gemäß einer achten Ausführungsform ist das externe Synchronisationssignal ein biologisches Signal.
Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der achten Ausführungsform kann gleichfalls stets der richtige Synchronismus angewandt werden, selbst wenn das externe Synchronisationssignal durch das biologische Signal gebildet ist, so dass folglich ein Tomographiebild verbessert werden kann.
Gemäß einer neunten Ausführungsform ist das externe Synchronisationssignal ein Herzsignal.
Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der neunten Ausführungsform kann der richtige Synchronismus gleichfalls stets erzielt werden, selbst wenn das externe Synchronisationssignal oder biologische Signal durch ein Elektrokardiogrammsignal gebildet ist, so dass folglich eine Verbesserung des Tomographiebildes erreicht werden kann. Eine bestimmte, im Voraus festgelegte Phase ist entweder mit einer herzgetriggerten Phase, die als um eine bestimmte, im Voraus festgelegte absolute Zeitdauer gegenüber dem Elektrokardiogrammsignal verzögert definiert ist, oder mit einer Herzphase synchronisiert, die durch eine bestimmte, im Voraus festgelegte Rate einer Herzperiode gegenüber dem Elek trokardiogrammsignal verzögert definiert ist, wodurch eine Röntgendatenakquisition ermöglicht wird.
Gemäß einer zehnten Ausführungsform umfasst der vorbestimmte Bereich des Objektes ein oder mehrere Organe des Objektes.
Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der zehnten Ausführungsform erreicht der bestimmte, im Vorfeld festgelegte Bereich einen Bereich von etwa 10 cm bis etwa 30 cm, auch wenn er ein oder mehrere Organe des Objektes umfasst. Jedoch kann in ähnlicher Weise stets ein richtiger Synchronismus verwendet und somit eine Verbesserung des Tomographiebildes erzielt werden.
Gemäß einer elften Ausführungsform ist das Organ des Objektes ein Herz.
Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der elften Ausführungsform beträgt ein Bildgebungsbereich zwischen 12 cm und 20 cm oder weniger, selbst wenn ein bestimmter, im Voraus festgelegter Bereich oder ein gegebenes Organ durch das Herz gebildet ist. In gleicher Weise kann stets ein richtiger Synchronismus erzielt werden und somit eine Verbesserung des Tomographiebildes erreicht werden.
Gemäß einer zwölften Ausführungsform wählt die Bildgebungsbedingungseinstellvorrichtung in Abhängigkeit von einer Herzperiode einen Spiralscann mit kleinem Pitchfaktor oder einen Spiralscann mit großem Pitchfaktor aus.
Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der zwölften Ausführungsform ist, wenn die Herzperiode langsamer oder län ger ist, eine auf dem schnellen bzw. großen Spiralpitchfaktor basierende Bildgebung effektiv, so dass stets ein richtiger Synchronismus verwendet und somit eine Verbesserung des Tomographiebildes erzielt werden kann. Wenn jedoch die Herzperiode schnell oder kurz ist, kann die Aufnahme des Herzens vorzugsweise zur Bestätigung mittels des herkömmlichen durch ein Elektrokardiogramm synchronisierten kleinen bzw. langsamen Spiralpitchfaktor durchgeführt werden, weil sein Bildgebungsvorgang in einer zuverlässigeren Weise ausgeführt werden kann.
Gemäß einer dreizehnten Ausführungsform bestimmt die Bildbedingungseinstellvorrichtung in Abhängigkeit von der Herzperiode, ob eine Röntgendatenakquisition entsprechend 360° durchgeführt werden sollte oder ob eine Röntgendatenakquisition, die 180° + Fächerwinkel entspricht, durchgeführt werden sollte, um dadurch eine Bildgebungsbedingung festzulegen.
In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der dreizehnten Ausführungsform können, wenn eine Herzperiode langsamer ist, Röntgenprojektionsdaten, die 360° entsprechen, vorzugsweise mittels eines Spiralscanns mit schnellem bzw. großem Spiralpitchfaktor zur Durchführung einer Bildrekonstruktion akquiriert werden. wenn die Herzperiode schneller ist, kann eine Abbildung des Herzens mittels des herkömmlichen, durch ein Elektrokardiogramm synchronisierten Scanns mit geringem Spiralpitchfaktor, so dass Röntgenprojektionsdaten, die Fächerwinkel + 180° entsprechen, akquiriert oder erfasst werden, um eine Bildrekonstruktion durchzuführen, vorzugsweise durchgeführt werden, weil die Bildgebung in einer zuverlässigeren Weise vorgenommen werden kann. Somit kann stets ein richtiger Synchronismus verwendet und somit eine Verbesserung des Tomographiebildes erzielt werden.
Gemäß einer vierzehnten Ausführungsform führt die Bildrekonstruktionsvorrichtung eine dreidimensionale Bildrekonstruktion durch. Bei der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vierzehnten Ausführungsform ist, insbesondere wenn eine z-Richtungs-Weite eines Röntgendetektors groß ist, die Verwendung einer dreidimensionalen Bildrekonstruktion effektiv, um Röntgenstrahlkonuswinkelartefakte zu unterdrücken. Es ist möglich, die Qualität eines Tomographiebildes, das durch einen Spiralscann mit hoher Geschwindigkeit und großem Spiralpitchfaktor dreidimensional rekonstruiert worden ist, aufgrund der dreidimensionalen Bildrekonstruktion zu verbessern, wenn die Weite des Röntgendetektors in z-Richtung groß ist.
Gemäß einer fünfzehnten Ausführungsform beendet die Röntgendatenakquisitionsvorrichtung die Röntgendatenakquisition oder führt eine Röntgendatenakquisition erneut aus, wenn eine anormale Periode eines externen Synchronisationssignals oder biologischen Signals oder eine Arrhythmie eines Herzsignals erfasst wird.
Wenn eine Bildrekonstruktion unter Verwendung von Röntgenprojektionsdaten vorgenommen wird, bei der eine anormale Periode eines externen Synchronisationssignals oder eine anormale Periode eines biologischen Signals oder eine Arrhythmie eines Elektrokardiogrammsignals erfasst wird, treten in einem Tomographiebild Artefakte auf. Wenn diese für die Diagnose ungeeignet sind, hat es eine nutzlose Strahlungsexposition zur Folge. In der Röntgen-CT-Vorrich tung gemäß der fünfzehnten Ausführungsform wird, um dies zu vermeiden, die Röntgendatenakquisition unterbrochen, wenn die anormale Periode des externen Synchronisationssignals oder die anormale Periode des biologischen Signals oder die Arrhythmie des Elektrokardiogrammsignals erfasst wird, wodurch es ermöglicht wird, eine nutzlose Exposition zu vermeiden und eine Strahlungsbelastung zu reduzieren. Wenn die Röntgendatenakquisition nicht unterbrochen werden kann, wird die Röntgenprojektionsdatenakquisition erneut durchgeführt.
Gemäß einer sechzehnten Ausführungsform beschleunigt die Röntgendatenakquisitionsvorrichtung einen relativen Arbeitsablauf oder Betrieb zwischen einem Objekt und einem Röntgendatenakquisitionssystem, einschließlich eines Röntgenstrahlgenerators und eines Röntgenstrahldetektors, nachdem ein Startbefehl für die Röntgendatenakquisition ausgegeben worden ist, um einen Spiralscann durchzuführen.
Der Grund, warum eine Steuerung bei einer durch ein Elektrokardiogramm synchronisierten Bildgebung schwierig ist, liegt darin, dass nicht bestimmt werden kann, wann das nachfolgende elektrokardiographische Signal auftritt. In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der sechzehnten Ausführungsform kann ein relativer Betrieb zwischen einem Röntgendatenakquisitionssystem und einem Objekt sofort nach dem Start eines tatsächlichen Scanns oder Spiralscanns mit variablem Pitchfaktor oder Helical-Shuttle-Scanns gestartet werden, was eine Akquisition von Röntgenprojektionsdaten selbst während einer Beschleunigung des relativen Betriebs ermöglicht, wobei danach die Röntgendatenakquisition zeitlich ausreichend gleichmäßig gehalten werden kann, wenn der relative Betrieb zwischen dem Röntgendatenakquisitionssys tem und dem Objekt gestartet wird, um für das nachfolgende Elektrokardiogrammsignal bereitzustehen.
Gemäß einer siebzehnten Ausführungsform beschleunigt die Röntgendatenakquisitionsvorrichtung einen relativen Ablauf oder Betrieb zwischen einem Objekt und einem Röntgendatenakquisitionssystem, einschließlich eines Röntgenstrahlgenerators und eines Röntgenstrahldetektors, bevor ein Startbefehl für die Röntgendatenakquisition ausgegeben wird, um mit einem Anlaufen zu beginnen, wobei sie in diesem Zustand einen Spiralscann durchführt.
Der Grund, warum eine Steuerung bei einer durch ein Elektrokardiogramm synchronisierten Bildgebung schwierig ist, liegt darin, dass nicht bestimmt werden kann, wann das nachfolgende Elektrokardiogrammsignal auftritt. Dies bedeutet bei einem Spiralscann, dass ein relativer Betrieb zwischen einem Röntgendatenakquisitionssystem und einem Objekt sofort nach dem Start eines tatsächlichen Scanns auf eine konstante Geschwindigkeit beschleunigt wird, so dass eine Röntgendatenakquisition nicht durchgeführt werden kann. In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der siebzehnten Ausführungsform wird die letzte mittlere Herzperiode, z.B. die mittlere Herzperiode aus den letzten vier Herzschlägen, im Vorfeld bestimmt, bevor ein Startbefehl zur Röntgendatenakquisition ausgegeben wird, wenn der Spiralscann durchgeführt wird. Unter Berücksichtigung der zur Beschleunigung des relativen Betriebs auf die konstante Geschwindigkeit bereitgestellten Zeit und einer während dieser Zeit durchlaufenen Anlaufstrecke oder einer Anlaufzeit kann eine Röntgenprojektionsdatenakquisition ausgehend von einer vorbestimmten z-Richtungs-Koordinatenposition oder einem Zeitpunkt oder einer z-Richtungs-Koordinatenposition oder einem Zeitpunkt, denen ein Grenzwert zugeteilt wird, mit einer Zeitvorgabe, bei der ein Elektrokardiogrammsignal vorhergesagt wird, oder einer Zeitvorgabe mit einem Grenzwert, gestartet werden.
Gemäß einer achtzehnten Ausführungsform ist der Röntgendetektor ein mehrreihiger Röntgendetektor mit mehreren Detektorreihen oder ein zweidimensionaler Röntgenflächendetektor mit einem Matrixaufbau, wie er durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor verkörpert ist.
In der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der achtzehnten Ausführungsform ist der Röntgendetektor durch einen Mehrreihen-Röntgendetektor, der mehrere Detektorreihen aufweist, oder einen zweidimensionalen Röntgenflächendetektor eines Matrixaufbaus gebildet, wie er gewöhnlich durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor gebildet ist. Demgemäß kann eine Hochgeschwindigkeits-Projektionsdatenakquisition durchgeführt werden.
Gemäß einer neunzehnten Ausführungsform ist der Spiralscann ein normaler Spiralscann, der zur kontinuierlichen Veränderung einer relativen Stellung zwischen einem Objekt und einem Röntgendatenakquisitionssystem, einschließlich eines Röntgenstrahlgenerators und eines Röntgenstrahldetektors, in der Richtung einer Körperachse des Objektes gemeinsam mit der Drehung des Röntgendatenakquisitionssystems eingerichtet ist, oder ein Shuttle-Scann, der zur Hin- und Herverschiebung der relativen Stellung zwischen dem Röntgendatenakquisitionssystem und dem Objekt eingerichtet ist, um einen Spiralscann durchzuführen, oder ein Spiralscann mit variablem Pitchfaktor, der dazu eingerichtet ist, in dem Zeitpunkt, in dem die relative Stellung zwischen dem Röntgendatenakquisitionssystem und dem Objekt verändert wird, einen Spiralpitchfaktor zu verändern.
Somit kann eine für verschiedene medizinische Zwecke eingerichtete Bildgebung an in verschiedenen Zuständen befindlichen Objekten (Organen) ordnungsgemäß bewerkstelligt werden.
Effekte der Erfindung
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird der vorteilhafte Effekt herbeigeführt, dass die Bildgebung des Objektes, beispielsweise eines Herzens, mittels eines Spiralscanns, eines Spiralscanns mit variablem Pitchfaktor oder eines Helical-Shuttle-Scanns einer Röntgen-CT-Vorrichtung, die einen mehrreihigen Röntgendetektor oder einen zweidimensionalen Röntgenflächendetektor eines Matrixaufbaus, wie er durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor verkörpert ist, bei niedriger Strahlungsexposition und mit hoher Geschwindigkeit sowie mit hoher Bildqualität verwirklicht werden kann.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt ein Blockschaltbild unter Veranschaulichung einer Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
2 zeigt ein erläuterndes Schaubild eines Röntgenstrahlgenerators (einer Röntgenröhre) und eines Mehrreihen-Röntgendetektors, betrachtet in einer x-y-Ebene.
3 zeigt ein erläuterndes Schaubild des Röntgengenerators und des Mehrreihen-Röntgendetektors, betrachtet in einer y-z-Ebene.
4 zeigt ein Flussdiagramm unter Veranschaulichung des Ablaufs einer Objektbildaufnahme.
5 zeigt ein Flussdiagramm unter Veranschaulichung eines prinziphaften Funktionsablaufs für eine Bildrekonstruktion der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
6 zeigt ein Flussdiagramm unter Veranschaulichung der Einzelheiten einer Vorverarbeitung.
7 zeigt ein Flussdiagramm unter Angabe der Einzelheiten eines dreidimensionalen Bildrekonstruktionsprozesses.
8 zeigt eine Konzeptdarstellung unter Veranschaulichung eines Zustands, in dem Linien auf einer Rekonstruktionsfläche in einer Röntgendurchdringungsrichtung projiziert werden.
9 zeigt eine Konzeptdarstellung unter Veranschaulichung von auf eine Röntgendetektorfläche projizierten Linien.
10 zeigt eine Konzeptdarstellung unter Veranschaulichung eines Zustands, in dem Projektionsdaten Dr(Ansicht, x, y) auf eine Bildrekonstruktionsfläche projiziert werden.
11 zeigt eine Konzeptdarstellung unter Veranschaulichung von Rückprojektionspixeldaten D2, die jeweiligen Pixeln auf einer Bildrekonstruktionsfläche entsprechen.
12 zeigt eine erläuternde Darstellung unter Veranschaulichung eines Zustands, in dem Rückprojektionspixeldaten D2 über sämtliche Ansichten hinweg in Verbindung mit Pixeln aufaddiert werden, um Rückprojektionsdaten D3 zu erhalten.
13 zeigt eine Konzeptdarstellung unter Veranschaulichung eines Zustands, in dem Linien auf einem kreisförmigen Rekonstruktionsbereich in einer Röntgendurchdringungsrichtung projiziert werden.
14 zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung eines Bildgebungsbedingungen- oder Bildaufnahmebedingungen-Eingabebildschirms der Röntgen-CT-Vorrichtung.
15 zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung von Beispielen für ein dreidimensionales Volumenrendering-Bildanzeigeverfahren, ein MPR-Bildanzeigeverfahren und ein dreidimensionales MIP-Bildanzeigeverfahren.
16 zeigt ein erläuterndes Schaubild unter Veranschaulichung einer mit einem biologischen Signal synchronisierten Bildrekonstruktion eines Segmentes eines Spiralhalbscanns (180° + Fächerwinkel).
17 zeigt ein erläuterndes Schaubild unter Veranschaulichung einer in drei Segmente unterteilten Bildrekonstruktion eines Spiralhalbscanns (180° + Fächerwinkel).
18 zeigt ein erläuterndes Schaubild unter Veranschaulichung einer in vier Segmente unterteilten Bildrekonstruktion eines Spiralvollscanns (360°).
19 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer gewichteten Addition von Projektionsdaten auf jeweiligen Segmenten.
20 zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung von Band- bzw. Streifenartefakten auf einer dreidimensionalen Herzanzeige.
21 zeigt ein Flussdiagramm unter Veranschaulichung einer herkömmlichen Herzbilderzeugung.
22(a) zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung der Signalform eines Elektrokardiogrammsignals eines Objektes.
22(b) zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung eines auf einer Herzphase basierenden Synchronisationssignals.
22(c) zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung eines auf einer herzgetriggerten Phase basierenden Synchronisationssignals.
23 zeigt ein Flussdiagramm für eine erste Ausführungsform.
24 zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung eines mesodiastolischen koronalen Herzbildes.
25 zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung der Beziehung zwischen einem Spiralscann bei einem tatsächlichen Scannvorgang und einem periodischen Herzsignal.
26 zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung der Beziehung zwischen einem Spiralscann bei einem tatsächlichen Scannvorgang und einem periodischen Herzsignal, wenn eine Herzperiode lang ist.
27 zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung der Beziehung zwischen einem Spiralscann bei einem tatsächlichen Scannvorgang und einem periodischen Herzsignal, wenn eine Herzperiode kurz ist.
28 zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung eines mit der Strömung eines Kontrastmittels synchronen Bildgebungsprozesses.
29 zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung eines intermittierenden Scanns für einen Kontroll- oder Überwachungsscann.
30(a) zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung eines Basistomographiebildes.
30(b) zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung einer beispielhaften Anzeige eines Kontrollscanns für eine mit einem Kontrastmittel synchrone Bildaufnahme.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung ist nachstehend in weiteren Einzelheiten anhand von in den Figuren dargestellten Ausführungsformen erläutert. Im Übrigen ist die vorliegende Erfindung nicht auf oder durch die veranschaulichten Ausführungsformen beschränkt.
1 zeigt ein Konfigurationsblockschaltbild unter Veranschaulichung einer Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Die Röntgen-CT-Vorrichtung 100 ist mit einer Bedienkonsole 1, einem Bildgebungs- oder Bildaufnahmetisch 10 und einer Scanngantry 20 ausgestattet.
Die Bedienkonsole 1 enthält eine Eingabevorrichtung 2, die eine Eingabe von einem Bediener entgegennimmt, eine zentrale Verarbeitungseinheit 3, die eine Vorverarbeitung, eine Bildrekonstruktionsverarbeitung, eine Nachverarbeitung etc. ausführt, einen Datenakquisitionspuffer oder -zwischenspeicher 5, der durch die Scanngantry 20 akquirierte Röntgendetektordaten akquiriert oder sammelt, einen Monitor oder Bildschirm 6, der ein Tomographiebild anzeigt, das aus Projektionsdaten rekonstruiert wird, die durch Vorverarbeitung der Röntgendetektordaten erhalten werden, und eine Speichervorrichtung 7, die Programme, Röntgendetektordaten, Projektionsdaten und Röntgentomographiebilder speichert.
Eine Eingabe der Bildgebungs- oder Bildaufnahmebedingungen wird mittels der Eingabevorrichtung 2 vorgenommen und in der Speichervorrichtung 7 gespeichert. 14 zeigt ein Beispiel für einen Bildgebungsbedingungen-Eingabebildschirm. Auf dem Bildgebungsbedingungen-Eingabebildschrim 13A wird eine Eingabetaste oder -schaltfläche 13a zur Vornahme einer vorbestimmten Eingabe angezeigt. 14 veranschaulicht einen Bildschirm, auf dem eine Scann-Registerkarte oder ein Scann-Reiter ausgewählt worden ist. Wenn P-Rekon als der Reiter ausgewählt wird, wird eine Eingabeanzeige derart umgeschaltet, wie dies unter der 14 aufgezeichnet ist. Über der Eingabeschaltfläche 13a ist ein Tomographiebild 13b dargestellt, während ein Rekonstruktionsbereich 13c weiter unten angezeigt wird. Biologische Signale, beispielsweise ein Atmungssignal, ein Elektrokardiogrammsignal etc., können bedarfsweise in der in der oberen rechten Ecke dargestellten Weise angezeigt werden.
Der Bildaufnahmetisch 10 enthält eine Liege oder ein Gestell 12, die bzw. das ein Objekt in eine Bohrung oder Öffnung der Scanngantry 20 hineinführt und aus dieser herausführt, wobei das Objekt auf der Liege bzw. dem Gestell 12 platziert ist. Die Liege 12 wird auf dem Bildaufnahmetisch mittels eines in dem Bildaufnahmetisch 10 eingebauten Motors angehoben und linear verschoben.
Die Scanngantry 20 enthält eine Röntgenstrahlröhre 21, eine Röntgensteuerungseinrichtung 22, einen Kollimator 23, ein Röntgenstrahlformungsfilter 28, einen mehrreihigen Röntgendetektor 24, ein DAS (Datenakquisitionssystem) 25, eine Drehabschnittssteuerung 26, die die Drehung der Röntgenröhre 21 oder dergleichen rund um eine Körperachse des Objektes steuert, und eine Steuerungseinrichtung 29, die Steuerungssignale oder dergleichen mit der Bedienkonsole 1 und dem Bildaufnahmetisch 10 austauscht. Der Röntgenstrahlformungsfilter 28 ist ein Röntgenfilter, der derart konfiguriert ist, dass er, betrachtet in der Richtung der Röntgenstrahlen, zu dem Drehmittelpunkt hin, der dem Bildge bungszentrum entspricht, die dünnste Stärke aufweist, und dass seine Stärke bzw. Dicke in Richtung zu seinem Randbereich hin zunimmt, damit er in der Lage ist, mehr Röntgenstrahlen zu absorbieren. Folglich kann eine Körperoberfläche eines Objektes, dessen Querschnittsgestalt annähernd kreisförmig oder elliptisch ist, einer geringen Strahlungsbelastung ausgesetzt werden. Die Scanngantry 20 kann durch eine Scanngantry-Neigungssteuerung 27 um ungefähr +/– 30° oder ähnlich nach vorne und nach hinten, betrachtet in der z-Richtung, geneigt werden.
Die Röntgenstrahlröhre 21 und der mehrreihige Röntgendetektor 24 werden um den Drehmittelpunkt IC herum gedreht. Unter der Annahme, dass die vertikale Richtung eine y-Richtung ist, die horizontale Richtung eine x-Richtung ist und die zu diesen orthogonale Bewegungsrichtung sowohl des Tisches als auch der Liege eine z-Richtung ist, stellt die Ebene, auf der die Röntgenröhre 21 und der mehrreihige Röntgendetektor 24 gedreht werden, eine x-y-Ebene dar. Die Richtung, in der die Liege 12 verschoben wird, entspricht der z-Richtung.
Ein Elektrokardiograph 31 führt der Vorrichtung ein Elektrokardiogrammsignal (EKG-Signal) des Objektes zu. Die Signalform des Elektrokardiogrammsignals ist allgemein in 22(a) veranschaulicht. Unter der Annahme, dass eine Herzrate 75 bpm (Beat per Minute/Schläge pro Minute) beträgt, dauert ein Herzzyklus oder eine Herzperiode 0,8 Sekunden, und in dieser Periode treten derartige EKG-Wellenformen (P-Welle, QRS-Welle, T-Welle und U-Welle), wie sie in der Zeichnung veranschaulicht sind, auf. Die Herzvorhöfe werden in der Zeitdauer der P-Welle angeregt und kontrahieren sich, wodurch einem Blutstrom sowohl aus einer großen Vene als auch einer Pulmonalvene ermöglicht wird, zu der Ventrikelseite zu strömen. Während der Zeitdauer der nachfolgenden QRS-Welle regen sich die Herzvorhöfe von ihrem Erregungszustand ab, während der Herzventrikel oder die Herzkammer erregt wird und sich kontrahiert, wodurch der Blutstrom der Herzkammer in eine Hauptarterie und eine Pulmonalarterie gedrückt wird. Zur Zeit der nachfolgenden T-Welle regt sich die Herzkammer ab. Die Bewegung des Herzens wird zu der Zeit (in der Herzphase von 75 %) der nachfolgenden U-Welle am flachsten. Da der Elektrokardiograph 31 mit der Steuerungseinrichtung 29 verbunden ist, ist die Steuerungseinrichtung 29 in der Lage, einen Scann durchzuführen, während ein Scannvorgang mit dem Herzschlag synchronisiert ist.
1 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer geometrischen Anordnung oder eines geometrischen Aufbaus der Röntgenröhre 21 und des Mehrreihen-Röntgendetektors 24, betrachtet in der x-y-Ebene. 3 zeigt ein Schaubild unter Veranschaulichung einer geometrischen Anordnung oder eines geometrischen Aufbaus der Röntgenröhre 21 und des mehrreihigen Röntgendetektors 24, betrachtet von einer y-z-Richtung aus. Die Röntgenröhre 21 erzeugt ein Röntgenstrahlbündel, das als Konusstrahl CB bezeichnet wird. Wenn die Richtung einer Zentral- oder Mittelachse des Konusstrahls CB parallel zu der y-Richtung verläuft, ist dies als ein Ansichtswinkel von 0° definiert.
Der mehrreihige Röntgendetektor 24 weist Röntgendetektorreihen bzw. -zeilen auf, die J Reihen, beispielsweise 256 Reihen, betrachtet in der z-Richtung, entsprechen. Jede Röntgendetektorreihe weist Röntgendetektorkanäle auf, die I Kanälen, beispielsweise 1024 Kanälen, betrachtet in einer Kanalrichtung, entsprechen.
In 2 wird ein Röntgenstrahl, der von dem Röntgenfokuspunkt der Röntgenröhre 21 ausgesandt wird, durch das Röntgenstrahlformungsfilter 28 in einer derartigen Weise eingestellt, dass mehr Röntgenstrahlen in dem Zentrum eines Rekonstruktionsbereiches P ausgestrahlt und weniger Röntgenstrahlen in dem Randbereich von diesem ausgestrahlt werden. Nachdem die Röntgenstrahlendosis auf diese Weise räumlich gesteuert bzw. beeinflusst worden ist, werden die Röntgenstrahlen in einem in dem Rekonstruktionsbereich P vorliegenden Objekt absorbiert, wobei die durchgelassenen Röntgenstrahlen durch den mehrreihigen Röntgendetektor 24 in Form von Röntgendetektordaten akquiriert werden.
In 3 wird der Röntgenstrahl, der von dem Röntgenstrahlfokuspunkt der Röntgenstrahlröhre 21 ausgesandt wird, in der Richtung einer Schichtdicke eines Tomographiebildes durch den Röntgenstrahlkollimator 23 gesteuert bzw. beeinflusst. Dies bedeutet, dass der Röntgenstrahl in einer derartigen Weise gesteuert wird, dass die Weite bzw. Breite des Röntgenstrahlbündels auf der zentralen oder Drehmittelachse IC zu D wird. Die Röntgenstrahlen werden in dem in der Umgebung der zentralen Drehmittelachse IC befindlichen Objekt absorbiert, wobei die durchgelassenen Röntgenstrahlen durch den mehrreihigen Röntgendetektor 24 als Röntgendetektordaten erfasst werden.
Das Objekt wird mit Röntgenstrahlen beaufschlagt, während die akquirierten Projektionsdaten von dem mehrreihigen Röntgendetektor 24 durch das Datenakquisitionssystem (DAS) 25 einer A/D-Wandlung unterzogen und wiederum über einen Schleifring 30 dem Datenakquisitionspuffer 5 zugeführt werden. Die dem Datenakquisitionspuffer 5 zugeführten Daten werden durch die zentrale Verarbeitungseinheit 3 entsprechend einem zugehörigen Programm, das in der Speichervorrichtung 7 abgespeichert ist, verarbeitet, so dass die Daten zu einem Tomographiebild rekonstruiert und anschließend auf dem Monitor 6 angezeigt werden. Im Übrigen kann, obwohl in der vorliegenden Ausführungsform der mehrreihige Röntgendetektor 24 verwendet wird, auch ein zweidimensionaler Röntgenflächendetektor eines Matrixaufbaus, wie er durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor verkörpert ist, oder ein Röntgendetektor einer einreihigen Bauart ebenfalls verwendet werden.
Flussdiagramm der Betriebsweise der Röntgen-CT-Vorrichtung
4 zeigt ein Flussdiagramm unter Veranschaulichung eines groben Überblicks über die Funktionsweise der Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß der vorliegenden Ausführungsform.
In Schritt P1 wird das Objekt auf der Liege 12 platziert und seine Ausrichtung vorgenommen. Mit dem auf der Liege 12 positionierten Objekt wird eine Schichtlichtzentrumsposition der Scanngantry mit einem Referenzpunkt jedes Bereichs oder jeder Region des Objektes ausgerichtet.
In Schritt P2 wird eine Akquisition eines Scout-Bildes oder Übersichtsbildes (das auch als „Scanobild" oder „Röntgendurchdringungsbild" bezeichnet wird) durchgeführt. Das Scout-Bild wird normalerweise bei 0° und bei 90° erzeugt oder aufgenommen. In Abhängigkeit von dem Bereich, wie beispielsweise in dem Fall eines Kopfes, kann auch nur das 90°-Scout-Bild aufgenommen werden. Bei der Scout-Bildauf nahme werden die Vorgänge der Festsetzung der Röntgenstrahlröhre 21 und des Mehrreihen-Röntgendetektors 24 und der Bewerkstelligung einer Datenakquisition der Röntgendetektordaten durchgeführt, während die Liege 12 linear verschoben wird. Die Einzelheiten der Aufnahme des Scout-Bildes sind nachstehend im Zusammenhang mit 5 beschrieben.
In Schritt P3 wird eine Bildgebungsbedingungseinstellung vorgenommen, während die Position und Größe eines aufzunehmenden Tomographiebildes auf dem Scout-Bild angezeigt werden. Die vorliegende Ausführungsform weist mehrere Scannschemata, beispielsweise einen herkömmlichen Scann (Axialscann), einen Spiralscann (Helical Scann), einen Spiralscann mit variablem Pitchfaktor (Variable Pitch Helical Scann), einen Spiralscann mit Hin- und Herbewegung (Helical-Shuttle-Scann), etc., auf. Der herkömmliche Scann ist ein Scannverfahren mit Drehung der Röntgenröhre 21 und des mehrreihigen Röntgendetektors 24 jedes Mal, wenn die Liege 12 in vorbestimmten Intervallen in einer z-Achsenrichtung verschoben wird, wodurch Projektionsdaten akquiriert werden. Der Spiralscann ist ein Bildaufnahme- oder Bildgebungsverfahren mit einer Bewegung der Liege 12 mit einer konstanten Geschwindigkeit, während das aus der Röntgenröhre 21 und dem mehrreihigen Röntgendetektor 24 ausgebildete Datenakquisitionssystem gedreht wird, wodurch Projektionsdaten akquiriert werden. Der Spiralscann mit variablem Pitchfaktor ist ein Bildgebungsverfahren mit einer Variation der Geschwindigkeit oder des Vorschubs der Liege 12, während das Datenakquisitionssystem, das durch die Röntgenröhre 21 und den mehrreihigen Röntgendetektor 24 gebildet ist, in einer ähnlichen Weise wie bei dem Spiralscann gedreht wird, wodurch Projektionsdaten akquiriert werden. Der Helical-Shuttle-Scann ist ein Scannverfahren mit einer Beschleunigung/Verzögerung der Liege 12, während das durch die Röntgenröhre 21 und den mehrreihigen Röntgendetektor 24 gebildete Datenakquisitionssystem in einer ähnlichen Weise wie bei dem Spiralscann gedreht wird, wodurch die Liege in der positiven oder negativen Richtung einer z-Achse hin- und herbewegt wird, um Projektionsdaten zu akquirieren. Wenn diese mehreren Bildaufnahmen festgelegt sind, wird eine Information über die gesamte Röntgenstrahlendosis, die einer einzelnen Zeitdauer entspricht, angezeigt. Wenn bei einem kinematographischen Scann (Cine-Scann) die Anzahl von Umdrehungen oder die Zeitdauer eingegeben wird, wird eine Information über die Röntgenstrahlendosis in dem interessierenden Bereich, die der eingegebenen Anzahl von Umdrehungen oder Zeitdauer entspricht, angezeigt.
In Schritt P4 wird ein Tomographiebild aufgenommen. Die Einzelheiten der Tomographiebildaufnahme und seiner Rekonstruktion sind nachstehend in Zusammenhang mit 5 erläutert.
In Schritt P5 wird das rekonstruierte Tomographiebild angezeigt.
In Schritt P6 wird eine dreidimensionale Bildanzeige, wie in 15 veranschaulicht, unter Verwendung eines Tomographiebildes vorgenommen, das in einer kontinuierlichen Weise in der z-Richtung als ein dreidimensionales Bild aufgenommen worden ist.
Als dreidimensionale Bildanzeigeverfahren sind in 15 ein dreidimensionales Volumenrendering-Bildanzeigeverfahren 40, ein dreidimensionales MIP(Maximalintensitätspro jektion)-Bildanzeigeverfahren 41, ein MPR(Multiplanare Reformatierung)-Bildanzeigeverfahren 42 und ein dreidimensionales Reprojektion-Bildanzeigeverfahren veranschaulicht. Die verschiedenen Bildanzeigeverfahren können entsprechend den diagnostischen Anwendungen geeignet eingesetzt werden.
Funktionsflussdiagramm zur Tomographiebildaufnahme und Scout-Bildaufnahme
5 zeigt ein Flussdiagramm unter Veranschaulichung eines groben Überblicks über die Funktionsweise bzw. Vorgänge für die Tomographiebilderzeugung und Scout-Bilderzeugung der Röntgen-CT-Vorrichtung 100 gemäß der vorliegenden Erfindung.
In Schritt S1 werden bei einem Spiralscann der Vorgänge der Drehung der Röntgenröhre 21 und des mehrreihigen Röntgendetektors 24 rund um das Objekt und der Bewerkstelligung einer Datenakquisition von Röntgendetektordaten, während die Liege 12, die auf dem Bildgebungs- oder Aufnahmetisch 10 angeordnet ist, linear verschoben wird, ausgeführt. Indem eine Datenakquisition in Bezug auf einen Bereich mit einer konstanten Geschwindigkeit durchgeführt wird, wird zu den Röntgendetektordaten D0(Ansicht,j,i) (wobei j=1 bis ZEILE und i=1 bis CH), die durch einen Ansichtswinkel Ansicht, eine Detektorreihennummer j und eine Kanalnummer i gekennzeichnet sind, eine z-Richtungs-Koordinatenposition des Tisches Z-Tisch (Ansicht) hinzugefügt.
Die z-Richtungs-Koordinatenposition kann den Röntgenprojektionsdaten beigefügt oder in Verbindung mit den Röntgenprojektionsdaten in Form einer weiteren Datei verwendet werden. Eine Information über die z-Richtungs-Koordinatenposition wird verwendet, wenn die Röntgenprojektionsdaten bei dem Helical-Shuttle-Scann und dem Spiralscann mit variablem Pitchfaktor dreidimensional rekonstruiert werden. Unter Verwendung dieser Information bei einem Spiralscann, einem herkömmlichen Scann (Axialscann) oder einem kinematographischen Scann kann eine Verbesserung der Genauigkeit eines rekonstruierten Tomographiebildes und eine Verbesserung seiner Qualität ebenfalls herbeigeführt werden.
Als die z-Richtungs-Koordinatenposition können Positionssteuerdaten für die auf dem Bildaufnahmetisch 10 angeordnete Liege 12 verwendet werden. Alternativ können auch z-Richtungs-Koordinatenpositionen zu jeweiligen Zeitpunkten, die aus dem gemäß der Bildgebungsbedingungeneinstellung festgelegten Bildgebungsvorgang vorhergesagt werden, verwendet werden.
Bei einem Spiralscann mit variablem Pitchfaktor oder einem Helical-Shuttle-Scann wird zusätzlich zu der Datenakquisition für den Bereich mit konstanter Geschwindigkeit auch eine Datenakquisition bei einer Beschleunigung und Verzögerung vorgenommen.
Bei einem herkömmlichen Scann (Axialscann) oder einem kinematographischen Scann (Cine-Scann) wird das Datenakquisitionssystem einmal oder mehrere Male gedreht, während die auf dem Bildaufnahmetisch 10 platzierte Liege 12 in einer gegebenen z-Richtungsposition ortsfest gehalten wird, um somit eine Datenakquisition von Röntgendetektordaten auszuführen. Die Liege 12 wird in der erforderlichen Weise in die nächste z-Richtungsposition überführt, und danach wird das Datenakquisitionssystem einmal oder mehrere Male erneut gedreht, um eine Datenakquisition von Röntgendetektordaten durchzuführen.
Bei der Übersichtsbild- bzw. Scout-Bilderzeugung werden die Vorgänge der ortsfesten Fixierung bzw. Festsetzung der Röntgenröhre 21 und des mehrreihigen Röntgendetektors 24 und der Durchführung einer Datenakquisition von Röntgendetektordaten, während die auf dem Bildaufnahmetisch 10 angeordnete Liege 12 linear verschoben wird, ausgeführt.
In Schritt S2 wird eine Vorverarbeitung an den Röntgendetektordaten D0(Ansicht,j,i) durchgeführt, um diese in Projektionsdaten zu wandeln. 6 veranschaulicht einen speziellen Prozess in der Vorverarbeitung nach Schritt S2. In Schritt S21 wird eine Offsetkorrektur (Versatzwertkorrektur) durchgeführt. In Schritt S22 wird eine logarithmische Umsetzung durchgeführt. In Schritt S23 wird eine Röntgendosiskorrektur durchgeführt. In Schritt S24 wird eine Empfindlichkeitskorrektur durchgeführt.
In dem Fall einer Scout-Bilderzeugung werden die vorverarbeiteten Röntgendetektordaten zu einem Scout-Bild vervollständigt, wenn eine Pixelgröße, betrachtet in der Kanalrichtung, und eine Pixelgröße, betrachtet in der z-Richtung, die der linearen Bewegungsrichtung der Liege 12 entspricht, in Übereinstimmung mit der Anzeigepixelgröße des Bildschirms 6 angezeigt werden.
Erneut bezugnehmend auf 5, wird in Schritt S3 an den vorverarbeiteten Projektionsdaten D1(Ansicht,j,i) eine Strahlaufhärtungskorrektur erzielt. Unter der Annahme, dass bei der Strahlaufhärtungskorrektur nach Schritt S3 die Projektionsdaten, die der Empfindlichkeitskorrektur nach Schritt S24 bei der Vorverarbeitung S2 unterworfen worden sind, als D1(Ansicht,j,i) definiert sind und die aus der Strahlaufhärtungskorrektur S3 folgenden Daten als D11(Ansicht,j,i) definiert sind, wird die Strahlaufhärtungskorrektur nach Schritt S3 beispielsweise in Form eines Polynoms ausgedrückt, wie er nachstehend durch die folgende Gleichung (1) angegeben ist. Im Übrigen ist in der vorliegenden Ausführungsform eine Multiplikationsoperation oder -berechnung durch „·" ausgedrückt.
Gleichung 1

D11 (Ansicht,j,i) = D1(Ansicht,j,i)·(B0(j,i) + B1(j,i)·D1(Ansicht,j,i)+ B2(j,i)·D1(Ansicht,j,i)2) (1),

Da zu dieser Zeit die Strahlaufhärtungskorrekturen unabhängig voneinander für jede Reihe j des Detektors gesondert durchgeführt werden können, können Unterschiede in den Röntgenenergieeigenschaften der Detektoren für jede Reihe korrigiert werden, wenn sich die jeweiligen Röhrenspannungen des Datenakquisitionssystems in den Bildgebungsbedingungen unterscheiden.
In Schritt S4 wird ein z-Filter-Faltungsprozess zur Anwendung von Filtern in der z-Richtung (Zeilenrichtung) an den Projektionsdaten D11(Ansicht,j,i), die der Strahlaufhärtungskorrektur unterworfen worden sind, durchgeführt.
Dies bedeutet, dass Projektionsdaten des mehrreihigen Röntgendetektors D11(Ansicht,j,i) (wobei i=1 bis CH und j=1 bis ZEILE), die der Vorverarbeitung in dem Datenakquisitions system und der Strahlaufhärtungskorrektur bei jedem Ansichtswinkel unterworfen worden sind, Filtern unterzogen werden, bei denen die Größen der Zeilenrichtungsfilter, wie sie in den folgenden Gleichungen (2) und (3) ausgedrückt sind, beispielsweise fünf Zeilen betragen.
Gleichung (2)

(w1(i), w2(i), w3(i), w4(i), w5(i)) (2),wobei die Summe der obigen Gleichung (2) lautet: Gleichung 3

Dies ist als die gesamte Summe wk(i) definiert, wenn k=1 bis unendlich ist.
Die korrigierten Detektordaten D12(Ansicht,j,i) können wie in der folgenden Gleichung (4) ausgedrückt werden: Gleichung 4
Im Übrigen wird angenommen, dass der maximale Wert für den Kanal CH ist und der maximale Wert für die Zeile ZEILE ist, wobei dann die folgenden Gleichungen (5) und (6) aufgestellt werden können:
Gleichung 5

D11(Ansicht,-1,i) = D11(Ansicht,0,i) = D11(Ansicht,1,i) (5),

Gleichung 6

D11(Ansicht,ZEILE,i) = D11 (Ansicht,ZEILE+1, i) = D11 (Ansicht, ZEILE+2, i) (6).

Wenn die Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten für jeden Kanal verändert werden, können die Schichtdicken in Abhängigkeit von dem Abstand zu einem Bildrekonstruktionszentrum gesteuert bzw. beeinflusst werden. In einem Tomographiebild wird sein Randbereich in der Schichtdickenrichtung im Allgemeinen dick, verglichen mit seinem Rekonstruktionszentrum. Folglich werden die Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten in dem zentralen Bereich und dem Randbereich derart verändert, dass die Schichtdicken sowohl in dem Randabschnitt als auch in dem Bildrekonstruktionszentrum gleichmäßig gemacht werden können. Wenn beispielsweise die Zeilenrichtungsfilterkoeffizienten in dem zentralen und dem Randabschnitt verändert werden, werden die Zeilenrichtungs-Filterkoeffizienten hinsichtlich ihrer Breite in der Umgebung eines Zentralkanals stark verändert, während die Zeilenrichtungsfilterkoeffizienten im Sinne einer schmalen Breite in der Nachbarschaft eines Randkanals verändert werden, so dass jede Schichtdicke sowohl in dem Randbereich als auch in dem zentralen Bildrekonstruktionsbereich ungefähr gleichmäßig oder konstant gemacht werden kann.
Durch eine derartige Steuerung der Zeilenrichtungsfilterkoeffizienten für die zentralen und Randkanäle des mehr reihigen Röntgendetektors 24 kann jede Schichtdicke auch in den zentralen und Randbereichen gesteuert bzw. beeinflusst werden. Eine geringfügige Vergrößerung der Schichtdicke durch die Zeilenrichtungsfilter ergibt eine große Verbesserung hinsichtlich sowohl der Artefakte als auch des Rauschens. Somit kann auch das Maß der Artefaktverbesserung und das Maß der Rauschverbesserung gesteuert bzw. beeinflusst werden. Dies bedeutet, dass das dreidimensional rekonstruierte Tomographiebild, d.h. die Bildqualität, in der x-y-Ebene gesteuert bzw. beeinflusst werden kann. Als eine weitere Ausführungsform kann auch ein Tomographiebild mit einer geringen Schichtdicke verwirklicht werden, indem die Zeilenrichtungs(z-Richtungs)-Filterkoeffizienten entsprechend Entfaltungsfiltern festgelegt werden.
In Schritt S5 wird ein Rekonstruktionsfunktionsfaltungsprozess durchgeführt. Dies bedeutet, dass die Projektionsdaten einer Fourier-Transformation zur Durchführung einer Transformation in einen Frequenzbereich unterworfen und mit einer Rekonstruktionsfunktion multipliziert werden, wonach sie einer inversen Fourier-Transformation unterworfen werden. Unter der Annahme, dass bei dem Rekonstruktionsfunktions-Faltungsprozess S5 die Daten nach dem z-Filter-Faltungsprozess als D12 definiert sind, die Daten nach dem Rekonstruktionsfunktions-Faltungsprozess als D13 definiert sind und die zu faltende Rekonstruktionsfunktion als Kernel(j) definiert ist, wird der Rekonstruktionsfunktions-Faltungsprozess in der durch die folgende Gleichung (7) angegebenen Weise ausgedrückt. Im Übrigen wird eine Faltungsberechnung oder -operation in der vorliegenden Ausführungsform durch „*" ausgedrückt.
Gleichung 7

D13 (Ansicht,j,i) = D12 (Ansicht,j,i)*Kernel (j) (7).

Dies bedeutet, dass, nachdem die Rekonstruktionsfunktion Kernel(j) Rekonstruktionsfunktions-Faltungsprozesse unabhängig voneinander für jede Zeile j des Detektors gesondert durchführen kann, der Unterschied zwischen für jede Zeile festgelegten Rauscheigenschaften und der Unterschied zwischen Auflösungseigenschaften korrigiert werden kann.
In Schritt S6 wird an den Projektionsdaten D13(Ansicht,j,i), die dem Faltungsprozess mit der Rekonstruktionsfunktion unterworfen worden sind, ein dreidimensionaler Rückprojektionsprozess ausgeführt, um Rückprojektionsdaten D3(x,y,z) zu bestimmen. Ein zu rekonstruierendes Bild wird auf einer zu der z-Achse orthogonalen Ebene, d.h. einer x-y-Ebene, dreidimensional rekonstruiert. Es wird angenommen, dass ein nachstehend erläuterter Rekonstruktionsbereich oder eine Rekonstruktionsebene P parallel zu der x-y-Ebene verläuft. Der dreidimensionale Rückprojektionsprozess ist nachstehend mit Bezug auf 5 erläutert.
In Schritt S7 wird an den Rückprojektionsdaten D3(x,y,z) eine Nachverarbeitung, einschließlich einer Bildfilterfaltung, einer CT-Wert-Konvertierung und dergleichen, bewerkstelligt, um ein Tomographiebild D31(x,y,z) zu erhalten.
Unter der Annahme, dass bei dem Bildfilter-Faltungsprozess in der Nachverarbeitung ein Tomographiebild nach der dreidimensionalen Rückprojektion als D31(x,y,z) definiert ist, die Daten nach der Bildfilterfaltung als D32(x,y,z) definiert sind und ein zweidimensionales Bildfilter, das einer Faltung auf der x-y-Ebene, die einer Tomographiebildebene entspricht, unterworfen wird, als Filter(z) definiert ist, kann die folgende Gleichung (8) angegeben werden.
Gleichung 8

D32(x,y, z) = D31(x,y, z)*Filter (z) (8).

Dies bedeutet, dass nachdem die Bildfilter-Faltungsprozesse unabhängig voneinander für jedes Tomographiebild an jeder z-Koordinatenposition gesondert durchgeführt werden können, die Unterschiede zwischen Rauscheigenschaften und zwischen Auflösungseigenschaften für jede Zeile korrigiert werden können.
Nach dem zweidimensionalen Bildfilter-Faltungsprozess kann ein z-Richtungs-Filterfaltungsprozess im Bildraum durchgeführt werden, wie er nachstehend veranschaulicht ist. Dieser z-Richtungs-Filterfaltungsprozess im Bildraum kann auch vor dem zweidimensionalen Bildfilter-Faltungsprozess durchgeführt werden. Ferner kann ein dreidimensionaler Bildfilter-Faltungsprozess ausgeführt werden, um einen derartigen Effekt herbeizuführen, dass sowohl der zweidimensionale Bildfilterfaltungsprozess, als auch der z-Richtungs-Filterfaltungsprozess im Bildraum gemeinsam benutzt werden.
Unter der Annahme, dass bei dem z-Richtungs-Filterfaltungsprozess im Bildraum ein dem Faltungsprozess mit dem z-Richtungs-Filter im Bildraum unterworfenes Tomographiebild als D33(x,y,z) definiert ist und ein dem zweidimensio nalen Bildfilter-Faltungsprozess unterworfenes Tomographiebild als D32(x,y,z) definiert ist, wird die folgende Gleichung (9) angegeben. Jedoch werden Koeffizienten eines z-Richtungs-Bildraum-Filters, dessen Breite in der z-Richtung 2l+1 beträgt, in Form einer derartigen Koeffizientenreihe ausgedrückt, wie sie nachstehend in Gleichung (10) veranschaulicht ist. Gleichung 9:
Gleichung 10:

v{–l), v(–l+1), ...v(–1), v(0), v(1), ...v(l-1), v(l) (10).

Beim Spiralscann kann der Bildraum-Filterkoeffizient v(i) durch einen von der z-Richtungsposition unabhängigen z-Richtungs-Bildraum-Filterkoeffizienten gebildet sein. Wenn jedoch ein herkömmlicher Scann (Axialscann) oder ein kinematographischer Scann (Cine-Scann) unter Verwendung des zweidimensionalen Röntgenflächendetektors 24 oder des mehrreihigen Röntgendetektors 24 oder dergleichen insbesondere mit großer Detektorbreite in der z-Richtung durchgeführt wird, kann der z-Richtungs-Filterkoeffizient v(i) vorzugsweise einen z-Richtungs-Bildraum-Filterkoeffizienten verwenden, der von der Position jeder Röntgendetektorreihe in der z-Richtung abhängig ist. Dies ist noch effektiver, weil genaue Anpassungen in Abhängigkeit von der Zeilenposition jedes Tomographiebildes vorgenommen werden können.
Das resultierende Tomographiebild wird auf dem Bildschirm 6 angezeigt.
Flussdiagramm für den dreidimensionalen Rückprojektionsprozess
7 zeigt die Einzelheiten des Schritts S6 nach 5 und zeigt ein Flussdiagramm, das den dreidimensionalen Rückprojektionsprozess veranschaulicht. In der vorliegenden Ausführungsform wird ein zu rekonstruierendes Bild auf einer zu der z-Achse orthogonalen Ebene, d.h. einer x-y-Ebene, dreidimensional rekonstruiert. Es wird angenommen, dass der folgende Rekonstruktionsbereich P parallel zu der x-y-Ebene liegt.
In Schritt S61 wird eine von allen Ansichten (d.h. Ansichten entsprechend 360° oder Ansichten entsprechend „180° + Fächerwinkel"), die zur Bildrekonstruktion eines Tomographiebildes erforderlich sind, betrachtet. Es werden Projektionsdaten Dr extrahiert, die jeweiligen Pixeln in einem Rekonstruktionsbereich P entsprechen.
Die Projektionsdaten Pr sind nachstehend unter Verwendung der 8(a) und 8(b) bis 10 erläutert. 8(a) und 8(b) zeigen Konzeptdiagramme unter Veranschaulichung der Projektion von Linien auf einem Rekonstruktionsbereich in einer Röntgendurchdringungsrichtung, wobei 8(a) eine x-y-Ebene veranschaulicht, während 8(b) eine y-z-Ebene veranschaulicht. 9 zeigt ein Konzeptdiagramm unter Veranschaulichung der jeweiligen Linien in einer Bildrekonstruktionsebene, die auf eine Röntgendetektorebene projiziert werden.
Wie in den 8(a) und 8(b) veranschaulicht, wird angenommen, dass ein quadratischer Bereich mit 512 × 512 Pixeln, der parallel zu der x-y-Ebene verläuft, einen Rekonstruktionsbereich P bildet. Eine Pixelreihe L0, die parallel zu der x-Achse bei y=0 verläuft, eine Pixelreihe L63 bei y=63, eine Pixelreihe L127 bei y=127, eine Pixelreihe L191 bei y=191, eine Pixelreihe 255 bei y=255, eine Pixelreihe L319 bei y=319, eine Pixelreihe L383 bei y=383, eine Pixelreihe L447 bei y=447 und eine Pixelreihe L511 bei y=511 werden als beispielhafte Reihen betrachtet. Wenn Projektionsdaten auf den Linien T0 bis T511, wie sie in 9 veranschaulicht sind und die durch Projektion dieser Pixelreihen L0 bis L511 auf die Ebene des mehrreihigen Röntgendetektors 24 in einer Röntgendurchdringungsrichtung erhalten werden, extrahiert werden, ergeben sie Projektionsdaten Dr(Ansicht,x,y) der Pixelreihen L0 bis L511. Jedoch entsprechen x und y den zugehörigen Pixeln (x,y) des Tomographiebildes.
Die Röntgendurchdringungsrichtung wird in Abhängigkeit von den geometrischen Positionen des Röntgenfokuspunktes der Röntgenstrahlröhre 21, der jeweiligen Pixel und des mehrreihigen Röntgendetektors 24 bestimmt. Da jedoch die z-Koordinaten z(Ansicht) der Röntgendetektordaten D0(Ansicht,j,i) bekannt sind, da sie den Röntgendetektordaten in Form einer z-Richtungsposition der Tischlinearbewegung Z-Tisch(Ansicht) beigefügt werden, kann die Röntgendurchdringungsrichtung mit Hilfe des Röntgenfokuspunktes und des Datenakquisitionsgeometriesystems des mehrreihigen Röntgendetektors selbst in dem Fall genau ermittelt werden, wenn die Röntgendetektordaten D0(Ansicht,j,i) während einer Beschleunigung oder Verzögerung akquiriert werden.
Wenn einige der Linien, betrachtet in der Kanalrichtung, außerhalb des mehrreihigen Röntgendetektors 24 verlaufen, wie dies beispielsweise bei der Linie T0 der Fall ist, die durch Projektion der Pixelreihe L0 auf die Ebene des mehrreihigen Röntgendetektors 24 in der Röntgendurchdringungsrichtung erhalten wird, werden die zugehörigen Projektionsdaten Dr(Ansicht,x,y) im Übrigen zu „0" gesetzt. Wenn sie außerhalb des mehrreihigen Röntgendetektors 24, betrachtet in der z-Richtung, angeordnet sind, werden die zugehörigen Projektionsdaten Dr(Ansicht,x,y) durch Extrapolation bestimmt.
Wie in 10 veranschaulicht, können somit die Projektionsdaten Dr(Ansicht,x,y), die jeweiligen Pixeln in dem Rekonstruktionsbereich P entsprechen, extrahiert werden.
Erneut bezugnehmend auf 7 werden die Projektionsdaten Dr(Ansicht,x,y) in Schritt S62 mit einem Konusstrahlrekonstruktionsgewichtungskoeffizienten multipliziert, um Projektionsdaten D2 (Ansicht,x,y) zu erzeugen, wie dies in 11 veranschaulicht ist.
Der Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizient w(i,j) ist nun wie folgt. Wenn in dem Fall einer Fächerstrahlbildrekonstruktion angenommen wird, dass der Winkel, den eine gerade Linie, die den Fokuspunkt der Röntgenstrahlröhre 21 und ein Pixel g(x,y) in dem Rekonstruktionsbereich P (der x-y-Ebene) bei Ansicht = βa miteinander verbindet, gemeinsam mit einer Mittelachse BC eines Röntgenstrahls bildet, γ ist und die entgegengesetzte Ansicht Ansicht = βb ist, kann allgemein die folgende Gleichung angegeben werden.
Gleichung 11

βb = βa + 180° – 2γ (11).

Wenn die Winkel, die der Röntgenstrahl, der durch das Pixel g(x,y) auf der Rekonstruktionsfläche P hindurch tritt, und sein entgegengesetzter Röntgenstrahl gemeinsam mit der Rekonstruktionsebene P bilden, annahmegemäß αa bzw. αb betragen, werden sie mit von diesen abhängigen Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten ωa und ωb multipliziert und gemeinsam aufaddiert, um Rückprojektionspixeldaten D2(0,x,y) auf die folgende Weise zu bestimmen.
Gleichung 12

D2(0,x,y) = ωa·D2(0,x,y)_a + ωb·D2(0,x,y)_b (12),wobei D2(0,x,y)_a Rückprojektionsdaten der Ansicht βa bezeichnet, während D2(0,x,y)_b Rückprojektionsdaten für die Ansicht βb kennzeichnet.

Im Übrigen ist die Summe der Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten, die den zueinander entgegengesetzt gerichteten Strahlen entsprechen, wie folgt:
Gleichung 13

ωa + ωb = 1 (13).

Die obige Addition von durch Multiplikation mit den Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten ωa und ωb erhaltenen Produkten ermöglicht eine Reduktion von Konuswinkelartefakten.
Beispielsweise können durch die folgenden Gleichungen bestimmte Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten ωa und ωb verwendet werden. Im Übrigen kennzeichnet ga einen Gewichtungskoeffizienten der Ansicht βa, während gb einen Gewichtungskoeffizienten der Ansicht βb kennzeichnet.
Unter der Annahme, dass 1/2 eines Fächerstrahlwinkels γmax ist, werden die folgenden Beziehungen (Gleichung 14 bis Gleichung 19) festgesetzt.
Gleichung 14

ga = f (γmax, αa, βa) (14),

Gleichung 15

gb = f(γmax, αb, βb) (15),

Gleichung 16

xa = 2·gaq/(gaq+gbq) (16),

Gleichung 17

xb = 2·gbq/(gaq+gbq) (17),

Gleichung 18

wa = xa2·(3-2xa) (18),

Gleichung 19

wb = xb2·(3-2xb) (19),wobei beispielsweise q=1.

Unter der Annahme, dass max [...] als Funktionen definiert sind, die den größeren Wert ergeben oder einnehmen, sind beispielsweise ga und gb durch die folgenden Gleichungen (Gleichung 20 und Gleichung 21) gegeben:
Gleichung 20

ga = max[0, {(π/2 + γ max – |βa|}]·|tan(αa)| (20),

Gleichung 21

gb = max[0,{(π/2 + γ max) – |βb|}]·|tan(αb) (21).

In dem Fall der Fächerstrahlbildrekonstruktion wird jedes Pixel in dem Rekonstruktionsbereich P ferner mit einem Abstandsfaktor multipliziert. Unter der Annahme, dass der Abstand von dem Fokuspunkt der Röntgenröhre 21 zu jeder Detektorreihe j und jedem Kanal i des mehrreihigen Röntgendetektors 24, die dem Projektionsdatum Dr entsprechen, r0 ist und der Abstand von dem Fokuspunkt der Röntgenröhre 21 zu jedem Pixel in dem Rekonstruktionsbereich P, der dem Projektionsdatum Dr entspricht, r1 ist, ist der Abstandsfaktor in Form von (r1/r2)² gegeben.
In dem Fall einer Parallelstrahlbildrekonstruktion kann jedes Pixel in dem Rekonstruktionsbereich P lediglich mit dem Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten w(i,j) multipliziert werden.
In Schritt S63 werden die Projektionsdaten D2(Ansicht,x,y) zu ihren zugehörigen Rückprojektionsdaten D3(x,y), die im Vorfeld zu null gesetzt werden, addiert. 12 zeigt das Konzept der Aufaddition der Projektionsdaten D2(Ansicht,x,y) für jedes Pixel.
In Schritt S64 werden die Schritte S61 bis S63 in Bezug auf sämtliche zur Bildrekonstruktion des Tomographiebildes erforderlichen Ansichten (d.h. Ansichten, die 360° entsprechen, oder Ansichten entsprechend „180° + Fächerwinkel") wiederholt. Eine Aufaddition sämtlicher Ansichten, die zur Bildrekonstruktion erforderlich sind, macht es möglich, Rückprojektionsdaten D3(x,y) zu erhalten, wie sie in der linken Darstellung von 12 veranschaulicht sind.
Das Flussdiagramm für den dreidimensionalen Rückprojektionsprozess nach 7 entspricht einem, bei dem der Bildrekonstruktionsbereich P, wie in 8 veranschaulicht, durch ein Quadrat mit 512 × 512 Pixeln beschrieben ist. Jedoch wird diesbezüglich keine Beschränkung auferlegt. 13(a) und 13(b) zeigen jeweils Konzeptdiagramme unter Veranschaulichung eines Zustands, in dem Linien auf einem kreisförmigen Bildrekonstruktionsbereich in einer Röntgendurchdringungsrichtung projiziert werden, wobei 13(a) eine x-y-Ebene veranschaulicht, während 13(b) eine y-z-Ebene veranschaulicht.
Wie in den 13(a) und 13(b) veranschaulicht, kann der Rekonstruktionsbereich P in Form einer Kreisfläche festgesetzt werden, deren Durchmesser 512 Pixel beträgt, anstatt diesen als Quadratfläche mit 512 × 512 Pixeln festzulegen.
Eine Ausführungsform, die ein Herzbildgebungsverfahren veranschaulicht, das zur Durchführung einer Bildgebung mit guter Qualität bei hoher Geschwindigkeit unter geringer Strahlenexposition unter Verwendung der Röntgen-CT-Vorrichtung in der Lage ist, ist nachstehend erläutert.
Eine erste Ausführungsform zeigt eine Ausführungsform, bei der die Eignung oder Richtigkeit der Phase eines Elektrokardiogrammsignals im Vorfeld mittels eines bei hoher Geschwindigkeit durchgeführten Spiralscanns mit großem Spiralpitchfaktor bei geringer Röntgenstrahldosis bestimmt wird, während anschließend ein Spiralscann für den echten oder tatsächlichen Scann mittels einer mit einer Testinjektion oder einem Kontrastmittel synchronen Bildaufnahme durchgeführt wird.
Eine zweite Ausführungsform zeigt eine Ausführungsform, die ein Verfahren zur mit einem Kontrastmittel synchronen Bildaufnahme oder Bildgebung betrifft.
Erste Ausführungsform
Die erste Ausführungsform veranschaulicht eine Ausführungsform, bei der die Eignung bzw. Richtigkeit der Phase des Elektrokardiogrammsignals im Vorfeld mittels eines Hochgeschwindigkeits-Spiralscanns mit großem Spiralpitchfaktor bei geringer Röntgenbestrahlungsdosis ermittelt wird, während anschließend der Spiralscann für den tatsächlichen Scann mittels einer mit einer Testinjektion oder ei nem Kontrastmittel synchronen Bildaufnahme durchgeführt wird.
16, 17, 18 und 19 zeigen jeweilige Schaubilder zur Beschreibung des Standes der Technik und zeigen jeweils das Abbild des herkömmlichen Herzbildgebungsprozesses. Bei der Bildaufnahme einer Herzkoronararterie oder dergleichen ist bisher eine sog. elektrokardiographisch synchrone Bildaufnahme oder Bildgebung, die mit dem Herzschlag synchronisiert ist, durchgeführt worden. Als die elektrokardiographisch synchrone Bildaufnahme oder Bildgebung sind eine prospektive Bildgebung, bei der der Mittelwert mehrerer unmittelbar vorhergehender Herzzyklen oder Herzperioden beobachtet wird, während Projektionsdaten synchron beispielsweise bei einer 75%-Phase der mittleren Herzperiode, die als die stabilste Herzphase im Herzen betrachtet wird, akquiriert werden, wodurch eine Bildrekonstruktion durchgeführt wird, und eine sog. retrospektive Bildgebung bekannt, bei der ein Elektrokardiogrammsignal und Röntgenprojektionsdaten im Vorfeld in Verbindung miteinander gespeichert und die Röntgenprojektionsdaten der Herzphase bei der Bildrekonstruktion extrahiert werden, wodurch eine Bildrekonstruktion durchgeführt wird. Da es Fälle gibt, bei denen eine Scannsteuerung bei der prospektiven Bildgebung aufgrund einer Arrhythmie nicht gut funktioniert, liegt die retrospektive Bildgebung in dem generellen Trend.
22(a) zeigt ein allgemeines Elektrokardiogrammsignal. Wenn nun angenommen wird, dass die Herzrate 75 bmp (Bit per Minute/Schläge pro Minute) beträgt, dauert eine Herzperiode 0,8 Sekunden an, wobei in dieser Periode derartige elektrokardiographische Wellenformen (P-Welle, QRS-Welle, T-Welle und U-Welle), wie sie in der Zeichnung ver anschaulicht sind, auftreten. Zur Zeit der P-Welle werden die Herzvorhöfe erregt und ziehen sich zusammen, so dass Blut von einer großen Vene und einer Pulmonalvene in den Herzventrikel oder die Herzkammer hineinfließt. Zur Zeit der QRS-Welle, die nach dem obigen Zeitablauf folgt, regen sich die Herzvorhöfe ab, oder fällt ihre Erregung ab, und der Herzventrikel oder die Herzkammer wird erregt und schrumpft zusammen, wodurch die Blutströmung der Herzkammer in eine Hauptarterie und eine Pulmonalarterie gepresst wird. Zur Zeit der nachfolgenden T-Welle regt sich die Herzkammer ab und die Bewegung des Herzens lässt zu der Zeit (der Herzphase von 75 %) der nachfolgenden U-Welle am meisten nach bzw. wird am flachsten.
Als das Verfahren zur Bildrekonstruktion eines Tomographiebildes, beispielsweise der Herzkoronararterie oder dergleichen, ist bisher ein sog. Multisegment-Bildrekonstruktionsverfahren bekannt. In dem vorliegenden Verfahren werden Projektionsdaten in etwa in der Herzphase von 75 % auf der Basis des Elektrokardiogrammsignals extrahiert, das simultan mit dem Herzspiralscann erfasst wird, und die extrahierten Segmentdaten werden durch Ansichtswinkel, die für die Bildrekonstruktion einer einzelnen Schicht erforderlich sind, miteinander kombiniert, wodurch das zugehörige Tomographiebild rekonstruiert werden kann.
Im Allgemeinen ist es für den Zweck der Bildrekonstruktion, die einer einzelnen Schicht entspricht, erforderlich, Projektionsdaten zu bestimmen, die wenigstens Fächerwinkeln + 180° als Ansichtswinkeln entsprechen. Wenn es jedoch nicht möglich ist, dass die Röntgenprojektionsdaten, die einer einzelnen Umdrehung der Gantry entsprechen, derartige Projektionsdaten umfassen, werden Segmentdaten, die von einer Herzperiode oder einem Herzschlagbereich von zwei oder mehreren fortlaufenden Herzschlägen extrahiert werden, miteinander kombiniert, wodurch ein Tomographiebild, das einer einzelnen Schicht entspricht, rekonstruiert wird.
In den letzten Jahren sind Röntgendetektoren mehrreihig ausgeführt und die Weite jedes Röntgendetektors vergrößert worden, während die Drehzahl der Gantry ebenfalls erhöht worden ist. Die momentane Situation ist jedoch derart, dass, nachdem die z-Richtungs-Weite des Röntgendetektors nicht ausreichend breit ist und eine Abbildung des gesamten Herzens bei einem herkömmlichen Scann (Axialscann) oder einem kinematographischen Scann (Cine-Scann) nicht durch lediglich einen einzelnen Scann erhalten werden kann, durch den Herzspiralscann gewonnene Röntgenprojektionsdaten, die mehreren Segmenten entsprechen, miteinander kombiniert werden, um eine Bildrekonstruktion zu bewerkstelligen.
Der Ablauf des herkömmlichen Herzbildgebungsverfahrens ist in 21 veranschaulicht. In Schritt C1 wird ein Scout-Scann (Übersichtsscann) durchgeführt.
In Schritt C2 wird ein Spiralscann mit geringer Strahlungsdosis und großem Spiralpitchfaktor (ohne Kontrastmittel) durchgeführt, um einen Scannbereich zu bestimmen.
In Schritt C3 wird eine Testinjektionsbildgebung oder -bildaufnahme mittels eines intermittierenden herkömmlichen Scanns (Axialscanns) bei einer geringen Strahlendosis ausgeführt.
In Schritt C4 wird ein durch ein Elektrokardiogramm synchronisierter Spiralscann (unter Verwendung eines Kontrastmittels) mit geringem Spiralpitchfaktor durchgeführt.
In Schritt C5 wird eine Bildanzeige eines durch ein Elektrokardiogramm synchronisierten Spiralscanns bewerkstelligt.
Die Herzbildgebung ist bisher auf diese Weise vorgenommen worden.
Jedoch verläuft der Spiralscann mit geringem Spiralpitchfaktor, wie er in Schritt C4 ausgeführt wird, langsam mit einem kleinen Spiralpitchfaktor von 0,2 oder dergleichen, und die Dosis der zu dem Objekt ausgestrahlten Röntgenstrahlen ist größer als bei dem normalen Scannvorgang.
Bei dem Herzspiralscann nach Schritt C4 sind eine derartige Röntgendatenakquisition und ihre Bildrekonstruktion ausgeführt worden, wie sie in den 16, 17 und 18 veranschaulicht sind. In diesen Fällen, wie sie insbesondere in den 17 und 18 veranschaulicht sind, werden die Röntgenprojektionsdaten, die den Fächerwinkeln + 180° oder 360° entsprechen, unterteilt, um die Bildrekonstruktion auszuführen. Deshalb ist jeder Verbindungsteil der Röntgenprojektionsdaten nicht glatt oder sanft verbunden, was zum Auftreten von Artefakten führt.
In 19 wird veranlasst, dass die Verbindungsteile der Röntgenprojektionsdaten einander in einer derartigen Weise überlappen, dass die Verbindungsteile vorzugsweise glatt oder sanft werden. Die Röntgenprojektionsdaten auf beiden Seiten der Verbindungsteile werden mit einem Gewich tungskoeffizienten multipliziert, um eine gewichtete Addition vorzunehmen, wodurch die Röntgenprojektionsdaten kombiniert werden. Da jedoch hinsichtlich der Zeit und der Herzperiode oder des Herzschlags unterschiedliche Röntgenprojektionsdaten miteinander kombiniert werden, kann die Unstetigkeit in den Verbindungsteilen dennoch nicht behoben werden, wenn nicht eine Reproduzierbarkeit der Körperbewegung des Objektes erreicht wird, so dass Artefakte auf dem Tomographiebild und Streifenartefakte auf der dreidimensionalen Bildanzeige nicht vermieden werden können. In der vorliegenden Ausführungsform werden die folgenden Gesichtspunkte berücksichtigt und als Hauptgesichtspunkte verbessert.

(1) Als eine Gegenmaßnahme gegen die fehlende Reproduzierbarkeit der Objektkörperbewegung wird eine Datenakquisition mittels eines einzelnen in einer Zeitrichtung kontinuierlichen Spiralscanns durchgeführt.
(2) Es wird eine dreidimensionale Bildrekonstruktion verwendet, bei der Artefakte reduziert sind, selbst wenn ein Hochgeschwindigkeits-Spiralscann mit großem Spiralpitchfaktor durchgeführt wird.
(3) Das herkömmliche Herzbildgebungsverfahren ist verwendbar, wenn die Herzperiode kurz ist.

23 zeigt ein Flussdiagramm zur Erläuterung der Herzbilderzeugung oder -bildgebung gemäß der ersten Ausführungsform. Die Herzbildgebung der ersten Ausführungsform ist mit Bezug auf diese Figur erläutert.
Im Übrigen wird in der folgenden Beschreibung als ein Beispiel angenommen, dass die Scannweite, die Gantrydrehzahl und der Spiralpitchfaktor für einen Spiralscann mit hohem Pitchfaktor 40 mm, 0,35 Sekunden pro Umdrehung bzw. 1,375 betragen. Hier kennzeichnet der Spiralpitchfaktor ein Verhältnis S/D zwischen einer z-Richtungs-Weite D eines Röntgenstrahls und der Größe S der Objektbewegung pro Umdrehung in einem Röntgendatenakquisitionssystem.
In Schritt S11 nach 23 wird der Elektrokardiograph 31 an dem Objekt angebracht, um ein Elektrokardiogrammsignal zu akquirieren oder zu erfassen.
In Schritt S12 wird ein Bildgebungsbereich mittels eines Scout-Bildes, das durch einen Scout-Scann für das Objekt erhalten wird, bestimmt, und es wird ein Herzbereich auf dem Scout-Bild bestimmt. Das resultierende Scout-Bild wird auf dem Anzeigebildschirm R nach 14 angezeigt und eine Herzposition markiert bzw. bestimmt. Ferner legt ein Bediener einen Scannbereich für einen nachfolgenden Spiralscann und einen Bildrekonstruktionsbereich fest. Der Spiralscann beginnt in einem Beispiel an einer z-Position zs in der Körperachsenrichtung des Objektes und endet bei ze.
Erneut bezugnehmend auf 23 wird in Schritt S13 ein auf einer geringen Strahlendosis basierender Spiralscann mit hoher Geschwindigkeit und großem Spiralpitchfaktor mit einer derartigen Zeitvorgabe durchgeführt, dass beispielsweise eine Herzphase von 75 ± 5% einer Herzperiode P oder eine Herzphase einer Herzperiode P + 0,5 Sekunden in einer zentralen z-Richtungs-Position eines Bildgebungsbereiches für den Spiralscann als eine vorbestimmte Herzphase positioniert wird, während Wellenformen des Elektrokardiogramms beobachtet werden.
Im Übrigen sind der Spiralscann nach Schritt S13 und die auf den Schritt S13 folgende Bildrekonstruktion nach Schritt S14 dazu vorgesehen, Abschnitte oder Regionen, die in der Scout-Bildaufnahme eindeutig nicht angezeigt werden, mit einer geringen Strahlendosis aufzunehmen oder abzubilden, eine Bildrekonstruktion mit hoher Geschwindigkeit durchzuführen und den Zustand zur Abbildung oder Aufnahme eines Herzabschnitts oder einer Herzregion zu bestätigen. Sie sind nicht unbedingt erforderlich.
Der Spiralscann nach Schritt S13 kann vorzugsweise unter Verwendung eines Hochgeschwindigkeits-Spiralscanns mit großem Spiralpitchfaktor durchgeführt werden, wobei sein Verfahren, das in Schritt S17 ausgeführt werden soll, nachstehend beschrieben ist. Dieser ist nicht unbedingt erforderlich. Es wird wenigstens der Spiralscann nach Schritt 13 durchgeführt, um zu überprüfen bzw. zu bestätigen, ob die vorliegende Vorrichtung eine richtige Herzphase erfasst und um eine richtige Phase, die der Herzphase entspricht, unter Verwendung des mit niedriger Strahlendosis durchgeführten Scanns in Schritt S13 und der Bildrekonstruktion aufzunehmen oder abzubilden.
Erneut bezugnehmend auf 23 werden in Schritt S14 umgesetzte Schnittbilder einer Koronalebene eines Herzens und/oder seiner Sagitalebene unter Verwendung der in Schritt S13 akquirierten Röntgenprojektionsdaten rekonstruiert. Es wird überprüft oder bestätigt, ob sich das Herz in einer vorbestimmten Herzphase (mesodiastolischen oder vorbestimmten getriggerten Herzphase) befindet. Zu dieser Zeit wird überprüft, ob jeder Teil des Herzens, wie beispielsweise die Koronararterie, in dem koronalen Bild und dem sagitalen Bild richtig gezeichnet oder dargestellt ist. Es wird ferner festgestellt, ob eine Bildgebung in der richtigen Herzphase oder getriggerten Herzphase vorgenommen wird. Ferner wird in Abhängigkeit von dem Ausmaß von durch die Bewegung des Herzens hervorgerufenen Artefakten eine Entscheidung darüber getroffen, ob die Bildgebung in der richtigen Herzphase oder getriggerten Herzphase vorgenommen wird. Ein Beispiel eines koronalen Bildes, in dem das Herz in der Mesodiastole richtig gezeichnet ist, ist in 24 veranschaulicht.
In Schritt S15 wird ein Kontrastmittel (Jodid) in eine Armvene des Objektes in geringen Mengen injiziert. Anschließend wird die Herzregion (Hauptarterie oder dergleichen) des Objektes mittels eines intermittierenden Scanns nach dem Ablauf einer vorbestimmten Zeitdauer, mit der eine Verteilung des Kontrastmittels vor seiner Erreichung des Herzens berücksichtigt wird, kontrollweise gescannt. Ferner wird eine Verzögerungszeit (d.h. eine Verzögerungszeit von der Injektion des Kontrastmittels, bis es die Hauptarterie erreicht) von einer Bildrekonstruktion in Echtzeit, bis ein CT-Wert eines Gefäßabschnitts einen vorbestimmten Wert erreicht oder überschreitet, bestimmt. In dem intermittierenden Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine niedrige Expositionsdosis durch Durchführung eines herkömmlichen Scanns (Axialscanns) von einer Umdrehung (0,35 Sekunden) der Gantry in Intervallen von ungefähr 1 Sekunde erzielt. Ein Überwachungs- bzw. Kontrollscann, der einem intermittierenden Scann in Zeitintervallen T1 entspricht, ist in 25 veranschaulicht.
Wenn in Schritt S16 unter Bezugnahme auf das Ergebnis der Bestimmung in Schritt S14 festgestellt worden ist, dass die richtige Herzphase oder Herztriggerphase verwendet wird, schreitet der Prozedurablauf für die Herzbildgebung zum Schritt S17 fort, in dem eine tatsächliche Injektion des Kontrastmittels erneut vorgenommen und ein Hochgeschwindigkeits-Spiralscann (echter oder tatsächlicher Scann) mit großem Spiralpitchfaktor zeitlich passend zu der vorbestimmten Herzphase nach dem Ablauf der gemessenen Verzögerungszeit durchgeführt wird.
25 veranschaulicht die Beziehung zwischen einem Spiralscann für einen tatsächlichen Scann und einem periodischen Herzsignal.
In Schritt S15 wird nach der Erfassung der Verzögerungszeit das Objekt in die vorbestimmte Position zurück überführt und das Kontrastmittel in die Armvene injiziert. Ferner wird der Ablauf einer Kontrastmittelverzögerungszeit abgewartet. Wenn die Verzögerungszeit annähernd erreicht ist, wird der mit hoher Geschwindigkeit durchgeführte Spiralscann mit großem Pitchfaktor an dem Objekt bewerkstelligt. Das Objekt wird durch die Liege 12 in die Scannstartposition zs überführt.
Unter der Annahme, dass die letzte mittlere Herzperiode oder Herzschlagperiode (die beispielsweise dem Mittelwert der letzten vier Herzperioden entspricht) Th ist, eine Wartezeit von einem periodischen Herzsignal tr1 bis zu dem Start einer Röntgendatenakquisition Tw ist, ein Röntgendatenakquisitionsbereich [tss, tse] ist, ein Bildrekonstruktionsbereich [trs, tre] ist, der Zeitpunkt der Herzphase von 75 % tc ist, ein Röntgendatenakquisitionsbereich auf einer Zeitbasis t des Spiralscanns für den tatsächlichen Scann Ts ist, ein Bildrekonstruktionsbereich auf der Zeitbasis t des Spiralscanns für den tatsächlichen Scann Tr ist, eine Vorgabezeit für den Startzeitpunkt des Röntgendatenakquisitionsbereiches Ts bis zu dem Startzeitpunkt des Bildrekonstruktionszeitbereiches Tr ΔT1 ist und eine Vorgabezeit von dem Endzeitpunkt von Tr bis zu dem Endzeitpunkt des Röntgendatenakquisitionszeitbereiches Ts ΔT1 ist, können die folgenden Gleichungen (Gleichungen 22, 23, 24 und 25) wie folgt angegeben werden:
Gleichung 22

tc = (tss + tse)/2 = (trs + tre)/2 (22)

Gleichung 23

trs = tc – Tr/2 = tss + ΔT1 (23)

Gleichung 24

stss = tc – Ts/2 = trs – ΔT1 (24)

Gleichung 25

Tw = Th + tc – Ts/2 (25).

Somit wird die Wartezeit Tw von dem periodischen Herzsignal tr1 in dem Röntgendatenakquisitionsstartzeitpunkt tss aus abgewartet und eine Röntgenausstrahlung gestartet, wonach ein Hochgeschwindigkeits-Spiralscann mit großem Pitchfaktor durchgeführt wird. Wenn eine Herzregion der Größe von 12 cm spiralförmig gescannt wird, wobei die Scanngeschwindigkeit 0,35 Sekunden pro Umdrehung beträgt, die Röntgenstrahlweite 40 mm beträgt und der Spiralpitchfaktor 1,375 beträgt, kann eine Herzbildgebung in ca. 0,76 Sekunden (=120/(40·1,375/0,35)) zu Ende geführt werden.
Wenn die Scanndrehzahl 0,2 Sekunden pro Umdrehung beträgt, dann wird die Herzbildgebung in ungefähr 0,43 Sekunden (=120/40·1,375/0,2)) ermöglicht.
Wenn die Scanndrehzahl 0,35 Sekunden pro Umdrehung beträgt, die Röntgenstrahlweite 80 mm beträgt und der Spiralpitchfaktor 1,375 beträgt, dann wird eine Herzabbildung in ungefähr 0,38 Sekunden (120/80·1,375/0,35)) ermöglicht.
Somit wird eine Abbildung des gesamten Herzens bei ungefähr nur einem einzelnen Herzschlag oder in einer Zeitdauer, die nicht größer als dieser ist, ermöglicht, so dass folglich ein Hochgeschwindigkeits-Scann verwirklicht werden kann.
Erneut bezugnehmend auf 23 schreitet der Prozedurablauf, wenn aus der vorstehend beschriebenen Bestimmung nach Schritt S16 herausgefunden worden ist, dass die richtige Herzphase oder eine geeignete getriggerte Herzphase nicht aufgenommen worden ist, zum Schritt S18 fort, in dem ein auf einem durch ein Elektrokardiogramm erzielten Synchronismus basierender Spiralscann mit langsamem bzw. geringem Spiralpitchfaktor, ähnlich wie nach dem Stand der Technik, durchgeführt wird. Eine Einrichtung dieses Scannverfahrens ist für ein Objekt mit hoher Herzrate effektiv.
Im Übrigen ist eine relative Geschwindigkeit des Objektes in Bezug auf das Datenakquisitionssystem bei dem Spiralscann in graphischer Form im unteren Teil der 25 veranschaulicht. Bevorzugterweise sollte die Liege in dem Zeitraum zwischen tss und tse, der dem Röntgendatenakquisitionsbereich ts entspricht, bei der maximalen Geschwindigkeit betrieben werden. Folglich werden im Vorfeld eine Anlaufzeitdauer und eine Anlaufstrecke zur Beschleunigung bestimmt, und anschließend wird die Betriebsgeschwindigkeit der Liege 12 derart gesteuert, dass sie die maximale oder Spitzengeschwindigkeit V1 in dem Zeitpunkt tss erreicht. Wenn die Scanngantry 20 betrieben wird, wird die Betriebsdrehzahl der Scanngantry 20 gesteuert.
Im Hinblick auf eine Verarbeitung für eine Arrhythmie ist die Beziehung zwischen einem Spiralscann und einem elektrokardiographischen Synchronisationssignal zu der Zeit, in der eine Herz- oder Herzschlagperiode lang ist, in 26 veranschaulicht, während die Beziehung zwischen einem Spiralscann und einem Elektrokardiogramm-Synchronisationssignal zu der Zeit, in der die Herzperiode kurz ist, in 27 veranschaulicht ist.
Aus 26 ist verständlich, dass unter der Annahme, dass der zulässige Bereich für eine mittlere Herzperiode Th beispielsweise ± 20 % beträgt, die Herzperiode in dem Zeitpunkt tw abnormal ist, wenn ein Triggersignal eines Elektrokardiogramm-Synchronisationssignals bis zu dem Zeitpunkt tw, der 120 % der mittleren Herzperiode Th entspricht, nicht kommt.
Aus 27 ist verständlich, dass unter der Annahme, dass der zulässige Bereich für eine mittlere Herzperiode Th beispielsweise ± 20 % beträgt, die Herzperiode in dem Zeitpunkt tw abnormal ist, wenn ein Triggersignal eines Elektrokardiogramm-Synchronisationssignals bis zu dem Zeitpunkt tw, der 80 % der mittleren Herzperiode Th entspricht, nicht kommt.
Wenn diese Abnormalitäten der Herzperiode festgestellt werden, wird eine Röntgenausstrahlung gestoppt, wenn dies möglich ist. Falls es nicht möglich ist, die Röntgenbestrahlung zu unterbrechen, wird eine Röntgenprojektionsdatenakquisition bis zu dem Ende des Spiralscanns durchgeführt. In jedem Fall werden die Start- und Endpunkte des Spiralscanns von diesem Zeitpunkt an vertauscht, so dass eine erneute Bildgebung in der entgegengesetzten Richtung vorgenommen werden kann. Wenn jedoch eine ernsthafte Arrhythmie auftritt und die Herzperiode nicht stabil ist, kann die Bildgebung auch eingestellt werden.
Zweite Ausführungsform
Eine zweite Ausführungsform zeigt eine Ausführungsform eines Verfahrens, das eine mit einem Kontrastmittel synchrone Bildgebung veranschaulicht, wie sie in Schritt S15 oder in Schritt S17 nach 23 der ersten Ausführungsform verwendet wird.
28 zeigt ein Beispiel des Verarbeitungsablaufs für die durch Kontrastmittel synchronisierte Bildgebung.
In Schritt C1 wird ein Objekt auf der Liege 12 platziert, und beide werden in Bezug aufeinander ausgerichtet.
In Schritt C2 wird eine Scout- bzw. Übersichtsbildakquisition durchgeführt.
In Schritt C3 wird eine Einstellung der Bildgebungsbedingungen vorgenommen.
In Schritt C4 wird eine Erzeugung eines Basistomographiebildes bewerkstelligt.
In Schritt C5 wird eine Anzeige eines Basistomographiebildes vorgenommen.
In Schritt C6 wird eine Einstellung einer Bedingung für eine durch ein Kontrastmittel synchronisierte Bildgebung vorgenommen. Es wird eine Einstellung eines interessierenden Bereiches auf einem Basistomographiebild vorgenommen.
In Schritt C7 wird ein Kontrollscann oder Überwachungsscann gestartet. Der Kontrollscann ist in 29 veranschaulicht.
In Schritt C8 wird entschieden, ob ein mittlerer CT-Wert in dem interessierenden Bereich einen festgelegten Schwellenwert überschreitet. Wenn die Antwort JA lautet, geht der Verarbeitungsablauf zum Schritt C9 über. Wenn die Antwort NEIN lautet, wird der Schritt C8 wiederholt. Aus dem Zeitpunkt, in dem der mittlere CT-Wert den Schwellenwert überschreitet, wird eine Verzögerungszeit für das Kontrastmittel ermittelt.
In Schritt C9 wird eine Vorbereitung für einen echten oder tatsächlichen Scann getroffen. Die Liege 12 auf dem Bildaufnahmetisch 10 wird in die Position für den tatsächlichen Scann verschoben.
In Schritt C10 wird der tatsächliche Scannvorgang gestartet.
In Schritt C11 wird eine Anzeige eines Tomographiebildes eines tatsächlichen Scanns bewerkstelligt.
Bei der Erzeugung des Basis- bzw. Grundtomographiebildes in Schritt C4 wird der in dem Kontrollscann verwendete interessierende Bereich festgelegt. Wenn in dem Kontrollscann mehrere Sheets oder Blätter von Tomographiebildern in der z-Richtung aufgenommen werden, werden mehrere Sheets von Tomographiebildern in der z-Richtung auch bei der Erzeugung des Basistomographiebildes aufgenommen. Wenn mehrere interessierende Bereiche in der z-Richtung festgelegt werden, werden auch mehrere interessierende Bereiche in der z-Richtung bei der Basistomographiebildaufnahme festgelegt. Wenn mehrere interessierende Bereiche in einem Tomographiebild in einer x-y-Ebene festgelegt werden, werden mehrere interessierende Bereiche auch innerhalb eines einzelnen Tomographiebildes bei der Basistomographiebildaufnahme festgelegt.
Ein Beispiel einer Bildschirmausgabe für das vorstehend beschriebene mit einem Kontrastmittel synchrone Bildgebungsverfahren ist in den 30(a) und 30(b) veranschaulicht.
In einem Basis- bzw. Grundtomographiebild, wie es in 30(a) veranschaulicht ist, wird ein interessierender Bereich 1 auf eine Hauptarterie festgelegt. In diese Einheit fließt ein Kontrastmittel ein, so dass der interessierende Bereich zuerst derart auf eine Hauptarterie festgelegt wird, dass ein CT-Wert steigt, wodurch dieser als ein Trigger für den tatsächlichen Scann verwendet wird. Eine Veränderung des CT-Wertes des interessierenden Bereiches ROI1 zu jeder Zeit t ist in 30(b) veranschaulicht.
Indem nun angenommen wird, dass ein Schwellenwert, der für einen Trigger für den tatsächlichen Scann verwendet wird, auf einen CT-Wert von 100 in dem interessierenden Bereich 1 (ROI1) festgelegt ist, erreicht ein CT-Wert in dem interessierenden Bereich 1 (ROI1) den vorbestimmten Schwellenwert in etwas weniger als ungefähr 30 Sekunden, so dass der tatsächliche Scann getriggert wird. In Schritt S17 wird auf diese Weise der tatsächliche Scann getriggert.
In Schritt S15 wird eine Kontrastmittelverzögerungszeit bei einer Testinjektion ausgegeben oder angezeigt.
Gemäß der vorliegenden Ausführungsform, wie sie vorstehend beschrieben ist, kann die Bildgebungs- oder Bildaufnahmezeit durch den mit hoher Geschwindigkeit durchgeführten Spiralscann stark verkürzt werden, während die Expositionsdosis deutlich (bis auf 1/5-tel der herkömmlichen Dosis) reduziert werden kann. Ferner kann auch eine Reduktion der Menge des injizierten Kontrastmittels erwartet werden.
Die vorliegende Ausführungsform ergibt eine in der Technik bedeutende Herzabbildungs- oder Herzscannmethode mittels einer Röntgen-CT-Vorrichtung unter Verwendung eines zukunftsorientierten mehrreihigen Röntgendetektors oder zweidimensionalen Röntgenflächendetektors mit einem Matrixaufbau, wie er durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor verkörpert ist.
Entsprechend der Röntgen-CT-Vorrichtung oder dem Röntgen-CT-Bildgebungsverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung kann die vorstehend beschriebene Röntgen-CT-Vorrichtung 100 den vorteilhaften Effekt hervorbringen, dass es möglich ist, die Bildaufnahme oder Abbildung des Herzens bei einer geringen Strahlendosis und mit einer hohen Geschwindigkeit sowie mit einer guten Bildqualität durch einen Spiralscann, einen Spiralscann mit variablem Pitchfaktor oder einen Helical-Shuttle-Scann der Röntgen-CT-Vorrichtung mit dem mehrreihigen Röntgendetektor oder dem zweidimensionalen Röntgenflächendetektor eines Matrixaufbaus, wie er durch den Flat-Panel-Röntgendetektor verkörpert ist, durchzuführen.
Im Übrigen kann das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß der vorliegenden Ausführungsform ein dreidimensionales Bildrekonstruktionsverfahren sein, das auf der heutzutage allgemein bekannten Feldkamp-Methode basiert. Ferner kann es durch ein anderes dreidimensionales Bildrekonstruktionsverfahren gebildet sein. Alternativ kann es auch ein zweidimensionales Bildrekonstruktionsverfahren sein.
Obwohl die obige Ausführungsform das Beispiel der Herzbildgebung veranschaulicht und beschreibt, ist die vorliegende Erfindung nicht darauf beschränkt. Die zwei Koronararterien zur Zuführung von Nahrung zu dem Herzmuskel erstrecken sich an der Oberfläche des Herzens. Die Koronararterien bewegen sich an der Oberfläche des Herzens stark gemeinsam mit der Bewegung des Herzens. Folglich können mit der Bewegung verbundene Artefakte in dem entsprechenden Tomographiebild auftreten. Demgemäß bringt die vorliegende Erfindung in gleicher Weise den Effekt in Bezug auf die Erzeugung eines Bildes der Koronararterien hervor.
Obwohl die vorstehende Ausführungsform in Bezug auf einen derartigen Spiralscann beschrieben worden ist, in dem der Bildaufnahmetisch 10 verschoben wird, kann die vorliegende Erfindung gleichermaßen auf eine derartige Röntgen-CT-Vorrichtung angewandt werden, in der in umgekehrter Art die Scanngantry 20 in der Richtung der Körperachse des Objektes bewegt wird.
Obwohl die vorliegende Erfindung für den Fall, in dem ein Spiralscann verwendet wird, beschrieben worden ist, kann ein gleicher Effekt selbst in dem Fall eines Spiralscanns mit variablem Pitchfaktor und/oder eines Helical-Shuttle-Scanns herbeigeführt werden.
Obwohl die vorliegende Erfindung für den Fall beschrieben worden ist, in dem die Scanngantry 20 nicht geneigt wird, kann ein ähnlicher Effekt auch in dem Fall eines sog. Tilt- oder Neigungsscanns herbeigeführt werden, in dem die Scanngantry 20 geneigt ist.
In der vorliegenden Ausführungsform werden zur Faltung Zeilenrichtungs-(z-Richtungs)-Filter mit unterschiedlichen Koeffizienten für jede Reihe verwendet, wodurch Schwankungen der Bildqualität ausgeglichen bzw. angepasst und gleichmäßige Schichtdicken, Artefakte und Bildrauschqualitäten in jeder Reihe erzielt wird. Obwohl hierfür verschiedene z-Richtungs-Filterkoeffizienten betrachtet worden sind, können andere auch einen ähnlichen Effekt erzielen.
Obwohl die vorliegende Erfindung auf der Basis einer medizinischen Röntgen-CT-Vorrichtung beschrieben worden ist, kann sie auch für eine Röntgen-CT-PET-Vorrichtung, die in Verbindung mit einer industriellen Röntgen-CT-Vorrichtung oder einer sonstigen Vorrichtung eingesetzt wird, eine Röntgen-CT-SPELT-Vorrichtung, die in Kombination damit eingesetzt wird, etc. bereitgestellt werden.
Die vorliegende Erfindung zielt darauf ab, eine Herzbildaufnahme oder -bildgebung bei niedriger Strahlungsexposition und mit hoher Geschwindigkeit sowie mit guter Bildqualität mittels eines Helical-Scanns oder eines Variable-Pitch-Helical-Scanns oder eines Helical-Shuttle-Scanns einer Röntgen-CT-Vorrichtung mit einem mehrreihigen Röntgendetektor oder einem zweidimensionalen Röntgenflächendetektor eines Matrixaufbaus, wie er durch einen Flat-Panel-Röntgendetektor verkörpert ist, zu bewerkstelligen. Der Helical-Scann, der Variable-Pitch-Helical-Scann oder der Helical-Shuttle-Scann der Röntgen-CT-Vorrichtung 100 wird synchron zu einem Herzsignal oder einem biologischen Signal oder einem externen Synchronisationssignal durchgeführt, und das Herz wird durch einen einzigen Helical-Scann, Variable-Pitch-Helical-Scann oder Helical-Shuttle-Scann abgebildet.

1

100: Röntgen-CT-Vorrichtung
1: Bedienkonsole
2: Eingabevorrichtung
3: Zentrale Verarbeitungseinheit
5: Datenakquisitionspuffer, Datenakquisitions
: zwischenspeicher
6: Monitor, Bildschirm
7: Speichervorrichtung
10: Bildaufnahmetisch
12: Liege
15: Drehabschnitt
20: Scanngantry
21: Röntgenröhre
22: Röntgensteuerungseinrichtung
23: Kollimator
24: Mehrreihiger Röntgendetektor (oder zweidimensionaler Röntgenflächendetektor)
25: Datenakquisitionssystem (DAS)
26: Drehabschnittssteuerung
27: Scanngantry-Neigungssteuerung
28: Strahlformungs-Röntgenfilter
29: Steuerungseinrichtung
30: Schleifring
31: Elektrokardiograph

2

21: Röntgenröhre
: Röntgenfokuspunkt
28: Strahlformungs-Röntgenfilter
P: Bildrekonstruktionsbereich
IC: Drehmittelpunkt
CB: Röntgenstrahl (Konusstrahl)
dp: Röntgendetektorebene
BC: Strahlmittelachse
24: Mehrreihiger Röntgendetektor
: Kanalrichtung

3

21: Röntgenröhre
23: Röntgenkollimator
D: Weite des mehrreihigen Röntgendetektors auf der Drehmittelachse
IC: Drehmittelachse
CB: Röntgenstrahl
BC: Strahlmittelachse
24: Mehrreihiger Röntgendetektor
: Detektorrichtung

4

Start
Schritt P1 Obj ekt auf der Liege 12 positionieren und beide aufeinander ausrichten
Schritt P2 Scout-Bild (Übersichtsbild) akquirieren
Schritt P3 Bildgebungsbedingung festlegen
Schritt P4 Tomographiebild erzeugen
Schritt P5 Tomographiebild anzeigen
Schritt P6 Dreidimensionales Bild anzeigen
Ende

5

Start
Schritt S1 Datenakquisition
Schritt S2 Vorverarbeitung
Schritt S3 Strahlaufhärtungskorrektur
Schritt S4 Z-Filter-Faltungsprozess
Schritt S5 Rekonstruktionsfunktions-Faltungsprozess
Schritt S6 Dreidimensionaler Rückprojektionsprozess
Schritt S7 Nachverarbeitung
Ende

6

Schritt S2
Start
Schritt S21 Offset-Korrektur
Schritt S22 Logarithmische Umsetzung
Schritt S23 Röntgendosiskorrektur
Schritt S24 Empfindlichkeitskorrektur
Ende

7

Schritt S6
Dreidimensionalen Rückprojektionsprozess starten
S61 Projektionsdaten Dr, die jeweiligen Pixeln des Rekonstruktionsbereiches P entsprechen, extrahieren
S62 Jeweilige Pixeldaten Dr mit Konusstrahl-Rekonstruktionsgewichtungskoeffizienten multiplizieren und Rückprojektionsdaten D2 erzeugen
S63 Rückprojektionsdaten D2 zu Rückprojektionsdaten D3 für jedes Pixel addieren
S64 Alle Rückprojektionsdaten D2, die sämtlichen zur Bildrekonstruktion notwendigen Ansichten entsprechen, aufaddiert?
Ende

8

(a)
21 Röntgenröhre
P Bildrekonstruktionsbereich (x-y-Ebene)
Ursprung
(b)
21 Röntgenröhre
P Bildrekonstruktionsbereich
x-z-Ebene
IC Drehachse
z-Achse
24 Mehrreihiger Röntgendetektor

9

24 Mehrreihiger Röntgendetektor
Detektorzeilenrichtung
Kanalrichtung

10

Bildrekonstruktionsbereich

11

Bildrekonstruktionsbereich

13

(a)
21 Röntgenröhre
P Bildrekonstruktionsbereich
(b)
21 Röntgenröhre
P Bildrekonstruktionsbereich
x-z-Ebene
IC Drehachse
z-Achse
24 Mehrreihiger Röntgendetektor

14

13b
Lungenfeld
Tomographiebild
Teilweise vergrößerter Bildrekonstruktionsbereich
Biologisches Signal
Periode
Zeit
Darstellung eines biologischen Signals
13b
Startposition
Endposition
Anzahl von Bildsheets
Bildintervall
Schichtdicke
Bildgebungsbereich
Röhrenspannung
Röhrenstrom
Dosisinformation
Rekonstruktionsbereich
Zentrum
Durchmesser
Das folgende wird beim Wechseln zum Reiter P-Rekon angezeigt
Rekonstruktionsfunktion
Bildfilter
Matrixgröße

15

Tomographiebild
Herz
Lunge
Leber
z-x-Ebene
40 Dreidimensionales Volumenrendering- Bildanzeigeverfahren
41 Dreidimensionales MIP-Bildanzeigeverfahren
Blutgefäß des Lungefeldes
Herz
Lungenfeld
42 MPR-Bildanzeigeverfahren
Herz
Lungenfeld
z-x-Ebene

16

Spiralscann
Objekt
Externes Synchronisationssignal oder biologisches Signal des Objektes
Röntgenprojektionsdaten
Drehabschnitt der Scanngantry
Eine Umdrehung
180° + Fächerwinkel

17

Externes Synchronisationssignal oder biologisches Signal eines Objektes
Akquirierte Daten eines einzelnen Segmentes
Röntgenprojektionsdaten
Drehabschnitt der Scanngantry
Eine Umdrehung
180° + Fächerwinkel

18

Externes Synchronisationssignal oder biologisches Signal eines Objektes
Akquirierte Daten eines einzelnen Segmentes
Röntgenprojektionsdaten
Drehabschnitt der Scanngantry
Eine Umdrehung

19

Zeit T₁, Zeit T₂, Zeit T₃, Zeit T₄
Externes Synchronisationssignal oder biologisches Objektsignal
Projektionsdaten
180° + Fächerwinkel
Überlappte Bereiche durch gewichtete Addition kombinieren
Projektionsdaten bei T₁
Projektionsdaten bei T₂
Projektionsdaten bei T₃
Gewichtungskoeffizient von T₁
Ansicht
Gewichtungskoeffizient von T₂
Ansicht
Gewichtungskoeffizient von T₃
Ansicht
180° + Fächerwinkel

20

z-Richtung
Koronararterie
Streifenartefakte

21

Start
Schritt C1 Scout-Scann (Übersichtsscann)
Schritt C2 Spiralscann mit geringer Strahlendosis und hohem Pitchfaktor (ohne Kontrastmittel) zur Bestimmung des Scannbereiches
Schritt C3 Testinjektionsbildgebung auf der Basis eines intermittierenden herkömmlichen Scanns (Axialscanns) bei geringer Strahlendosis
Schritt C4 EKG-synchronisierter Spiralscann (unter Kontrast) mit geringem Pitchfaktor
Schritt C5 Bildanzeige des EKG-synchronisierten Spiralscanns
Ende

22

(b)
Synchronisationssignal auf der Basis der Herzphase
R-Welle
Zeit
(c)
Synchronisationssignal auf der Basis der herzgetriggerten Phase
R-Welle
Zeit

23

Start
Schritt S11 EKG-Wellenform messen
Schritt S12 Bildgebungsbereich durch Scout-Scannen bestimmen
Schritt S13 Auf vorbestimmte Herzphase zeitlich abstimmen und Spiralscann mit niedriger Strahlendosis ausführen
Schritt S14 Sagittales/koronales Bild aus Scanndaten rekonstruieren und überprüfen, ob richtige Phase erreicht ist
Schritt S15 Kontrastmittel probeweise injizieren und Ankunftszeit des Kontrastmittels durch axiales intermittierendes Verfahren messen
Schritt S16 Richtige Herzphase?
Schritt S17 Kontrastmittel wirklich injizieren, auf vorbestimmte Herzphase nach dem Ablauf der gemessenen Verzögerungszeit zeitlich abstimmen und EKG-asynchronen Herzspiralscann mit hohem Pitchfaktor ausführen
Schritt S18 Kontrastmittel wirklich injizieren und EKG-synchronen Spiralscann mit geringem Pitchfaktor nach Ablauf der gemessenen Verzögerungszeit ausführen.
Ende

25

EKG-Signal
EKG-Synchronisationssignal
Zeit
Mittlere Herzperiode
Wartezeit
Spiralscann (tatsächlicher Scann)
Zeit
Bildrekonstruktionsbereich
Röntgendatenakquisitionsbereich
Relative Geschwindigkeit zwischen Objekt und Datenakquisitionssystem
Zeit
Anlauf (Beschleunigung)
Anlauf (Verzögerung)

26

EKG-Signal
EKG-Synchronisationssignal
Zeit
Mittlere Herzperiode
Wartezeit
Spiralscann (tatsächlicher Scann)
Zeit
Bildrekonstruktionsbereich
Röntgendatenakquisitionsbereich

27

28

Start
Schritt C1 Objekt auf der Liege 12 platzieren und beide aufeinander ausrichten
Schritt C2 Scout-Bild akquirieren
Schritt C3 Bildgebungsbedingungen festlegen
Schritt C4 Basistomographiebild aufnehmen
Schritt C5 Basistomographiebild anzeigen
Schritt C6 Mit Kontrastmittel synchrone Bildgebungsbedingungen festlegen und interessierenden Bereich auf dem Basistomographiebild festlegen
Schritt C7 Kontrollscann starten
Schritt C8 Mittlerer CT-Wert des interessierenden Bereichs über vorgegebenem Schwellenwert?
Schritt C9 Tatsächlichen Scann vorbereiten
Schritt C10 Tatsächlichen Scann starten
Schritt C11 Tomographiebild des tatsächlichen Scanns anzeigen
Ende

29

Kontrollscann (herkömmlicher Scann)
Zeit

30

(a)
Hauptarterie
Lunge
Interessierender Bereich
Rippe
Zeit
Interessierender Bereich 1
Interessierender Bereich 2
Interessierender Bereich 3
CT-Wert des interessierenden Bereichs
Überwachungsscann-Ende
Schwellenwert
Mittelwert des interessierenden Bereichs 1
Zeit

Claims

Röntgen-CT-Vorrichtung (100), die aufweist: eine Röntgendatenakquisitionsvorrichtung (25) zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten von ein Objekt durchdringenden Röntgenstrahlen, das zwischen einem Röntgenstrahlgenerator (21) und einem Röntgenstrahldetektor (24) angeordnet ist, der eine zweidimensionale Detektorebene aufweist und dem Röntgenstrahlgenerator (21) gegenüberliegend Röntgenstrahlen erfasst, während der Röntgenstrahlgenerator (21) und der Röntgenstrahldetektor (24) um einen dazwischen liegenden Drehmittelpunkt herum gedreht werden; eine Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) zur Bildrekonstruktion der akquirierten Projektionsdaten; eine Bildanzeigevorrichtung (6) zur Anzeige eines rekonstruierten Tomographiebildes; und eine Bildgebungsbedingungen-Einstellvorrichtung (2) zur Einstellung verschiedener Arten von Bildgebungsbedingungen für ein Tomographiebild, wobei die Röntgendatenakquisitionsvorrichtung (25) Röntgenprojektionsdaten synchron zu einem externen Synchronisationssignal mittels eines Spiralscanns in einem vorbestimmten Bereich des Objektes mit einem Pitchfaktor von 1 oder größer als 1 akquiriert.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 1, wobei die Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) Röntgenprojektionsdaten, die synchron zu einem externen Synchronisationssig nal durch einen Spiralscann in einem vorbestimmten Bereich eines Objektes mit einem zu 1 oder größer als 1 festgelegten Pitchfaktor akquiriert werden, synchron zu dem externen Synchronisationssignal rekonstruiert.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100), die aufweist: eine Röntgendatenakquisitionsvorrichtung (25) zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten von durch ein Objekt hindurch übertragenen Röntgenstrahlen, das zwischen einem Röntgengenerator (21) und einem Röntgendetektor (24) angeordnet ist, der eine zweidimensionale Detektorebene aufweist und dem Röntgengenerator (21) gegenüberliegend Röntgenstrahlen erfasst, während der Röntgengenerator (21) und der Röntgendetektor (24) um einen dazwischen liegenden Drehmittelpunkt gedreht werden; eine Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) zur Bildrekonstruktion der akquirierten Projektionsdaten; eine Bildanzeigevorrichtung (6) zur Anzeige eines rekonstruierten Tomographiebildes; und eine Bildgebungsbedingungen-Einstellvorrichtung (2) zur Einstellung verschiedener Arten von Bildgebungsbedingungen für ein Tomographiebild, wobei die Röntgendatenakquisitionsvorrichtung (25) eine Röntgendatenakquisition mit einer Zeitsteuerung durchführt, bei der eine vorbestimmte Bildgebungsposition in einer z-Richtung, die eine relative Bewegungsrichtung zwischen dem Objekt und einem Röntgendatenakquisitionssystem, einschließlich des Röntgengenerators (21) und des Röntgen detektors (24), darstellt, bei einer Abbildung eines vorbestimmten Bereiches des Objektes mittels eines Spiralscanns mit einer vorbestimmten Phase eines externen Synchronisationssignals synchronisiert ist.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100), die aufweist: eine Röntgendatenakquisitionsvorrichtung (25) zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten von durch ein Objekt hindurch übertragenen Röntgenstrahlen, das zwischen einem Röntgengenerator (21) und einem Röntgendetektor (24) angeordnet ist, der eine zweidimensionale Detektorebene aufweist und dem Röntgengenerator (21) gegenüberliegend Röntgenstrahlen erfasst, während der Röntgengenerator (21) und der Röntgendetektor (24) um einen dazwischen liegenden Drehmittelpunkt gedreht werden; eine Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) zur Bildrekonstruktion der akquirierten Projektionsdaten; eine Bildanzeigevorrichtung (6) zur Anzeige eines rekonstruierten Tomographiebildes; und eine Bildgebungsbedingungen-Einstellvorrichtung (2) zur Einstellung verschiedener Arten von Bildgebungsbedingungen für ein Tomographiebild; wobei die Röntgendatenakquisitionsvorrichtung (25) eine erste Röntgendatenakquisitionsvorrichtung zur Durchführung einer ersten Röntgendatenakquisition auf der Basis einer ersten Bildgebungsbedingung, die in einer derartigen Weise definiert ist, dass eine vorbestimmte Bildgebungsposition in einer z-Richtung, die eine relative Bewegungs richtung zwischen dem Objekt und einem Röntgendatenakquisitionssystem, einschließlich des Röntgengenerators (21) und des Röntgendetektors (24), darstellt, bei einer Abbildung eines vorbestimmten Bereiches des Objektes mittels eines Spiralscanns mit einer vorbestimmten Phase eines externen Synchronisationssignals synchronisiert ist, und eine zweite Röntgendatenakquisitionsvorrichtung zur Durchführung einer zweiten Röntgendatenakquisition auf der Basis einer zweiten Bildgebungsbedingung enthält, die in einer derartigen Weise definiert ist, dass die vorbestimmte Bildgebungsposition bei einer Abbildung des vorbestimmten Bereiches mittels des Spiralscanns auf der Basis des Tomographiebildes, das durch Rekonstruktion der durch die erste Röntgendatenakquisitionsvorrichtung gewonnenen Röntgenprojektionsdaten erhalten wird, mit der vorbestimmten Phase des externen Synchronisationssignals genauer synchronisiert ist, und wobei die Bildrekonstruktionsvorrichtung (3) durch die erste und die zweite Röntgendatenakquisitionsvorrichtung akquirierte Röntgenprojektionsdaten rekonstruiert.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 1, wobei das externe Synchronisationssignal ein biologisches Signal ist.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 1, wobei das externe Synchronisationssignal ein Herzsignal ist.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 1, wobei der vorbestimmte Bereich des Objektes ein oder mehrere Organe des Objektes darstellt.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 1, wobei das Organ des Objektes ein Herz ist.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 1, wobei die Bildgebungsbedingungen-Einstellvorrichtung (2) in Abhängigkeit von einer Herzperiode einen Spiralscann mit hohem Pitchfaktor oder einen Spiralscann mit geringem Pitchfaktor wählt.
Röntgen-CT-Vorrichtung (100) nach Anspruch 1, wobei die Bildgebungsbedingungen-Einstellvorrichtung (2) in Abhängigkeit von einer Herzperiode bestimmt, ob eine Röntgendatenakquisistion, die 360° entspricht, oder eine Röntgendatenakquisistion, die 180° + Fächerwinkel entspricht, durchgeführt wird, um dadurch eine Bildgebungsbedingung zu definieren.