DE102007026801A1 - Röntgen-CT-Gerät - Google Patents

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DE102007026801A1
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Makoto Gohno
Tsetsuya Horiuchi
Akihiko Nishide
Akira Hagiwara
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Abstract

Die vorliegende Erfindung zielt darauf ab, ein tomographisches Bild zu erzeugen, das in seiner Bildqualität einem tomographischen Bild entspricht, das im Zuge einer Abtastung bei einem Röntgenröhrenstromstärkewert gewonnen wurde, der durch die automatische Röntgenbestrahlungsfunktion eingestellt wurde, selbst wenn sich der von der automatischen Röntgenbestrahlungsfunktion eingestellte Röntgenröhrenstromstärkewert außerhalb eines Standardbereichs der Röntgenröhrenstromstärkewerte befindet, die bei der Röntgenröhre (21) einstellbar sind. Die Röntgenröhrenstromstärkewerte, mit denen die Röntgenröhre (21) versorgt wird, werden durch eine automatische Röntgenbestrahlungsfunktion eingestellt. Danach werden, sofern sich der durch die automatische Röntgenbestrahlungsfunktion eingestellte Wert außerhalb eines Standardbereichs der Röntgenröhrenstromstärkewerte befindet, welcher bei der Röntgenröhre einstellbar ist, die Röntgenröhrenstromstärkewerte in einem Abschnitt, der sich außerhalb des Standardbereichs befindet, so verändert, dass sie sich innerhalb des Standardbereichs befinden, und der eingestellte Wert des Spiralpitches wird so verändert, dass er dem Verhältnis des Röntgenröhrenstromstärkewerts vor der Veränderung zu dem Röntgenröhrenstromstärkewert nach der Veränderung entspricht.

Description

  • HINTERGRUND DER ERFINDUNG
  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein medizinisches Röntgen-CT-(Computertomographie)-Gerät, und auf ein Röntgen-CT-Gerät, durch das eine Strahlungsreduktion und eine Verbesserung der Bildqualität erzielt wird, indem bei einer konventionellen Abtastung (axialer Abtastung), einem Cinescan, einem Spiralscan, Parameter-Pitch Spiralscan oder einem Spiral-Shuttle-Scan eine automatische Röntgenbestrahlungsfunktion eingesetzt wird.
  • Durch ein Röntgen-CT-Gerät mit einem Mehrzeilen-Röntgendetektor oder einem zweidimensionalen Röntgenflächendetektor mit einer Matrixstruktur, wie er von einem Flat-Panel[Detektor] dargestellt wird, ist bis zu diesem Zeitpunkt eine Reduktion der Strahlenbelastung und eine Verbesserung der Bildqualität erreicht worden, indem eine automatische Röntgenbestrahlungsfunktion genutzt wurde (die einer Funktion entspricht, die als "Automilliampere" o. Ä. bezeichnet wird) (es sei z.B. auf die japanische ungeprüfte Patentanmeldung Nr. 2001-178713 verwiesen).
  • Hier wird der Begriff "automatische Röntgenbestrahlungsfunktion" im Sinne einer Funktion zur automatischen Einstellung einer Röntgenröhren-Stromstärkebedingung für die Bestrahlung eines Objekts mit Röntgenstrahlen verwendet, die mit einer Bestrahlungsposition übereinstimmen, so dass die Werte der Bildqualitätscharakteristik, die durch die Standardabweichung des CT-Wertes bei einem tomographischen Bilder dargestellt wird, das in z-Richtung fortlaufend ist, vereinheitlicht werden.
  • Zum Beispiel wird durch das Röntgen-CT-Gerät ein eingestellter Wert für die Röntgenröhrenstromstärke optimiert, mit der einer Röntgenröhre während des Abtastvorganges versorgt wird, so dass sie einen Abschnittsbereich (Profilbereich) an jeder z-Richtungsposition des Objekts erreicht, und es wird ein eingestellter Wert für die Röntgenröhrenstromstärke zu dem Zeitpunkt optimiert, an dem ein Datenerfassungssystem pro Aufnahme einmal gedreht wird, um ein Flachwinkel- oder Aspektverhältnis der Objektform in einer xy-Ebene zu erfüllen, wodurch eine Belastungsreduktion und eine Verbesserung der Bildqualität erreicht wird.
  • Genauer gesagt wird vor der Ausführung des eigentlichen Scans ein Vortestscan am Objekt durchgeführt, wodurch ein Vortestbild abgebildet oder aufgenommen wird, das einem fluoroskopischen Bild des Objekts entspricht. Danach berechnet eine zentrale Verarbeitungseinheit auf der Grundlage des aufgenommenen Vortestbildes die Röhrenstromstärkewerte, mit denen die Röntgenröhre versorgt wird, und stellt diese an den entsprechenden Positionen entsprechend ein, wobei bei der Ausführung des eigentlichen Scans die Röntgenstrahlen jeweils in einer Körperachsen-Richtung des Objekts und einer Ansichtsrichtung appliziert und die durch das Objekt hindurch gelaufenen Röntgenstrahlen erfasst werden, so dass Röntgenprojektionsdaten gewonnen werden. Hier bestimmt die zentrale Verarbeitungseinheit auf der Grundlage der Vortestbilder Abschnittsbereiche des Objekts und dessen Abschnittsformen, so dass bei der Ausführung des eigentlichen Scans die entsprechenden Positionen zur Erfassung der Röntgenprojektionsdaten an die Peripherie des Objekts angepasst werden. Danach passt die zentrale Verarbeitungseinheit die entsprechenden Einstellungswerte der Röhrenstromstärke an den entsprechenden Positionen an und stellt sie so ein, dass sie an die an den jeweiligen Positionen bestimmten Abschnittsbereiche und Abschnittsformen angepasst werden. Dann wird die Röntgenröhre mit den eingestellten Röhrenstromstärkewerten versorgt und der eigentliche Scan wird am Objekt ausgeführt, um Röntgenprojektionsdaten vom Objekt zu erhalten. Danach wird ein tomographisches Bild des Objekts auf der Grundlage der so gewonnenen Projektionsdaten durch Bildrekonstruktion erzeugt.
  • Die 16(a), 16(b), 16(c) und 16(d) zeigen jeweils Veränderungen der Röntgenröhrenstromstärke, die bei der Ausführung eines Spiralscans eingestellt wird. Hier stellt die horizontale Achse eine z-Richtungskoordinate dar, und die vertikale Achse stellt einen Röntgenröhrenstromstärkewert dar.
  • In 16(a) wird eine Röntgenröhre mit einem konstanten Röntgenröhrenstromstärkewert versorgt, um die entsprechenden Abschnitte oder Bereiche eines Objekts, wie es in einer z-Richtung erscheint, abzubilden oder aufzunehmen. In diesem Fall kann es sein, bei einem kleinen Abschnittsbereich oder in dem Fall, dass die bestrahlte Person ein Kind ist, eine erhöhte Röntgenstrahlung auftritt.
  • Daher werden, wie in 16(c) gezeigt, Profilbereiche des Objekts auf der Grundlage der Vortestbilder an entsprechenden z-Richtungspositionen bestimmt, so dass der Abschnittsbereich des Objekts in z-Richtung berücksichtigt wird. Danach wird der Einstellungswert der Röntgenröhrenstromstärke auf der Grundlage der bestimmten Profilbereiche optimiert, so dass das Bildrauschen (Standardabweichung der CT-Werte bei jedem Pixel) in z-Richtung bei jedem tomographischen Bild annähernd konstant wird.
  • Übrigens wird in diesem Fall das Bildrauschen jedes tomographischen Bildes in Form eines Rauschindexwertes eingestellt, indem die Werte in einen Eingabebildschirm eingegeben werden, wie z.B. in 14 gezeigt wird.
  • Bei einem Objekt gilt ein Abschnitt als flach, wenn dessen vertikale und horizontale Richtung in der Länge nicht übereinstimmen (wie bei einer runden Form) und wenn deren Aspektverhältnis sich unterscheidet. Daher werden die Röntgen röhrenstromstärkewerte größer eingestellt, wenn die Zentrallinien der Röntgenröhre und des Mehrzeilen-Röntgendetektors sich in der Nähe der x-Achsenrichtung befinden, wo ein Objekt mit einem elliptischen Formabschnitt entlang einer x-Achsenrichtung aufgenommen wird, wie in 16(b) gezeigt, als dies bei Röntgenröhrenstromstärkewerten im Falle einer Kreisform mit derselben Fläche wie der elliptischen Form notwendig wäre. Wenn andererseits die Zentrallinien der Röntgenröhre und des Mehrzeilen-Röntgendetektors sich in der Nähe der y-Achsenrichtung befinden, werden Röntgenröhrenstromstärkewerte kleiner eingestellt, als bei den Röntgenröhrenstromstärkewerten, die in dem Falle einer Kreisform notwendig sind, die dieselbe Fläche wie die elliptische Form hat. So wird die Röntgenröhrenstromstärke innerhalb der Ansichtswinkel, welche 360° entsprechen, ständig verändert, so dass das Bildrauschen, das in den Röntgenprojektionsdaten in jeder Ansichtsrichtung auftritt, in jeder Ansichtsrichtung des Objekts annähernd konstant wird.
  • Das bedeutet, dass die Röntgenröhrenstromstärkewerte in z-Richtung optimiert werden, wie in 16(c) gezeigt, wobei die Röntgenröhrenstromstärkewerte sogar innerhalb der xy- Ebene optimiert werden, wie in 16(b) gezeigt, wodurch optimierte Röntgenröhrenstromstärkewerte auf der Grundlage von dreidimensionalen Informationen in den x-, y- und z-Richtungen des Objekts eingestellt werden, wie in 16(d) gezeigt, wodurch eine Verbesserung der Bildqualität erreicht wird.
  • Wenn z.B. das Objekt groß ist, jedes tomographische Bild eine dünne Schnittdicke aufweist, die Scangeschwindigkeit hoch oder der Rauschindexwert gering ist, eine gute Bildqualität erforderlich ist etc., wird jeder Röntgenröhrenstromstärkewert größer, der auf die oben beschriebene Art eingestellt wird. Daher kann der Fall auftreten, in dem eine Anpassung an die eingestellten Röntgenröhrenstromstärkwerte nicht möglich ist, wenn eine Röntgenröhre, die eine geringe Wärmekapazität aufweist, gekühlt werden muss, wenn eine hohe Röntgenröhrenstromstärke über Stunden ausgegeben wird oder wenn das Röntgen-CT-Gerät mit einer Röntgenröhre ausgestattet ist, die keine hohe Röntgenröhrenstromstärke ausgeben kann.
  • Daher kann es in solchen Fällen vorkommen, dass die oben beschriebene automatische Röntgenbestrahlungsfunktion ihre Funktion nicht erfüllen kann.
  • Bei einem Röntgen-CT-Gerät mit einem Mehrzeilen-Röntgendetektor oder einem zweidimensionalen Röntgenflächendetektor in Form eines Plat-Panels tritt das Problem der unnötigen Röntgenstrahlenbelastung mit zunehmender Tendenz auf. Die Nachfrage nach der Optimierung der Bildqualität jedes tomographischen Bildes durch die automatische Röntgenbestrahlungsfunktion ist weiter angestiegen.
  • Daher ist ein Ziel der vorliegenden Erfindung, ein Röntgen-CT-Gerät zu liefern, welches andere Bildgebungs- oder Scanbedingungsparameter anpasst, ohne von einer Einschränkung der Röhrenstromstärkewerte einer Röntgenröhre abhängig zu sein, und zwar auch dann, wenn der Röhrenstromstärkewert eingeschränkt ist, wodurch bei einem tomographischen Bild eine Bildqualität erreicht wird, die dem optimalen Rauschstandardwert bei einer automatischen Röntgenbestrahlungsfunktion gerecht wird.
  • Ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, ein Röntgen-CT-Gerät zu liefern, welches einer Vielzahl von Para metern für Bildgebungs- oder Scanbedingungen, die Auswirkungen auf jedes aufgenommene tomographische Bild haben, Prioritäten zuordnet, wobei die Vielzahl von Parametern, die sich auf das aufgenommene tomographische Bild auswirken, auf der Grundlage der Prioritäten in eine Reihenfolge gebracht werden, wodurch es ermöglicht wird, bei einer automatischen Röntgenbestrahlungsfunktion die optimale Bildqualität zu erreichen.
  • ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
  • Ein Röntgen-CT-Gerät umfasst gemäß dem ersten Aspekt eine Röntgendaten-Erfassungsvorrichtung zur Erfassung von Röntgenprojektionsdaten im Zuge der Durchführung eines Scans, wobei die Röntgenstrahlen von einer Röntgenröhre zu einem Objekt hin ausgestrahlt werden und die Röntgenstrahlen von einem Röntgendetektor durch das Objekt hindurch laufen, während die Röntgenröhre und der Röntgendetektor, welcher der Röntgenröhre gegenüber angeordnet ist, um das Objekt herum gedreht werden, und zwar auf einer Richtungsachse, die sich entlang einer z-Richtung erstreckt, die die Körperachsen- Richtung darstellt; Bildrekonstruktionsvorrichtungen zur Bildrekonstruktion der Röntgenprojektionsdaten, die mit Hilfe der Röntgendaten-Erfassungsvorrichtungen erfasst wurden, um ein tomographisches Bild zu erhalten; und Bildgebungs- oder Scanbedingungs-Einstellungseinrichtungen zum Einstellen von Parametern von zwei oder mehr Arten, wozu auch der Röntgenröhrenstromstärkewert als Bedingung zur Erzeugung des tomographischen Bildes gehört, wobei die Bildgebungs- oder Scanbedingungs-Einstellungseinrichtungen zur Einstellung von mindestens einem Parameter abgesehen vom Röntgenröhrenstromstärkewert in mindestens einem Teilbestrahlungsbereich auf einen gewünschten Wert umfasst, der einer Röntgenbestrahlungsposition entspricht und einen Parameter zur Steuerung der Bildqualität des tomographischen Bildes darstellt.
  • Bei dem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem ersten Aspekt können Parameter für die Bildgebungs- oder Scanbedingungen, die den Rauschindexwert beeinflussen, angepasst werden. Daher ist es möglich, die Bildqualität zu erreichen, die dem Rauschindexwert der in z-Richtung fortlaufenden tomographischen Bilder gerecht wird.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß dem zweiten Aspekt geschaffen, wobei bei dem im ersten Aspekt beschriebenen Röntgen-CT-Gerät die Einstellungseinrichtungen einen Röntgenröhrenstromstärkewert einstellen, der in einem Bereich konstant ist, in dem mindestens einer der Parameter abgesehen vom Röntgenröhrenstromstärkewert auf den gewünschten Wert eingestellt wird, welcher der Röntgenbestrahlungsposition entspricht.
  • Bei dem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem zweiten Aspekt können abgesehen von den Röntgenröhrenstromstärkewerten auch Parame ter für die Bildgebungs- oder Scanbedingungen eingestellt werden, welche den Rauschindexwert beeinflussen, und zwar kann dies selbst dann erfolgen, wenn eine Röntgenröhrenstromstärke auf einen konstanten Wert eingestellt werden muss. Es ist daher möglich, eine Bildqualität zu erzielen, die dem Rauschindexwert eines jeden in z-Richtung fortlaufenden tomographischen Bildes gerecht wird.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem dritten Aspekt geschaffen, wobei bei dem Röntgen-CT-Gerät, das in dem ersten oder dem zweiten Aspekt beschrieben wurde, die Einstellungseinrichtungen einen Röntgenröhrenstromstärkewert so einstellen, dass er kleiner ist als der Röntgenröhrenstromstärkewert, der vorzugsweise eingestellt wurde, so dass eine gewünschte Bildqualitätscharakteristik in einem Bereich erzielt wird, in dem mindestens einer der Parameter abgesehen vom Röntgenröhrenstromstärkewert auf den gewünschten Wert eingestellt wird, welcher der Röntgenbestrahlungsposition entspricht.
  • Bei einem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem dritten Aspekt wird in dem Fall, dass z.B. jeder Röntgenröhrenstromstärkewert, der auf der Grundlage des Rauschindexwerts oder des Bildqualitätsindexwerts, die durch die Bildgebungs- oder Scanbedingungs-Einstellungseinrichtungen bestimmt werden, durch eine automatische Röntgenbestrahlungsfunktion festgesetzt wird, so dass die Bildqualität in z-Richtung konstant ist, außerhalb eines Bereichs einer Röntgenröhrenstromstärke fällt, die bei der Röntgenröhre einstellbar ist, der Röntgenröhrenstromstärkewert auf einen Wert gesetzt, der kleiner ist, als die Röntgenröhrenstromstärke, die bei der Röntgenröhre einstellbar ist, und jeder Parameter für eine Bildgebungs- oder Scanbedingung, der nicht die Röntgenröhrenstromstärkewerte be trifft, die den Rauschindexwert beeinflusst, kann angepasst werden. Es ist daher möglich, eine Bildqualität zu erzielen, die einem Rauschindexwert eines jedes in z-Richtung fortlaufenden tomographischen Bildes gerecht wird.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem vierten Aspekt geschaffen, wobei bei dem Röntgen-CT-Gerät, das im ersten oder zweiten Aspekt beschrieben wurde, die Einstellungseinrichtungen einen Röntgenröhrenstromstärkewert auf einen Wert einstellen, und zwar in Verbindung mit einem Parameter, der in einem Bereich auf den gewünschten Wert eingestellt ist, in dem mindestens einer der Parameter abgesehen vom Röntgenröhrenstromstärkewert auf einen gewünschten Wert eingestellt ist, der einer Röntgenbestrahlungsposition entspricht.
  • Beim Röntgen-CT-Gerät gemäß dem vierten Aspekt wird jeder Parameter abgesehen von den Röntgenröhrenstromstärkewerten gesteuert, und jeder Röntgenröhrenstromstärkewert wird ebenfalls auf einen Wert eingestellt, der von der automatischen Röntgenbestrahlungsfunktion bestimmt wurde, so dass die Bildqualität in z-Richtung konstant ist, wobei dies auf der Grundlage des Rauschindexwertes oder des Bildqualitätsindexwertes geschieht, der durch die Bildgebungs- oder Scanbedingungs-Einstellungseinrichtungen eingestellt wurde. Es ist daher möglich, eine Bildqualität zu erzielen, die einem Rauschindexwert eines jeden in z-Richtung fortlaufenden tomographischen Bildes gerecht wird.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem fünften Aspekt geschaffen, wobei bei dem Röntgen-CT-Gerät, das in dem ersten Aspekt beschrieben wurde, die Einstellungseinrichtungen mindestens einen Parameter abgesehen vom Röntgenröhrenstromstärkewert auf einen gewünschten Wert einstellen, welcher mit ei ner Röntgenbestrahlungsposition übereinstimmt, die einer Bewegungsgröße des Objekts in z-Richtung entspricht.
  • Bei einem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem fünften Aspekt kann abgesehen vom Röntgenröhrenstromstärkewert jeder Parameter für eine Bildgebungs- oder Scanbedingung, der einen Rauschindexwert beeinflusst, angepasst werden, wenn z.B. die Bewegungsgeschwindigkeit des Tisches während des Scans verändert wird, wie dies bei einem Spiral-Shuttle-Scan oder einer Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch der Fall ist. Es ist daher möglich, eine Bildqualität zu erzielen, die einem Rauschindexwert eines jeden in z-Richtung fortlaufenden tomographischen Bildes gerecht wird.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem sechsten Aspekt geschaffen, wobei bei dem Röntgen-CT-Gerät, das in einem der Aspekte eins bis fünf beschrieben wurde, abgesehen von den Röntgenröhrenstromstärkewerten diejenigen Parameter, die auf den gewünschten Wert eingestellt werden, welcher den Röntgenbestrahlungspositionen entspricht, einen Abstand zwischen den Koordinatenpositionen in Richtung der Körperachse des Objekts bei einem Spiralscan, einem Cinescans oder einem Spiralscans umfassen.
  • Beim Röntgen-CT-Gerät gemäß dem sechsten Aspekt kann jede Koordinatenposition (z.B. ein Spiralpitch beim Spiralscan) in Körperachsenrichtung des Objekts als ein Parameter, der nicht der Röntgenröhrenstromstärkewert ist, gesteuert werden. Es ist daher möglich, eine Bildqualität zu erzielen, die einem Rauschindexwert eines jeden in z-Richtung fortlaufenden tomographischen Bildes gerecht wird, selbst wenn der Wert der Röntgenröhrenstromstärke eingeschränkt ist.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem siebten Aspekt geschaffen, wobei die Parameter, die nicht den Röntgenröhrenstromstärkewert betreffen und die in Übereinstimmung mit einer Röntgenbestrahlungsposition auf den gewünschten Wert eingestellt werden, diejenigen Parameter umfassen, die einen Bildraumfilterungprozess in z-Richtung betreffen, welcher von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen verwendet wird.
  • Bei einem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem siebten Aspekt kann jeder Parameter, der von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen für den Bildraumfilterungsprozess in z-Richtung verwendet wird, ebenso wie die Parameter, die nicht die Röntgenröhrenstromstärkewerte betreffen, gesteuert werden. Es ist daher möglich, eine Bildqualität zu erzielen, die einem Rauschindexwert eines jeden in z-Richtung fortlaufenden tomographischen Bildes gerecht wird, selbst wenn der Wert der Röntgenröhrenstromstärke eingeschränkt ist.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem achten Aspekt geschaffen, wobei bei dem Röntgen-CT-Gerät, das in einem der Aspekte eins bis fünf beschrieben wurde, die Parameter außer dem Röntgenröhrenstromstärkewert, der entsprechend der Röntgenbestrahlungsposition auf einen gewünschten Wert eingestellt wird, einen Parameter für einen Projektionsdatenraum-Filterungsprozess in Zeilen-Richtung umfassen, welcher von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen verwendet wird.
  • Bei dem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem achten Aspekt kann jeder der Parameter für den Projektionsdatenraum-Filterungsprozess in Zeilen-Richtung, welcher von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen verwendet wird, wie die Parameter reguliert werden, die nicht den Röntgenröhrenstromstärkewert betreffen. Es ist daher möglich, eine Bildqualität zu erzielen, die ei nem Rauschindexwert eines jeden in z-Richtung fortlaufenden tomographischen Bildes gerecht wird, selbst wenn der Wert der Röntgenröhrenstromstärke eingeschränkt ist.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem neunten Aspekt geschaffen, wobei bei dem Röntgen-CT-Gerät, das in einem der Aspekte eins bis fünf beschrieben wurde, die Parameter, die nicht den Röntgenröhrenstromstärkewert betreffen, welcher entsprechend der Röntgenbestrahlungsposition auf einen gewünschten Wert eingestellt wird, einen Parameter für einen Projektionsdatenraum-Filterungsprozess in Kanal-Richtung umfassen, der von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen verwendet wird.
  • Bei dem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem neunten Aspekt kann jeder der Parameter für den Projektionsdatenraum-Filterungsprozess in Kanal-Richtung, welcher von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen verwendet wird, wie die Parameter reguliert werden, die nicht die Röntgenröhrenstromstärkewerte betreffen. Es ist daher möglich, eine Bildqualität zu erzielen, die einem Rauschindexwert eines jeden in z-Richtung fortlaufenden tomographischen Bildes gerecht wird, selbst wenn der Wert der Röntgenröhrenstromstärke eingeschränkt ist.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem zehnten Aspekt geschaffen, wobei die Parameter, die nicht den Röntgenröhrenstromstärkewert betreffen, der entsprechend der Röntgenbestrahlungsposition auf einen gewünschten Wert eingestellt wird, einen Parameter für einen Projektionsdatenraum-Filterungsprozess in Ansichts-Richtung umfassen, der von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen genutzt wird.
  • Bei dem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem zehnten Aspekt kann jeder der Parameter für den Projektionsdatenraum-Filterungsprozess in Ansichts-Richtung, der von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen genutzt wird, wie die Parameter reguliert werden, die nicht die Röntgenröhrenstromstärkewerte betreffen. Es ist daher möglich, eine Bildqualität zu erzielen, die einem Rauschindexwert eines jeden in z-Richtung fortlaufenden tomographischen Bildes gerecht wird, selbst wenn der Wert der Röntgenröhrenstromstärke eingeschränkt ist.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem elften Aspekt geschaffen, wobei bei dem Röntgen-CT-Gerät, das in einem der Aspekte eins bis fünf beschrieben wurde, die Parameter, die nicht den Röntgenröhrenstromstärkewert betreffen, der entsprechend der Röntgenbestrahlungsposition auf einen gewünschten Wert eingestellt wird, einen Bildrekonstruktions-Parameter umfassen, der von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen verwendet wird.
  • Bei dem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem elften Aspekt können die Bildrekonstruktionsparameter (z.B. die bei der Bildrekonstruktion verwendete Datenmenge), die von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen verwendet werden, wie die Parameter gesteuert werden, die nicht die Röntgenröhrenstromstärkewerte betreffen. Es ist daher möglich, eine Bildqualität zu erzielen, die einem Rauschindexwert eines jeden in z-Richtung fortlaufenden tomographischen Bildes gerecht wird, selbst wenn der Wert der Röntgenröhrenstromstärke eingeschränkt ist.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem zwölften Aspekt geschaffen, wobei bei dem Röntgen-CT-Gerät, das in einem der Aspekte eins bis fünf beschrieben wurde, die Einstellung des einen oder der mehreren Parameter, die entsprechend der Röntgenbestrahlungsposition auf einen gewünschten Wert einge stellt werden, so erfolgt, dass den Parametern mit Hilfe der Einstellungseinrichtungen Prioritäten zugeordnet werden.
  • Bei dem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem zwölften Aspekt können die Parameter, die nicht die Röntgenröhrenstromstärkewerte betreffen, angepasst werden, wobei ihnen Prioritäten zugeordnet werden. Es ist daher möglich, die Reduktion der Rauschindexwerte aufgrund von Beschränkungen der Röntgenröhrenstromstärkewerte zu vermeiden und eine Anpassung an einen breiteren Rauschindexwertbereich zu gewährleisten.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem dreizehnten Aspekt geschaffen, wobei bei dem Röntgen-CT-Gerät, das in einem der Aspekte eins bis zwölf beschrieben wurde, die Bildgebungs- oder Scanbedingungs-Einstellungseinrichtungen ferner Vorrichtungen zum Einstellen der Röntgenröhrenstromstärke oder anderer Parameter an den gewünschten Wert umfassen, wobei die Größe der Ebene des tomographischen Bildes berücksichtigt wird.
  • Bei dem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem neunzehnten Aspekt werden tomographische Bilder von gleich bleibender Bildqualität in z-Richtung erzielt, weil die Röntgenröhrenstromstärke oder andere Parameter auf einen gewünschten Werte eingestellt werden können, wobei die Größe der Ebene des tomographischen Bildes berücksichtigt wird.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem vierzehnten Aspekt geschaffen, wobei die Bildgebungs- oder Scanbedingungs-Einstellungseinrichtungen ferner Vorrichtungen zum Einstellen einer Röntgenröhrenstromstärke oder anderer Parameter auf einen gewünschten Wert umfassen, wobei dieser Wert so eingestellt wird, dass die Standardabweichung in der Nähe eines Zentrums der tomographischen Bildebene oder der Umgebung des fraglichen Bereiches konstant wird. Daher werden tomographische Bilder erzielt, deren Bildqualität in z-Richtung gleich bleibend ist.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem fünfzehnten Aspekt geschaffen, wobei die Abtastung durch die Röntgenstrahlen ein Spiralscan mit verstellbarem Pitch oder ein Spiral-Shuttle-Scan ist.
  • Bei dem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem fünfzehnten Aspekt wird ein tomographisches Bild erzielt, dessen Bildqualität bei einem Spiralscan mit verstellbarem Pitch oder einem Spiral-Shuttle-Scan in z-Richtung gleich bleibend ist.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem sechzehnten Aspekt geschaffen, wobei bei dem Röntgen-CT-Gerät, das in einem der Aspekte eins bis fünfzehn beschrieben wird, die Abtastung durch die Röntgenstrahlen einen Bereich umfasst, in dem der Scan in der Körperachsen-Richtung des Objekts gestoppt wird.
  • Bei dem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem sechzehnten Aspekt kann die Bildqualität so gesteuert werden, dass sie trotz des Vorhandenseins eines Bereiches, in dem der Scan gestoppt wird, in z-Richtung konstant bleibt. Es ist daher möglich, tomographische Bilder zu erzielen, bei denen die Bildqualität in z-Richtung gleich bleibend ist.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem siebzehnten Aspekt geschaffen, wobei das Röntgen-CT-Gerät, das in den Aspekten eins bis sechzehn beschrieben wurde, ferner Vorrichtungen zum Anzeigen einer Veränderung der Parameterwerte in Körperachsen-Richtung des Objekts umfasst.
  • Bei dem Röntgen-CT-Gerät gemäß dem siebzehnten Aspekt kann eine Veränderung der Parameter, die sich in z-Richtung verändern, durch eine Veränderung des Graphen oder des numerischen Wertes bestätigt werden. Es kann bestätigt werden, ob die optimale Steuerung der Parameter durchgeführt wurde.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem achtzehnten Aspekt geschaffen, wobei bei dem Röntgen-CT-Gerät, das in dem siebzehnten Aspekt beschrieben wurde, der gewünschte Wert, der einer Röntgenbestrahlungsposition entspricht, auf der Grundlage des Ergebnisses eines Vortestscans errechnet wird, durch dem die Scanbedingungen eingestellt werden, und wobei die Anzeigevorrichtungen eine Veränderung der Parameterwerte in Verbindung mit dem Bild vom Objekt anzeigen, welches durch den Vortestscan gewonnen wurde.
  • Beim Röntgen-CT-Gerät gemäß dem achtzehnten Aspekt kann durch das Anzeigen eines Graphen und durch die Bestätigung einer Veränderung der Parameter im Zusammenhang mit einem Vortestbild bestätigt werden, ob eine optimale Parametersteuerung durchgeführt wurde.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem neunzehnten Aspekt geschaffen, wobei die Bildrekonstruktionsvorrichtungen Vorrichtungen für die dreidimensionale Bildrekonstruktion der von dem Röntgendetektor erfassten Daten umfassen.
  • Beim Röntgen-CT-Gerät gemäß dem neunzehnten Aspekt kann ein tomographisches Bild, das nicht von den Abständen an jeder Koordinatenposition in Körperachsen-Richtung eines Objekts, einem Spiralpitch o. Ä. abhängig ist oder bei dem die Reduzierung von Artefakten auf ähnliche Weise eingeschränkt ist, und bei dem die Bildqualität in z-Richtung beibehalten wird, durch Ausführung des dreidimensionalen Bildrekonstruktionsprozesses erzeugt werden.
  • Es wird ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einem zwanzigsten Aspekt geschaffen, wobei bei dem Röntgen-CT-Gerät, das in dem neunzehnten Aspekt beschrieben wird, die Bildrekonstruktionsvorrichtung Vorrichtungen für die dreidimensionale Bildrekonstruktion von Daten umfasst, die durch eine oder mehrere Umdrehungen gewonnen wurden, bei denen der Spiralpitch 1 oder weniger beträgt.
  • Beim Röntgen-CT-Gerät gemäß dem zwanzigsten Aspekt wird unter Verwendung der Daten, die durch die mehr als eine Umdrehung gewonnen wurden, ein tomographisches Bild in guter Bildqualität erzielt, sofern der Spiralpitch 1 oder weniger beträgt.
  • Gemäß dem Röntgen-CT-Gerät der vorliegenden Erfindung kann die bei jedem tomographische Bildes eine Bildqualität, die dem optimalen Rauschstandartwert zu jeder Zeit gerecht wird, bei einer automatischen Röntgen-CT-Bestrahlungsfunktion verwirklicht werden, ohne dass man von einem oberen Grenzenwert eines Ausgabewertes der Röntgenröhrenstromstärke abhängig ist, sogar wenn der Ausgabewert eingeschränkt ist.
  • Gemäß dem Röntgen-CT-Gerät der vorliegenden Erfindung werden den zahlreichen Parametern, die Auswirkungen auf jedes Bild haben, zusätzlich Prioritäten zugewiesen, und die zahlreichen Parameter, die Auswirkungen auf das Bild haben, werden auf der Grundlage von Prioritäten in einer Reihenfolge geordnet, wodurch es als weiterer Effekt ermöglicht wird, die optimale Bildqualität bei einer automatischen Röntgen-CT-Bestrahlungsfunktion effektiv zu realisieren.
  • Dass heißt, dass gemäß der vorliegenden Erfindung ein Röntgen-CT-Gerät geschaffen werden kann, das in der Lage ist, die Bildqualität zu verbessern.
  • KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
  • 1 ist ein Blockdiagramm, das ein Röntgen-CT-Gerät gemäß einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt.
  • 2 ist ein erklärendes Diagramm, das einen Röntgengenerator (Röntgenröhre) und einen Mehrzeilen-Röntgendetektor zeigt, wie sie von einer xy-Ebene aus erscheinen.
  • 3 ist ein erklärendes Diagramm, das den Röntgengenerator (Röntgenröhre) und den Mehrzeilen-Röntgendetektor illustriert, wie sie in einer yz-Ebene erscheinen.
  • 4 ist ein Flussdiagramm, das den Ablauf bei der Objektbildgebung darstellt.
  • 5 ist ein Flussdiagramm, das einen schematischen Funktionsablauf der Bildrekonstruktion bei dem Röntgen-CT-Gerät gemäß der ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt.
  • 6 ist ein Flussdiagramm, das die Details eines Vorprozesses illustriert.
  • 7 ist ein Flussdiagramm, das die Details eines dreidimensionalen Bildrekonstruktionsprozesses darstellt.
  • 8 ist ein konzeptionelles Diagramm, das einen Zustand zeigt, in dem Linien auf einen Rekonstruktionsbereich in eine Röntgenstrahl-Durchdringungsrichtung projiziert werden.
  • 9 ist ein konzeptionelles Diagramm, das die Linien illustriert, die auf eine Röntgendetektorebene projiziert werden.
  • 10 ist ein konzeptionelles Diagramm, das den Zustand zeigt, in dem die Projektionsdaten Dr (view, x, y) auf einen Rekonstruktionsbereich projiziert werden.
  • 11 ist ein konzeptionelles Diagramm, das die Rückprojektions-Pixeldaten D2 zeigt, die den entsprechenden Pixels in einem Rekonstruktionsbereich entsprechen.
  • 12 ist ein erklärendes Diagramm, das einen Zustand zeigt, in dem Rückprojektions-Pixeldaten D2 in Übereinstimmung mit Pixels über alle Ansichten zusammenaddiert werden, um Rückprojektionsdaten D3 zu erhalten.
  • 13 ist ein konzeptionelles Diagramm, das einen Zustand illustriert, in dem Linien auf einen kreisförmigen Rekonstruktionsbereich in eine Röntgenstrahl-Durchdringungsrichtung projiziert werden.
  • 14 ist ein Diagramm, das einen Eingabebildschirm für Bildgebungs- oder Scanbedingungen des Röntgen-CT-Geräts zeigt.
  • 15 ist ein Diagramm, das ein Illustrationsbeispiel eines dreidimensionalen MPR-Displays und ein dreidimensionales Display zeigt.
  • 16(a) zeigt eine konstante Röntgenröhrenstromstärke, 16(b) zeigt eine Veränderung der Röntgenröhrenstromstärke in einer xy-Ebene, 16(c) zeigt eine Veränderung einer Röntgenröhrenstromstärke in einer z-Richtung und 16(d) zeigt eine Veränderung einer dreidimensionalen xyz-Röntgenröhrenstromstärke.
  • 17(a) zeigt einen Fall, bei dem die Röntgenröhrenstromstärke einer Röntgenröhre nicht eingeschränkt ist, und 17(b) zeigt eine Veränderung jedes Spiralpitches in dem Fall, dass eine Stromstärke einer Röntgenröhre eingeschränkt ist.
  • 18 ist ein Flussdiagramm, das eine automatische Röntgenbestrahlungsfunktion zur Erzeugung einer Röntgenröhrenstromstärke-Beschränkung durch einen Spiralpitch oder einen Projektionsdaten-Raumfilter in Kanal-Richtung zeigt.
  • 19(a) ist ein Diagramm, das ein tomographisches Bild um einen Bereich herum zeigt, der die Arme einer Testperson sowie ihr Lungenfeld einschließt, und 19(b) ist ein Diagramm, das die Anpassungen an die Röntgenröhrenstromstärkewerte durch Filterung in Kanal-Richtung zeigt.
  • 20 ist ein Diagramm, das ein Beispiel 1 des Verhältnisses zwischen einem Spiralpitch, der Anzahl der Umdrehungen für die verwendeten Daten und den Röntgenröhrenstromstärken bei einem Spiralscan mit verstellbarem Pitch oder einem Spiral-Shuttle-Scan illustriert.
  • 21 ist ein Diagramm, das ein Beispiel 2 des Verhältnisses zwischen einem Spiralpitch, der Anzahl der Umdrehungen für die verwendeten Daten und den Röntgenröhrenstromstärken bei einem Spiralscan mit verstellbarem Pitch oder einem Spiral-Shuttle-Scan illustriert.
  • 22 ist ein Diagramm, das ein Beispiel 3 des Verhältnisses zwischen einem Spiralpitch, der Anzahl der Umdrehungen für die verwendeten Daten und den Röntgenröhrenstromstärken bei einem Spiralscan mit verstellbarem Pitch oder einem Spiral-Shuttle-Scan illustriert.
  • 23 ist ein Diagramm, das eine automatische Röntgenbestrahlungsfunktion zur Bestimmung einer Röntgenröhrenstromstärke unter Berücksichtigung der Datenmenge darstellt, die für eine Bildrekonstruktion verwendet wird.
  • DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
  • Die vorliegende Erfindung wird im Folgenden durch die in den Figuren illustrierten Ausführungsformen genauer beschrieben. Übrigens ist die vorliegende Erfindung nicht durch oder auf die Ausführungsformen beschränkt.
  • Erste Ausführungsform
  • Gerätekonfiguration
  • Ein Konfigurations-Blockdiagramm eines Röntgen-CT-Geräts gemäß einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird wie in 1 gezeigt illustriert.
  • Wie in 1 gezeigt wird, ist das Röntgen-CT-Gerät 100 gemäß der vorliegenden Ausführungsform mit einer Bedienungskonsole 1, einem Bildgebungs- oder Röntgentisch 10 und einer Gantry 20 ausgestattet.
  • Wie in 1 gezeigt, umfasst die Bedienungskonsole 1 eine Eingabevorrichtung 2, in welche eine bedienende Person eine Eingabe vornehmen kann, eine zentrale Verarbeitungseinheit 3, die eine Datenverarbeitung wie z.B. einen Vorprozess, einen Bildrekonstruktionsprozess, einen Nachprozess etc. durchführt, einen Datenerfassungspuffer 5, der Röntgendetektordaten erfasst oder sammelt, die von der Gantry 20 erfasst wurden, einen Monitor 6, der tomographische Bilder anzeigt, die durch die Bildrekonstruktion von Projektionsdaten entstehen, welche durch die Vorbearbeitung der Röntgendetektordaten gewonnen wurden, und einen Datenspeicher oder eine Speichervorrichtung 7, in der Programme, Röntgendetektordaten, Projektionsdaten und tomographische Röntgenbilder gespeichert werden können. Bei der vorliegenden Ausführungsform werden Bildgebungs- oder Aufnahmebedingungen über eine Eingabevorrichtung 2 eingegeben und in der Speichervorrichtung 7 gespeichert. Ein Beispiel für einen Eingabebildschirm für Bildgebungs- oder Scanbedingungen wird in 14 gezeigt.
  • Wie in 1 gezeigt wird, umfasst der Röntgentisch 10 eine Liege 12, die eine Testperson in eine Rohrweite oder Öffnung der Gantry 20 hinein- und wieder hinausbewegt, wobei die Testperson auf dieser platziert ist. Die Liege 12 wird angehoben und durch einen Motor, der in den Röntgentisch 10 eingebaut ist, in linearer Richtung auf dem Röntgentisch 10 bewegt.
  • Wie in 1 gezeigt, umfasst die Gantry 20 eine Röntgenröhre 21, einen Röntgencontroller 22, einen Kollimator 23, einen Strahlformungs-Röntgenfilter 28, einen Mehrzeilen-Röntgendetektor 24, ein DES (Datenerfassungssystem) 25, einen Rotationsabschnittscontroller 26, mit dem die Röntgenröhre 21 o. Ä. gesteuert werden kann, so dass sie um eine Körperachse des Objekts herum gedreht werden kann, und einen Steuerungscontroller 29, der mit der Bedienungskonsole 1 und dem Röntgentisch 10 Steuersignale o. Ä. austauscht. Hier ist der Strahlformungs-Röntgenfilter 28 ein Röntgenfilter, der so konfiguriert ist, dass er die geringste Dicke in derjenigen Richtung aufweist, in welche die Röntgenstrahlen zum Rotati onszentrum hin ausgerichtet sind, was dem Bildgebungszentrum entspricht, so dass seine Dicke zum peripheren Abschnitt hin zunimmt, so dass er die Röntgenstrahlen stärker absorbieren kann, wie in 2 gezeigt. Daher kann die Körperoberfläche eines Objekts, deren Querschnittsform nahezu kreisförmig oder elliptisch ist, in der vorliegenden Ausführungsform weniger stark der Bestrahlung ausgesetzt werden. Die Gantry 20 kann mit Hilfe eines Gantryneigungscontrollers 27 um ca. ±30° von der z-Richtung aus gesehen vorwärts oder rückwärts geneigt werden.
  • Die Röntgenröhre 21 und der Mehrzeilen-Röntgendetektor 24 werden um ein Rotationszentrum IC herum gedreht, wie in 2 gezeigt. Wenn man annimmt, dass die vertikale Richtung eine y-Richtung ist, dann ist die horizontale Richtung eine x-Richtung, und die Bewegungsrichtung des Tisches und der Liege, die orthogonal zu diesen verläuft, ist eine z-Richtung. Die Ebene, in der die Röntgenröhre 21 und der Mehrzeilen-Röntgendetektor 24 gedreht werden, ist eine xy-Ebene. Die Richtung, in die die Liege 12 bewegt wird, entsprich der z-Richtung.
  • 2 und 3 sind erklärende Diagramme, die die geometrische Anordnung der Röntgenröhre 21 und des Mehrzeilen-Röntgendetektors 24 zeigen, wie sie von der xy-Ebene oder der yz-Ebene aus erscheinen.
  • Wie in 2 gezeigt, generiert die Röntgenröhre 21 einen Röntgenstrahl, der als Kegelstrahl CB bezeichnet wird. Wenn die Richtung der Zentralachse des Kegelstrahls CB parallel zur y-Richtung verläuft, wird dies im Übrigen als ein Ansichtswinkel 0° definiert. Der Mehrzeilen-Röntgendetektor 24 weist Röntgendetektorzeilen auf, beispielsweise 256 Zeilen von der z-Richtung aus gesehen. Jede der Röntgendetektorzeilen weist Röntgendetektorkanäle auf, beispielsweise 1024 Kanäle von der Kanal-Richtung aus gesehen.
  • Wie in 2 gezeigt, wird der Röntgenstrahl, der von einem Röntgenbrennpunkt der Röntgenröhre 21 ausgesendet wird, in Bezug auf die Röntgendosis durch den Strahlformungs-Röntgenfilter 28 räumlich so reguliert, dass mehr Röntgenstrahlen zum Zentrum eines Rekonstruktionsbereichs oder einer Ebene P hin und weniger Röntgenstrahlen zu einem peripheren Abschnitt des Rekonstruktionsbereichs P hin ausgesendet werden. Danach werden die Röntgenstrahlen von dem Objekt absorbiert, das sich in dem Rekonstruktionsbereich P befindet, und die Röntgenstrahlen, die durch das Objekt hindurch übertragen werden, werden vom Mehrzeilen-Röntgendetektor 24 als Röntgendetektordaten erfasst.
  • Wie in 3 gezeigt, wird der Röntgenstrahl, der vom Röntgenbrennpunkt der Röntgenröhre 21 ausgesendet wird, in der Richtung einer Schnittdicke eines tomographischen Bildes durch den Kollimator 23 reguliert. Das heißt, dass der Rönt genstrahl so reguliert wird, dass die Breite des Röntgenstrahls an einer zentralen Rotationsachse IC den Wert D annimmt. Dann werden die Röntgenstrahlen von dem Objekt absorbiert, das sich in der Nähe der zentralen Rotationsachse IC befindet, und die Röntgenstrahlen, die durch das Objekt übertragen werden, werden vom Mehrzeilen-Röntgendetektor 24 als Röntgendetektordaten erfasst.
  • So werden die Projektionsdaten, die durch die Anwendung der Röntgenstrahlen erfasst werden, vom Mehrzeilen-Röntgendetektor 24 an die DES 25 ausgegeben und durch die DES 25 A/D-umgewandelt. Dann werden die Daten über einen Schleif ring 30 an den Datenerfassungspuffer 5 ausgegeben. Danach werden die Daten, die in den Datenerfassungspuffer 5 eingegeben wurden, von der zentralen Verarbeitungseinheit 3 in Übereinstimmung mit dem entsprechenden Programm, welches in der Speichervorrichtung 7 gespeichert ist, verarbeitet, so dass die Daten einem Bildrekonstruktionsvorgang zur Erzeugung eines tomographischen Bildes unterzogen werden. Danach wird das tomographische Bild auf einem Anzeigebildschirm des Monitors 6 angezeigt.
  • Übrigens wird mit Hilfe der Röntgenröhre 21 und des Röntgencontrollers 22 die Röntgenröhren-Belastungsdosis stets so reguliert, dass sie der Gesamtsumme jeder Röntgenstrahlungsabgabe entspricht, die bis zu diesem Zeitpunkt von der Software der zentralen Verarbeitungseinheit 3 oder der Software der Röntgencontroller 22 ausgegeben wurde. Daher verändert sich die maximal mögliche Röntgenstrahlungsabgabebedingung der Röntgenröhre 21 augenblicklich. Die Röntgenröhre 21 wird durch eine Röntgenröhrenbelastungs-Regulierungsfunktion so überwacht und geschützt, dass es nicht zu einem Defekt der Röntgenröhre 21 kommt.
  • Beschreibung der Funktionen
  • Alle Funktionen des Röntgen-CT-Geräts 100 werden im Folgenden beschrieben.
  • 4 ist ein Flussdiagramm, welches eine Beschreibung der Funktionsweise des Röntgen-CT-Geräts gemäß der vorliegenden Ausführungsform zeigt.
  • In Schritt P1 wird das Objekt zuerst auf der Liege 12 platziert und seine Ausrichtung durchgeführt.
  • Hier wird die Lichtschnitt-Zentrumsposition der Gantry 20 anhand von Referenzpunkten für jeden Bereich des auf der Liege 12 platzierten Objekts ausgerichtet.
  • Als nächstes wird in Schritt P2 die Erfassung der Vortestbilder durchgeführt, wie in 4 gezeigt.
  • Hier wird normalerweise ein Vortestbild bei einem Ansichtswinkel von 0° und 90° aufgenommen. Übrigens kann je nach Bereich auch nur ein 90°-Vortestbild aufgenommen oder abgebildet werden, z.B. im Kopfbereich. Die Details der Aufnahme von Vortestbildern werden im Folgenden beschrieben.
  • Als nächstes wird in Schritt P3 eine Bildgebungs- oder Aufnahmebedingung eingestellt, wie in 4 gezeigt.
  • Hier wird die Bildgebungs- oder Scanbedingung normalerweise eingestellt, während die Position und die Größe eines aufzunehmenden tomographischen Bildes auf einem Vortestbild angezeigt werden. In diesem Fall werden die gesamten Röntgen dosisinformationen angezeigt, die einem Spiralscan, einem Spiralscan, mit verstellbarem Pitch, einem Spiral-Shuttle-Scan, einer konventionellen Abtastung (Axialabtastung) oder einem Cinescan entsprechen. Wenn die Anzahl der Umdrehungen eines Röntgendatenerfassungssystems, das zu einem in der Gantry 20 liegenden Rotationsabschnitt gehört, oder der eingestellte Wert der Bildgebungszeit in eine Benutzerschnittstelle eingegeben werden, die auf einem Monitor 6 wie dem in 14 illustrierten angezeigt wird, werden Informationen zur Röntgendosis, die einer eingegebenen Anzahl von Umdrehungen in dem abzubildenden Bereich des Objekts oder der eingegebenen Zeit entsprechen, an einer Benutzerschnittstelle angezeigt, welche auf einem Monitor 6 wie dem aus 14 angezeigt wird.
  • Übrigens werden in der vorliegenden Ausführungsform die Bildgebungs- oder Scanbedingungen unter Verwendung einer so genannten automatischen Bestrahlungsfunktion eingestellt. Die Einstellung der Bildgebungs- oder Scanbedingungen mit Hilfe der automatischen Bestrahlungsfunktion wird im Folgenden beschrieben.
  • Als nächstes wird in Schritt P4 die Aufnahme eines tomographischen Bildes durchgeführt, wie in 4 gezeigt.
  • Die Details der Aufnahme der tomographischen Bilder und der Bildrekonstruktion wird im Folgenden detailliert beschrieben.
  • Als nächstes wird in Schritt P5 ein durch Bildrekonstruktion erzeugtes tomographisches Bild angezeigt, wie in 4 gezeigt.
  • Als nächstes wird in Schritt P6 ein Bild in dreidimensionaler Form angezeigt, wie in 4 gezeigt.
  • Hier wird ein tomographisches Bild, das fortlaufend in z-Richtung aufgenommen wurde, als dreidimensionales Bild definiert und in dreidimensionaler Form angezeigt, wie in 15 gezeigt.
  • Als Verfahren für die dreidimensionale Bildwiedergabe können, wie in 15 gezeigt, ein Volumenveranschaulichendes dreidimensionales Bildwiedergabeverfahren, ein MIP(Maximum Intensity Projection)-Bildwiedergabeverfahren, ein MPR(Multi Plain Reformat)-Bildwiedergabeverfahren, ein dreidimensionales Rückprojektions-Bildwiedergabeverfahren, etc. aufgeführt werden. Sie werden gemäß diagnostischen Anwendungen eingesetzt und in entsprechender Form zur Verfügung gestellt.
  • Das Einstellen von Bildgebungs- oder Scanbedingungen durch eine automatische Bestrahlungsfunktion
  • Es wird die Funktionsweise zu dem Zeitpunkt erklärt, an dem beim Röntgen-CT-Gerät die Bildgebungs- oder Scanbedingungen im oben erwähnten Schritt P3 durch die automatische Bestrahlungsfunktion eingestellt werden.
  • Wenn die automatische Bestrahlungsfunktion bei der Einstellung der Bildgebungs- oder Scanbedingungen in Schritt P3 verwendet wird, berechnet die zentrale Verarbeitungseinheit 3 Profilbereiche (Abschnittsbereiche) an entsprechenden z-Richtungs-Koordinatenpositionen, so dass bei der Bildgebung auf der Grundlage der Vortestbilder im Bereich der 0°-Richtung (y-Achsenrichtung) oder 90°-Richtung (x- Achsenrichtung), die in dem oben erwähnten Schritt P2 erfasst wurden, Röntgenprojektionsdaten vom Objekt gewonnen werden können. Dann wird der optimale Röntgenröhrenstromstärkewert an jeder z-Richtungs-Koordinatenposition als Bildgebungs- oder Scanbedingung eingestellt, und zwar auf der Grundlage von jedem der berechneten Profilbereiche. Der Monitor 6 zeigt ein Bild an, welches auf die eingestellten Bildgebungs- oder Scanbedingungen verweist. Eine Veränderung der Parameter bei der automatischen Röntgenbestrahlungsfunktion in z-Richtung wird so angezeigt, dass sie den Vortestbildern entspricht, wobei mindestens ein Verfahren eingesetzt wird, bei dem ein Graph oder numerische Werte verwendet werden.
  • 17(a) illustriert eingestellte Röntgenröhrenstromstärkewerte und Spiralpitches, wobei die Wärmekapazität der Röntgenröhre groß genug und die Röhrenstromstärke der Röntgenröhre keiner Einschränkung unterworfen ist. Hier wird, wie in 17(a) gezeigt, ein Plan aufgestellt, so dass die Bereiche 1 und 2 eines Objekts unter der Bedingung aufgenommen oder abgebildet werden, dass der Spiralpitch HP auf 1 eingestellt ist, und dass der Bereich 3 des Objekts unter der Bedingung aufgenommen wird, dass der Spiralpitch HP auf 2 eingestellt ist. Dann wird die optimale Röntgenröhrenstromstärke an jeder z-Richtungs-Koordinatenposition des Objekts bestimmt, und zwar auf der Grundlage der Vortestbilder, wie sie in 90°-Richtung erscheinen. In diesem Fall wird der Einstellungswert der Röntgenröhrenstromstärke so festgelegt, dass er einer Veränderung im Profilbereich entspricht, wie er in z-Richtung des Objekts erscheint, wie in 16(c) gezeigt und oben beschrieben wurde. Zusätzlich zu dem oben genannten Fall kann der Einstellungswert der Röntgenröhrenstromstärke so festgelegt werden, dass er einer Veränderung im Röntgenstrahl-Durchdringungsweg innerhalb der xy-Ebene des Objekts entspricht, wie in 16(b) gezeigt und oben beschrieben wurde. So wird die optimale Bildgebungs- oder Scanbedingung entsprechend durch die Anpassung der Einstellung an die Röntgenröhrenstromstärke erzielt, wenn die Wärmekapazität der Röntgenröhre groß genug ist und die Röhrenstromstärke der Röntgenröhre keiner Einschränkung unterworfen ist.
  • Wenn allerdings die Wärmekapazität der Röntgenröhre nicht ausreichend groß ist und die Röntgenröhrenstromstärke eingeschränkt ist, wie in 17(b) gezeigt wird, wird ein Plan aufgestellt, die Bereiche 1 und 2 des Objekts mit dem Spiralpitch HP von 1 und den Bereich 3 mit dem Spiralpitch HP von 2 abzutasten. Wenn die optimale Röntgenröhrenstromstärke in jeder z-Richtungs-Koordinatenposition auf der Grundlage der Vortestbilder, wie sie in 90°-Richtung erscheinen, bestimmt wird, kann es sein, dass sie den oberen Grenzwert der einstellbaren Röntgenröhrenstromstärke überschreitet, wie oben beschrieben.
  • In solch einem Fall wurde die Abtastung bisher mit dem oberen Grenzenwert der Röntgenröhrenstromstärke durchgeführt. Daher trat der Fall auf, dass ein Bild, das innerhalb eines Bereichs a lag, der sich jenseits des oberen Grenzenwerts der Röntgenröhrenstromstärke befindet, wie sie in z-Richtung erscheint, eine reduzierte Bildqualität aufwies. Daher wird in der Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung, die Verschlechterung der Bildqualität durch die Änderung der Parameter für andere Bildgebungs- oder Scanbedingungen verhindert, die in solch einem Fall mit der Bildqualität im Zusammenhang stehen. Eine Position, bei der der Spiralpitch HP auf 2 eingestellt wird, wie dies durch die durchgehende Linie in 17(b) angezeigt wird, wird innerhalb eines Bereichs a, der in 17(b) durch eine gestrichelte Linie gekennzeich net wird, in einen Spiralpitch HP 3 umgewandelt. Dadurch wird die Minderung der Bildqualität in der vorliegenden Ausführungsform verhindert.
  • Wenn man davon ausgeht, dass der Spiralpitch auf (HP3/HP2) eingestellt wird, wie oben beschrieben, wird die Höhe der Röntgenröhrenstromstärke in einer Einheitsbreite in z-Richtung pro Einheitszeit unter vorheriger Berücksichtigung des Spiralpitches annähernd denselben Wert aufweisen wie die Einstellung der Röntgenröhrenstromstärke auf (HP2/HP3) bei der Umwandlung der Röntgenröhrenstromstärke im Zusammenhang mit der Bildqualität für das Bildrauschen. Indem also nur für den Abschnitt des Bereichs a der Spiralpitch HP auf 3 umgestellt wird, wie in 17(b) gezeigt, kann eine gleichwertige Bildqualität erzielt werden, selbst wenn die Röntgenröhrenstromstärke, mit der die Röntgenröhre 21 versorgt wird, relativ gering ist. Durch die Senkung des Spiralpitches auf HP 3 in Bezug auf die festgelegte Röntgenröhrenstromstärke kann die zu bestimmende Röntgenröhrenstromstärke in 17(b). auf (HP3/HP2) reduziert werden. So kann eine Bildqualität mit optimalem Bildrauschen erzielt werden, selbst wenn eine Abtastung in einem einstellbaren Bereich der Röntgenröhrenstromstärke erfolgt. Wenn der Spiralpitch nicht reduziert wird, kann eine Verbesserung beim Bildrauschen durch eine Raumfilterung der Projektionsdaten in Kanal-Richtung oder andere entsprechende Mittel zur Verbesserung des Bildrauschens durchgeführt werden.
  • Der Verarbeitungsablauf für die Einstellung der Bildgebungs- oder Scanbedingungen durch die automatische Bestrahlungsfunktion
  • Im Folgenden wird ein Verarbeitungsablauf zur Einstellung von Bildgebungs- oder Scanbedingungen durch eine automatische Bestrahlungsfunktion erklärt.
  • 18 ist ein Flussdiagramm, das einen Verarbeitungsablauf zur Einstellung einer Bildgebungs- oder Scanbedingung durch eine automatische Bestrahlungsfunktion zeigt. Hier wird eine automatische Röntgenbestrahlungsfunktion zum Ausgleich einer Röntgenstromstärkeunterversorgung unter Verwendung eines Spiralpitches oder einer Raumfilterung der Projektionsdaten in Kanalrichtung erklärt.
  • In Schritt A1 wird jeder Profilbereich in z-Richtung anhand von Vortestbildern bestimmt, wie in 18 gezeigt, um einen optimalen Röntgenröhrenstromstärkewert bei jeder z-Richtungsposition zu bestimmen.
  • Dann wird als nächstes in Schritt A2 z = zs gesetzt, wie in 18 gezeigt.
  • Hier wird eine Startkoordinate in z-Richtung als zs definiert. Dass heißt, dass bei dem vorliegenden oder aktuellen Schritt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 die Datenverarbeitung so ausführt, dass jede Koordinatenposition in z-Richtung auf einen Anfangswert eingestellt wird, um eine unten beschriebene Bildgebungs- oder Scanbedingung an jeder Koordinatenposition in z-Richtung zu regulieren.
  • Als nächstes wird in Schritt A3, wie in 18 gezeigt, bestimmt, ob an der Position von z eine Röntgenröhrenstromstärke ausgegeben werden kann. Wenn festgestellt wird, dass deren Ausgabe durchgeführt werden kann (wenn die Antwort JA lautet), dann geht der Verarbeitungsablauf zu Schritt A4 ü ber. Wenn festgestellt wird, dass deren Ausgabe nicht durchgeführt werden kann (wenn die Antwort NEIN lautet), dann geht der Verarbeitungsablauf zu Schritt A5 über.
  • Wenn hier eine Röntgenröhrenstromstärke der Röntgenröhre erforderlich ist, die zu den entsprechenden Zeitpunkten innerhalb des Bereiches des ausgebbaren Röntgenröhrenstromstärke liegt, bestimmt die zentrale Verarbeitungseinheit 3, dass der eingestellte Wert der Röntgenröhrenstromstärke von der zentralen Verarbeitungseinheit 3 über den Steuerungscontroller 29 an den Röntgencontroller 22 ausgegeben werden kann.
  • Wenn andererseits eine Röntgenröhrenstromstärke der Röntgenröhre erforderlich ist, die zu den entsprechenden Zeitpunkten außerhalb des Bereichs der ausgebbaren Röntgenröhrenstromstärke liegt, bestimmt die zentrale Verarbeitungseinheit 3, dass der eingestellte Wert der Röntgenröhrenstromstärke von der zentralen Verarbeitungseinheit 3 nicht über den Steuerungscontroller 29 an den Röntgencontroller 22 ausgegeben werden kann.
  • In Schritt A4 wird z = z + ⎕z gesetzt, wie in 18 gezeigt.
  • Das heißt, dass hier die zentrale Verarbeitungseinheit 3 die Datenverarbeitung so ausführt, dass eine Koordinatenposition in z-Richtung auf die folgende Koordinatenposition in z-Richtung eingestellt wird.
  • In Schritt A5 wird, wie in 18 gezeigt, bestimmt, ob ein Spiralpitch reduziert bzw. gesenkt werden kann. Wenn festgestellt wird, dass der Spiralpitch reduziert werden kann (wenn die Antwort JA lautet), geht der Verarbeitungsablauf zu Schritt A6 über. Wenn festgestellt wird, dass der Spiralpitch nicht reduziert werden kann (wenn die Antwort NEIN lautet), geht der Verarbeitungsablauf zu Schritt A7 über.
  • Genauer gesagt bestimmt die zentrale Verarbeitungseinheit 3, dass der Spiralpitch reduziert werden kann, wenn die Bewegungsgeschwindigkeit der Liege 12 des Röntgentisches 10 in z-Richtung innerhalb eines regulierbaren Bereichs fällt.
  • Wenn andererseits die Bewegungsgeschwindigkeit der Liege des Röntgentisches 10 in z-Richtung in einen nicht kontrollierbaren Bereich fällt, bestimmt die zentrale Verarbeitungs einheit 3, dass der Spiralpitch nicht reduziert werden kann.
  • In Schritt A8 wird der Spiralpitch, wie in 18 gezeigt, verändert.
  • Hier verändert die zentrale Verarbeitungseinheit 3 den anfangs eingestellten Spiralpitch und stellt ihn auf einen anderen Spiralpitch ein, der einer minimalen Geschwindigkeit entspricht, wobei dies auf der Grundlage des Bereichs geschieht, in dem die Bewegungsgeschwindigkeit der Liege 12 des Röntgentisches 10 in z-Richtung reguliert werden kann.
  • In Schritt A7 wird eine Raumfilterung der Projektionsdaten in Kanal-Richtung, wie in 18 gezeigt, durchgeführt.
  • Hier bewirkt die zentrale Verarbeitungseinheit 3, dass die vorverarbeiteten Röntgenprojektionsdaten oder Röntgenprojektionsdaten, bei denen einer Strahlenhärtekorrektur durchgeführt worden ist, einer Raumfilterung der Projektionsdaten in Kanal-Richtung unterzogen werden. Im Übrigen wird der Begriff "Raumfilterung der Projektionsdaten in Kanal- Richtung" spezifisch als "Raumfilterungsprozess in Kanalrichtung, der auf Röntgenprojektionsdaten der entsprechenden Zeilen gefaltet wurde" bezeichnet.
  • In Schritt A8 wird, wie in 18 gezeigt, bestimmt, ob z ≥ ze gilt. Wenn z ≥ ze gilt (wenn die Antwort JA lautet), wird die Verarbeitung beendet. Wenn z ≥ ze nicht zutrifft (wenn die Antwort NEIN lautet), dann kehrt der Verarbeitungsablauf zu Schritt A3 zurück. Wie auch immer, eine Endkoordinate in z-Richtung wird als ze definiert.
  • Gemäß dem obigen Verarbeitungsablauf wird jedem Parame ter jeder Röntgenröhrenstromstärke, die mit dem Parameter des Bildrauschens übereinstimmt, eine Priorität zugewiesen. Als nächstes wird dem Spiralpitch, der mit dem Parameter des Bildrauschens bei jedem Spiralscan übereinstimmt, eine Priorität zugewiesen. Dann wird der Kanal-Richtungs-Raumfilterung der Projektionsdaten, die dem Parameter des Bildrauschens entsprechen, eine Priorität zugewiesen, wodurch das optimale Bildrauschen erzielt werden kann. Das heißt, dass den Parametern der vielen einzelnen Elementen des Bildrauschens Prioritäten zugeordnet werden, um diese zu regulieren, wodurch das optimale Bildrauschen erzielt werden kann. Es entsteht insofern ein vorteilhafter Effekt, als dass so die Bildqualität durch die Einstellung der Prioritäten zwischen den vielen Parametern und die sequentielle Einstellung der Parameter auf der Grundlage der Prioritäten weiter optimiert werden kann.
  • Beschreibung der Arbeitsschritte bei der Aufnahme von tomographischen Bildern und Vortestbildern
  • Unten wird eine Beschreibung der Arbeitsschritte bei der Ausführung der Aufnahme von tomographischen Bildern (Schritt P4 in 4) und der Aufnahme von Vortestbildern (Schritt P2 in 4) gezeigt.
  • 5 ist ein Flussdiagramm, welches die Arbeitsschritte bei der Aufnahme von tomographischen Bildern und der Aufnahme von Vortestbildern bei dem Röntgen-CT-Gerät 100 der Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung beschreibt.
  • In Schritt S1 wird zunächst die Datenerfassung durchgeführt, wie in 5 gezeigt.
  • Hier wird bei der Durchführung der Datenverarbeitung durch den Spiralscan der Vorgang ausgeführt, bei dem die Röntgenröhre 21 und der Mehrzeilen-Röntgendetektor 24 um das Objekt herum rotiert werden und die Datenerfassung der Röntgendetektordaten durchgeführt wird, während die Liege 12, welche auf dem Röntgentisch 10 platziert ist, in linearer Richtung bewegt wird. Dann wird eine z-Richtungs-Koordinatenposition der linearen Tischbewegung Ztable(view) mit den Röntgendetektordaten D0 (view, j, i) addiert, die durch einen Ansichtswinkel view, eine Detektorzeilenanzahl j und eine Kanalanzahl i angegeben werden. Bei einem Spiralscan, bei dem Röntgendetektordaten auf diese Weise erfasst oder gesammelt werden, wird die Datenerfassung in einem konstanten Geschwindigkeitsbereich durchgeführt.
  • Wenn die Datenerfassung im Zuge eines Spiralscans mit verstellbarem Pitch oder einem Spiral-Shuttle-Scan durchgeführt wird, wird zusätzlich zu der Datenerfassung im konstanten Geschwindigkeitsbereich sogar eine Datenerfassung während der Beschleunigung und Verlangsamung durchgeführt.
  • Die z-Richtungs-Koordinatenposition kann mit den Röntgenprojektionsdaten addiert werden oder kann mit den Röntgenprojektionsdaten in Form einer separaten Datei verbunden sein. Wenn die Röntgenprojektionsdaten bei einem Spiralscan mit verstellbarem Pitch als dreidimensionale Bilder rekonstruiert werden, werden Informationen über die z-Richtungs-Koordinatenposition verwendet. Indem diese bei einem Spiralscan, einer konventionellen Abtastung (axiale Abtastung) oder einem Cinescan verwendet werden, wird die Verbesserung der Genauigkeit jedes durch Bildrekonstruktion erzeugten tomographischen Bildes und eine Verbesserung von dessen Bildqualität erzielt.
  • Positionssteuerdaten für die Liege 12 des Röntgentisches 10 können für die z-Richtungs-Koordinatenposition verwendet werden. Alternativ kann dafür eine z-Richtungs-Koordinatenposition zu jedem Zeitpunkt verwendet werden, der bei einem Bildgebungsvorgang im Zuge der Einstellung der Bildgebungs- oder Scanbedingung festgelegt wurde.
  • Wenn die Datenerfassung im Zuge einer konventionellen Abtastung (axialen Abtastung) oder eines Cinescans durchgeführt wird, wird das Datenerfassungssystem ein oder mehrere Male rotiert, während die auf dem Röntgentisch 10 platzierte Liege 12 in einer festgelegten z-Richtung befestigt wird, damit die Datenerfassung der Röntgendetektordaten erfolgen kann. Die Liege 12 wird in die erforderliche nächste z-Richtungsposition gebracht, und danach wird das Datenerfassungssystem wieder ein oder mehrere Male rotiert, um eine Datenerfassung der Röntgendetektordaten durchzuführen.
  • Bei der Aufnahme der Vortestbilder wird der Befestigungsvorgang der Röntgenröhre 21 und des Mehrzeilen- Röntgendetektors 24 und die Durchführung der Datenerfassung der Röntgendetektordaten durchgeführt, während die auf dem Röntgentisch 10 befestigte Liege 12 in linearer Richtung bewegt wird.
  • Als nächstes wird in Schritt S2 ein Vorprozess durchgeführt, wie in 5 gezeigt.
  • Hier werden die Röntgendetektordaten D0 (view, j, i) dem Vorprozess unterzogen, um sie in Projektionsdaten umzuwandeln. Wie in 6 gezeigt, umfasst der Vorprozess eine Offsetkorrektur von Schritt S21, eine logarithmische Übersetzung von Schritt S22, eine Röntgendosiskorrektur von Schritt S23 und eine Empfindlichkeitskorrektur von Schritt S24.
  • Wenn die vorverarbeiteten Röntgendetektordaten bei der Vortestbildaufnahme angezeigt werden, wobei jede Pixelgröße in Kanalrichtung und die Pixelgröße in z-Richtung der linearen Bewegungsrichtung der Liege entspricht, die so eingestellt ist, dass sie mit der Displaypixelgröße des Monitors 6 zusammenfällt, dann werden die Röntgendetektordaten in Form der entsprechenden Vortestbilder fertig gestellt.
  • Als nächstes wird in Schritt S3 eine Strahlhärtekorrektur durchgeführt, wie in 5 gezeigt.
  • Hier werden die vorverarbeiteten Projektionsdaten D1 (view, j, i) einer Strahlhärtungskorrektur unterzogen. Wenn man annimmt, dass Projektionsdaten vor der Strahlhärtekorrektur von Schritt S3, die beim Vorprozess S2 einer Empfindlichkeitskorrektur S24 unterzogenen worden sind, als Projektionsdaten D1 (view, j, i) definiert werden und die Daten nach der Strahlhärtekorrektur von Schritt S3 als D11 (view, j, i) de finiert werden, kann die Strahlhärtekorrektur z.B. in Form eines Polynoms ausgedrückt werden, wie es von der folgenden Gleichung (1) vorgegeben wird:
  • Gleichung 1
    • D11 (view, j,i) = D1(view,j,i)·(B0(j,i) + B1(j,i)·D1(view,j,i) + B2(j, i)·D1(view,j,i)2) (1)
  • Da zu diesem Zeitpunkt für jede j-Zeile des Detektors eine unabhängige Strahlhärtekorrektur ausgeführt werden kann, kann der Unterschied zwischen den Röntgenenergiecharakteristiken für jede Zeile des Detektors korrigiert werden, wenn die Röhrenspannungen der entsprechenden Datenerfassungssysteme bei der Bildgebungs- oder Scanbedingung unterschiedlich sind.
  • Als nächstes wird in Schritt S4 ein z-Filterfaltungsprozess durchgeführt, wie in 5 gezeigt.
  • Hier werden auf die Projektionsdaten D11 (view, j, i), die einer Strahlhärtekorrektur unterzogen wurden, ein z-Filterfaltungsprozess zur Anwendung von Filtern in z-Richtung (Zeilenrichtung) angewendet.
  • Das heißt, dass nach dem Vorprozess bei jedem Ansichtswinkel und jedem Datenerfassungssystem die Projektionsdaten des Mehrzeilen-Röntgendetektors D11 (view, j, i) (wobei i = 1 zu CH und j = 1 zu ZEILEN), die der Strahlhärtekorrektur unterzogen wurden, in Zeilenrichtung mit Filtern multipliziert werden, in denen solche Zeilen-Richtungs-Filtergrößen, wie sie in den folgenden Gleichungen (2) und (3) ausgedrückt wer den, z.B. fünf Zeilen ausmachen. Hierbei wird die Gleichung 3 erfüllt.
  • Gleichung 2
    • (w1(i), w2(i), w3(i), w4(i), w5(i)) (2)
  • Gleichung 3
    Figure 00400001
  • Die korrigierten Detektordaten D12 (view, j, i) werden vorgegeben, wie dies in der folgenden Gleichung (4) ausgedrückt wird: Gleichung 4
    Figure 00400002
  • Übrigens gelten die folgenden Gleichungen (5) und (6), wenn man davon ausgeht, dass der maximale Wert des Kanals CH ist und der maximale Wert der Zeile ROWS beträgt:
  • Gleichung 5
    • D11(view, –1,i) = D11(view,0,i) = D11(view,1,i) (5)
  • Gleichung 6
    • D11(view, ROWS,i) = D11(view, ROWS + 1,i) = D11(view, ROWS + 2,i) (6)
  • Wenn die Zeilen-Richtungs-Filterkoeffizienten für jeden Kanal verändert werden, kann die Schichtdicke je nach Abstand zum Bildrekonstruktionszentrum reguliert werden. Bei einem tomographischen Bild wird ein peripherer Abschnitt im Allgemeinen dicker ausfallen als im Rekonstruktionszentrum. Daher werden die Zeilen-Richtungs-Filterkoeffizienten in den zentralen und peripheren Abschnitten verändert, und die Breite der Zeilen-Richtungs-Filterkoeffizienten wird in der Nähe des zentralen Kanals erweitert und in der Nachbarschaft des peripheren Kanals verengt, wodurch es ermöglicht wird, die Schichtdicke sowohl in dem peripheren Abschnitt als auch im Bildrekonstruktionszentrum einheitlich zu gestalten.
  • Durch eine solche Regulierung des Zeilen-Richtungs-Filterkoeffizienten an den zentralen und den peripheren Kanälen des Mehrzeilen-Röntgendetektors 24 wird es ermöglicht, die Schichtdicken in den zentralen und peripheren Abschnitten zu regulieren. Durch eine leichte Vergrößerung der Schichtdicke durch jeden Zeilen-Richtungsfilter wird eine erhebliche Verbesserung erzielt, sowohl was Verfälschungen als auch was das Rauschen anbelangt. Daher kann auch der Grad der Verbesserung in Bezug auf Verfälschungen und der Grad der Verbesserung in Bezug auf Rauschen reguliert werden. Das heißt, dass es möglich ist, ein durch dreidimensionale Bildrekonstruktion erzeugtes tomographisches Bild, d. h. dessen Bildqualität in xy-Ebene, zu regulieren. Zusätzlich zum oben Gesagten kann ein tomographisches Bild mit einer dünnen Schichtdicke auch durch die Einstellung eines Zeilen-Richtungs-(z-Richtungs) Filterkoeffizienten auf die Dekonvolutionsfilter erzeugt werden.
  • Als nächstes wird in Schritt S5 ein Rekonstruktionsfunktions-Faltungs-Prozess durchgeführt, wie in 5 gezeigt.
  • Das heißt, dass Projektionsdaten D12 (view, j, i), die dem z-Filterfaltungprozess unterworfen wurden, einer Fouriertransformation unterzogen und mit einer Rekonstruktionsfunktion multipliziert werden, worauf sie einer Umkehr-Fouriertransformation unterzogen werden. Wenn man annimmt, dass bei einem Rekonstruktionsfunktions-Faltungsprozess S5 die Daten vor dem z-Filterfaltungprozess als D12 definiert werden, Daten nach dem Rekonstruktionsfunktions-Faltungsprozess als D13 definiert werden, und die Faltungsrekonstruktions-Funktion als Kernel(j) definiert wird, wird der Rekonstruktionsfunktions-Faltungsprozess wie in der folgenden Gleichung (7) angegeben ausgedrückt:
  • Gleichung 7
    • D13(view, j,i) = D12 (view, j,i)*Kernel(j) (7)
  • Das heißt, dass mit Hilfe des Rekonstruktionsfunktions-Kernel (j) die Unterschiede in Rauschcharakteristik und Auflösungscharakteristik für jede Zeile korrigiert werden können, da ein Rekonstruktionsfunktions-Faltungsprozess für jede j Zeile des Detektors unabhängig durchgeführt werden kann.
  • Als nächstes wird in Schritt S6 ein dreidimensionaler Rückprojektionsprozess durchgeführt, wie dies in 5 gezeigt wird.
  • Hier wird ein dreidimensionaler Rückprojektionsprozess auf die Projektionsdaten D13 (view, j, i) angewendet, welche dem Rekonstruktionsfunktions-Faltungsprozess unterzogen wurden, um Rückprojektionsdaten D3 (x, y, z) zu gewinnen. Ein durch Bildrekonstruktion erzeugtes Bild wird auf einer xy- Ebene, die einer orthogonal zur z-Achse verlaufenden Ebene entspricht, durch dreidimensionale Bildrekonstruktion erzeugt. Es wird davon ausgegangen, dass der Rekonstruktionsbereich oder die Ebene P, die unten dargestellt werden wird, parallel zur xy-Ebene verläuft. Der dreidimensionale Rückprojektionsprozess wird im Folgenden unter Bezug auf 5 näher erklärt.
  • Als nächstes wird in Schritt S7 ein Nachbearbeitungsprozess durchgeführt, wie in 5 gezeigt.
  • Hier wird der Nachbearbeitungsprozess, der eine Bildfilterfaltung, eine CT-Wert-Umwandlung u. Ä. beinhaltet, auf die Rückprojektionsdaten D3 (x, y, z) angewendet, um eine CT oder ein tomographisches Bild D31 (x, y) zu erhalten.
  • Wenn man davon ausgeht, dass beim Bildfilterfaltungs-Prozess im Nachbearbeitungsprozess ein tomographisches Bild nach der dreidimensionalen Rückprojektion als D31 (x, y, z) definiert wird, die Daten nach der Bildfilterfaltung als D32 (x, y, z) definiert werden, und ein zweidimensionaler Bildfilter, der auf die xy-Ebene gefaltet wird, welche einer tomographischen Bildebene entspricht, als Filter(z) definiert wird, gilt die folgende Gleichung (8):
  • Gleichung 8
    • D32(x,y,z) = D31(x,y,z)*Filter(z) (8)
  • Das heißt, dass es möglich ist, Unterschiede in der Rauschcharakteristik und der Auflösungscharakteristik für jede Zeile zu korrigieren, da für jede j Zeile des Detektors ein unabhängiger Bildfilterfaltungsprozess durchgeführt werden kann.
  • Alternativ kann nach dem zweidimensionalen Bildfilterfaltungs-Prozess ein Bildraum-Filterfaltungprozess in z-Richtung, wie er unten gezeigt wird, durchgeführt werden. Der Bildraum-Filterfaltungs-Prozess in z-Richtung kann vor dem zweidimensionalen Bildfilterfaltungs-Prozess durchgeführt werden. Ferner kann ein dreidimensionaler Bildfilterfaltungs-Prozess durchgeführt werden, bei dem der Effekt hervorgebracht wird, dass sowohl der zweidimensionale Bildfilterfaltungs-Prozess als auch der Bildraumfilterfaltungs-Prozess in z-Richtung verwendet werden kann.
  • Wenn man davon ausgeht, dass beim Bildraumfilterfaltungs-Prozess in z-Richtung ein tomographisches Bild, das dem Bildraum-Filterfaltungs-Prozess in z-Richtung unterzogen wurde, als D33 (x, y, z) definiert wird, und ein tomographisches Bild, das einem zweidimensionalen Bildfilterfaltungs-Prozess unterzogen wurde, als D32 (x, y, z) definiert wird, gilt die folgende Beziehung (Gleichung 9). wie auch immer, v(i) stellt eine Koeffizientenzeile dar, wie sie unten (in Gleichung 10) mit Hilfe der z-Richtungs-Bildraum-Filterkoeffizienten ausgedrückt wird, bei denen die Breite in z-Richtung 21 + 1 beträgt.
  • Gleichung 9
    Figure 00440001
  • Gleichung 10
    • v(–l), v(–l + 1), ......v(–1), v(0), v(i), ......v(l – 1), v(l) (10)
  • Beim Spiralscan kann der Bildraum-Filterkoeffizient v(i) ein Bildraum-Filterkoeffizient in z-Richtung sein, der unabhängig von einer z-Richtungs-Position ist. Doch insbesondere wenn ein zweidimensionaler Röntgenflächendetektor 24 oder Mehrzeilen-Röntgendetektor 24 mit einer von der z-Richtung aus gesehenen breiten Detektorbreite verwendet wird, kann der z-Richtungs-Bildraum-Filterkoeffizient v(i) detaillierten Anpassungen unterworfen werden, die von den Zeilenpositionen der entsprechenden tomographischen Bilder bei der Ausführung der konventionellen Abtastung (axiale Abtastung) oder beim Cinescan abhängen, wenn der z-Richtungs-Bildraumfilterkoeffizient v(i) gegeben ist, wie jeder der z-Richtungs-Bildraum-Filterkoeffizienten, die von den Positionen der Zeilen des Röntgendetektors in z-Richtung abhängen. Daher ist er weiterhin effektiv.
  • Die auf diese Weise gewonnenen tomographische Bilder werden auf dem Monitor 6 angezeigt.
  • Dreidimensionaler Rückprojektionsprozess
  • Die Funktionsweise des dreidimensionalen Rückprojektionsprozesses wird im Zusammenhang mit dem Betrieb des Röntgen-CT-Geräts 100 skizziert (S6 in 5), wie unten gezeigt
  • 7 ist ein Flussdiagramm, das die Details des dreidimensionalen Rückprojektionsprozesses (Schritt S6 in 6) zeigt.
  • In der vorliegenden Ausführungsform wird ein Bild, das durch eine Bildrekonstruktion erzeugt werden soll, durch Bildrekonstruktion in dreidimensionaler Form auf einer xy- Ebene erzeugt, die der Ebene entspricht, die orthogonal zur z-Achse liegt. Man geht also davon aus, dass der Rekonstruktionsbereich P parallel zur xy-Ebene liegt.
  • In Schritt S61 wird zuerst eine der Ansichten (z.B. die Ansichten, die 360° entsprechen oder Ansichten, die "180° + Fächerwinkel" entsprechen) betrachtet, die für die Bildrekonstruktion eines tomographischen Bildes notwendig ist, wie in 7 gezeigt. Es werden Projektionsdaten Dr gewonnen, die den entsprechenden Pixels in einem Rekonstruktionsbereich P entsprechen.
  • Hier wird davon ausgegangen, dass ein quadratischer Bereich von 512 × 512 Pixels, der parallel zur xy-Ebene verläuft, den Rekonstruktionsbereich P darstellt, wie in 8(a) und 8(b) gezeigt wird. Ferner werden eine Pixelzeile L0, die parallel zur x-Achse mit y = 0 liegt, eine Pixelzeile L63 mit y = 63, eine Pixelzeile L127 mit y = 127, eine Pixelzeile L191 mit y = 191, eine Pixelzeile L255 mit y = 255, eine Pixelzeile L319 mit y = 319, eine Pixelzeile L383 mit y = 383, eine Pixelzeile L447 mit y = 447 und eine Pixelzeile L511 mit y = 511 als Zeilen verwendet. Wenn also Projektionsdaten auf den Linien T0 bis T511 gewonnen werden, welche durch Projektion dieser Pixelzeilen L0 bis L511 auf die Ebene des Mehrzeilen-Röntgendetektors 24 in eine Röntgenstrahl-Durchdringungsrichtung erlangt wurden, wie in 9 gezeigt, dann entstehen aus ihnen Projektionsdaten Dr (view, x, y) der Pixelzeilen L0 bis L511. Wie auch immer, x und y entsprechen den jeweiligen Pixels (x, y) des tomographischen Bildes.
  • Die Röntgenstrahl-Durchdringungsrichtung wird je nach geometrischer Position des Röntgenbrennpunktes der Röntgenröhre 21, der entsprechenden Pixels und des Mehrzeilen- Röntgendetektors 24 bestimmt. Da allerdings die z-Koordinaten z(view) der Röntgendetektordaten D0 (view, j, i) bekannt sind, weil sie als die z-Richtungsposition der linearen Tischbewegung Ztable(view) mit den Röntgendetektordaten addiert werden, kann die Röntgenstrahl-Durchdringungsrichtung innerhalb des Röntgenbrennpunkts und des geometrischen Datenerfassungssystems des Mehrzeilen-Röntgendetektors genau bestimmt werden, sogar wenn die Röntgendetektordaten D0 (view, j, i) einer Beschleunigung oder Verlangsamung ausgesetzt werden.
  • Wenn übrigens einige der Linien von der Kanalrichtung aus gesehen außerhalb des Mehrzeilen-Röntgendetektors 24 angeordnet sind, wie dies z.B. bei der Linie T0 der Fall ist, die z.B. durch Projektion der Pixelzeilen L0 auf die Ebene des Mehrzeilen-Röntgendetektors 24 in die Röntgenstrahl-Durchdringungsrichtung gewonnen wurde, werden die entsprechenden Projektionsdaten Dr (view, x, y) auf "0" gesetzt. Wenn sie aus z-Richtung betrachtet außerhalb des Mehrzeilen-Röntgendetektors 24 angeordnet sind, werden die entsprechenden Projektionsdaten Dr (view, x, y) durch Extrapolation bestimmt.
  • So können die Projektionsdaten Dr (view, x, y), welche den entsprechenden Pixels des Rekonstruktionsbereichs P entsprechen, gewonnen werden, wie in 10 gezeigt.
  • Als nächstes werden in Schritt S62 die Projektionsdaten Dr (view, x, y), wie in 7 gezeigt, mit einem Kegelstrahl-Rekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten multipliziert, um Projektionsdaten D2 (view, x, y) zu erhalten, wie dies in 11. gezeigt wird.
  • Nun lautet die Kegelstrahl-Rekonstruktions-Gewichtungsfunktion w (i, j) wie im Folgenden ausgedrückt. Wenn man annimmt, dass ein Winkel, den eine lineare Line, welche den Brennpunkt der Röntgenröhre 21 und mit einem Pixel g(x, y) des Rekonstruktionsbereiches P (xy-Ebene) bei einer Ansicht = βa verbindet, mit einer Zentralachse Bc eines Röntgenstrahls bildet, als γ bezeichnet wird und angenommen wird, dass seine gegenüberliegende Ansicht im Falle einer Fächerwinkel-Bildrekonstruktion-Ansicht = βb ist, werden ihre Verhältnisse wie in der folgenden Gleichung (11) angegeben ausgedrückt.
  • Gleichung 11
    • βb = βa + 180° – 2γ (11)
  • Wenn man davon ausgeht, dass die Winkel, die ein Röntgenstrahl, der ein Pixel g(x, y) im Rekonstruktionsbereich P durchdringt, und der ihm gegenüberliegende Röntgenstrahl mit der Rekonstruktionsebene P bilden, jeweils αa und ab sind, werden sie mit den Kegelstrahlrekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten ωa und ωb multipliziert, die von diesen abhängen, und addiert, um Rückprojektions-Pixeldaten D2 (0, x, y) zu bestimmen. In diesem Fall werden diese angegeben, wie es in der folgenden Gleichung (12) ausgedrückt wird:
  • Gleichung 12
    • D2 (0,x,y) = ωa·D2(0,x,y)_a + ωb·D2(0,x,y)_b (12), wobei davon ausgegangen wird, dass D2(0,x,y)_a Rückprojektionsdaten von Ansicht βa, und D2(0,x,y)_b Rückprojektionsdaten von Ansicht βb sind.
  • Im Übrigen wird die Summe der Kegelstrahl-Rekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten, welche den sich gegenüberliegenden Strahlen entsprechen, wie in der folgenden Gleichung (13) ausgedrückt:
  • Gleichung 13
    • ωa + ωb = 1 (13)
  • Die oben genannte Addition und die Multiplikation der Kegelstrahl-Rekonstruktions- Gewichtungskoeffizienten ωa und ωb ermöglicht eine Reduktion von Kegelwinkelverfälschungen.
  • Beispielsweise kann eine der folgenden Gleichungen als Kegelstrahl-Rekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten ωa und ωb verwendet werden. Im Übrigen gibt ga den Gewichtungskoeffizienten der Ansicht βa und gb den Gewichtungskoeffizient von Ansicht βb an. Wenn man davon ausgeht, dass 1/2 eines Fächerstrahlwinkels γmax ist, gelten die folgenden Verhältnisse, wie sie in den folgenden Gleichungen (14) bis (19) aufgestellt werden:
  • 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) Hier z.B. q = 1.
  • Nimmt man an, dass diejenigen Funktionen als "max" definiert sind, welche z.B. für die Beispiele von ga und gb die maximalen Werte annehmen, dann sind ga und gb gegeben, wie dies in den folgenden Gleichungen (20) und (21) ausgedrückt wird:
  • Gleichung 20
    • ga = max[0,{(π/2 + γmax) – |βa|}]·|tan(αa))| (20)
  • Gleichung 21
    • gb = max.[0,{(π/2 + γmax) –|βb|}]·|tan(αb))| (21)
  • In Falle der Fächerstrahl-Bildrekonstruktion wird jedes Pixel auf dem Rekonstruktionsbereich P außerdem mit einem Abstandskoeffizienten multipliziert. Angenommen, dass der Abstand vom Brennpunkt der Röntgenröhre 21 zu jeder der Detektorzeilen j und dem Kanal i des Mehrzeilen-Röntgendetektors 24, der den Projektionsdaten Dr entspricht, r0 ist, und der Abstand vom Brennpunkt der Röntgenröhre 21 zu jedem Pixel im Rekonstruktionsbereich P, welcher den Projektionsdaten Dr entspricht, r1 ist, ist der Abstandskoeffizient als (r1/r2)2 gegeben.
  • Im Falle der parallelen Strahl-Bildrekonstruktion kann jedes Pixel im Rekonstruktionsbereich P allein mit dem Kegelstrahl-Rekonstruktions-Gewichtungskoeffizienten w (i, j) multipliziert werden.
  • Als nächstes werden in Schritt S63 die Projektionsdaten D2 (view, x, y) wie in 7 gezeigt mit den entsprechenden Rückprojektionsdaten D3 (x, y) in Verbindung mit jedem Pixel addiert.
  • Genauer gesagt werden die Projektionsdaten D2 (view, x, y) wie in 12 gezeigt mit den ihnen entsprechenden Rückprojektionsdaten D3 (x, y) addiert, die zuvor im Zusammenhang mit jedem Pixel bestimmt wurden.
  • Als nächstes wird in Schritt 564, wie in 7 gezeigt, bestimmt, ob Rückprojektionsdaten D2 addiert wurden, die allen für die Bildrekonstruktion benötigten Ansichten entsprechen.
  • Hier werden in dem Fall, dass nicht bei allen eine Addition durchgeführt wurde (NEIN), Schritte S61 bis S63 in Bezug auf alle Ansichten (d. h. Ansichten, die 360° entsprechen oder Ansichten, die "180° + Fächerwinkel" entsprechen) wiederholt, die für die Bildrekonstruktion eines tomographischen Bildes zur Gewinnung von Rückprojektionsdaten D3 (x, y) notwendig sind, wie dies in 12 dargestellt wird. Wenn andererseits bei allen eine Addition durchgeführt wurde (JA), wird der vorliegende oder aktuelle Prozess, wie in 7 gezeigt, beendet.
  • Im Übrigen kann ein kreisrunder Bereich mit einem Durchmesser von 512 Pixels als Rekonstruktionsbereich P gestimmt werden, ohne ihn als quadratischen Bereich von 512 × 512 Pixels einzustellen, wie dies in 13(a) und 13(b) gezeigt wird.
  • Wie oben beschrieben umfasst das Röntgen-CT-Gerät 100 den Röntgentisch 10, der die Liege 12 bewegt, auf dem das innerhalb des Bildgebungsraums befindliche Objekt platziert wird, die Gantry 20, die das Objekt, welches auf der Liege 12 platziert ist, die sich innerhalb des Bildgebungsraums bewegt, mit Röntgenstrahlen bestrahlt und die Abtastung zur Erfassung der Röntgenstrahlen durchführt, welche durch das Objekt hindurch übertragen werden, um Projektionsdaten zu gewinnen, die zentrale Verarbeitungseinheit 3, die die Funktionsschritte des Röntgentisches 10 und der Gantry 20 steuert, um die Abtastung durchzuführen, wodurch die Vielzahl der Projektionsdaten in Zeitserienreihenfolge erfasst werden kann, und erzeugt durch Bildrekonstruktion mit Hilfe von Berechnungen ein tomographisches Bild des Objekts aus den Projektionsdaten, die im Zuge der Ausführung der Abtastung gewonnen wurden, und einen Monitor 6, der das tomographische Bild auf seinem Anzeigebildschirm (siehe 1) anzeigt, das durch Bildrekonstruktion von der zentralen Verarbeitungseinheit 3 erzeugt wurde. Hier bewegt der Röntgentisch 10 das Objekt, das sich auf der Liege 12 befindet, entlang der z-Richtung, die dessen Körperachsenrichtung darstellt, was auf der Grundlage jedes Steuersignals geschieht, das von der zentralen Verarbeitungseinheit 3 ausgegeben wird. Die Gantry 20 umfasst die Röntgenröhre 21, welche die Röntgenstrahlen von der Peripherie des Objekts, das vom Röntgentisch 10 bewegt wird, auf das Objekt anwendet, wobei sie sich in die Richtung dreht, sie sich entlang der z-Richtung als Achse erstreckt, und den Mehrzeilen-Röntgendetektor 24, der die Röntgenstrahlen, die von der Röntgenröhre 21 ausgesendet und durch das Objekt übertragen werden, erfasst. Die entsprechenden Elemente werden auf der Grundlage der Steuersignale gesteuert, die von der zentralen Verarbeitungseinheit 3 ausgegeben werden. Die Röntgenröhre 21 bestrahlt das Objekt auf eine Weise mit Röntgenstrahlen, bei der sie in eine Kegelform gebracht werden, welche sich in Kanalrichtung erweitert, die sich entlang der Rotationsrichtung der Röntgenröhre erstreckt, die sich um das Objekt dreht, und entlang der Zeilenrichtung, die sich entlang der Rotationsachsenrichtung ihrer Rotation erstreckt. Beim Mehrzeilen-Röntgendetektor 24 ist eine Vielzahl von Röntgendetektoren zur Erfassung von Röntgenstrahlen, welche von der Röntgenröhre 21 ausgestrahlt und durch das Objekt hindurch übertragen werden, in einer Matrixform angeordnet, so dass sie mit den Kanal- und Zeilenrichtungen (siehe 2 und 3) übereinstimmen.
  • Bei der Abbildung des Objektes unter Verwendung eines Röntgen-CT-Geräts 100 gibt die bedienende Person die Bedingung zur Durchführung des eigentlichen Scans am Objekt in die Eingabevorrichtung 2 ein.
  • Als nächstes stellt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 Parameter für den Betrieb der Gantry 20 und des Röntgentisches 10 bei der Ausführung des eigentlichen Scans auf der Grundlage der in die Eingabevorrichtung 2 eingegebenen Bedingungen ein.
  • Hier stellt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 die Parameter zum Betrieb der entsprechenden Elemente unter Verwendung einer so genannten automatischen Röntgenbestrahlungsfunktion so ein, dass der eigentliche Scan des Objekts z.B. durch das Spiralscansystem durchgeführt wird.
  • Bei der vorliegenden Ausführungsform berechnet die zentrale Verarbeitungseinheit 3 die entsprechenden Röntgenröhrenstromstärkewerte, mit denen die Röntgenröhre 21 an den entsprechenden Positionen versorgt wird, um Röntgenprojektionsdaten in einer Körperachsenrichtung des Objekts und in Ansichtsrichtungen um das Objekt herum zu erhalten, wenn der eigentliche Scan am Objekt mit solch einem Spiralpitch ausgeführt wird, dass er dem ersten der Einstellungsdaten H1 entspricht, die auf den in die Eingabevorrichtung 2 eingegebenen Bedingungen beruhen, wie in 17(b) gezeigt. Die Speichervorrichtung 7 speichert die darin berechneten Werte als erste Röhrenstromstärke-Einstellungsdaten A1. Nachdem ein Querschnittsbereich des Objekts und seine Querschnittsform auf der Grundlage des Vortestbilds des Objekts, welches vor der Ausführung des eigentlichen Scans aufgenommen wurde, bestimmt wurden, berechnet die zentrale Verarbeitungseinheit 3 die Röntgenröhrenstromstärkewerte, mit denen die Röntgenröhre 21 bei der Ausführung des eigentlichen Scans an den entsprechenden Positionen versorgt werden soll, und zwar so, dass sie einem bestimmten Querschnittbereich und Querschnittform ent sprechen, und definiert die berechneten Röntgenröhrenstromstärkewerte als erste Röhrenstromstärke-Einstellungsdaten A1. Als nächstes bestimmt die zentrale Verarbeitungseinheit 3, ob sich die entsprechenden Röntgenröhrenstromstärkewerte, die als erste Röhrenstromstärke-Einstellungsdaten A1 eingestellt wurden, innerhalb des Referenz- oder Standardbereichs S befinden, der bei der Röntgenröhre 21 eingestellt werden kann. Wenn sie sich zu diesem Zeitpunkt innerhalb des Standardbereichs S befinden, bestimmt die zentrale Verarbeitungseinheit 3, dass die ersten Röhrenstromstärke-Einstellungsdaten A1 als Einstellungswerte festegesetzt werden, mit dem die Röntgenröhre 21 beim eigentlichen Scan versorgt werden soll. Wenn andererseits die ersten Röhrenstromstärke-Einstellungsdaten A1 Röntgenröhrenstromstärkewerte außerhalb des Standardbereichs S enthalten, wie in 17(b) gezeigt, passt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 diese so an, dass in einem Abschnitt a die Röntgenröhrenstromstärkewerte, die sich bei den ersten Röhrenstromstärke-Einstellungsdaten A1 außerhalb eines Standardbereichs S befinden, auf Werte innerhalb des Standardbereich S gebracht werden, ohne die Röntgenröhrenstromstärkewerte, die zu den ersten Röhrenstromstärke-Einstellungdaten A1 gehören, als eingestellte Werte zu wählen, mit denen die Röntgenröhre 21 beim eigentlichen Scan versorgt werden soll, wodurch die ersten Röhrenstromstärke-Einstellungsdaten A1 zu den zweiten Röhrenstromstärke-Einstellungsdaten A2 verändert werden, die wiederum in der Speichervorrichtung 7 gespeichert werden. Wenn jeder Röntgenröhrenstromstärkewert den oberen Grenzwert des Standardbereichs S überschreitet, wie z.B. in 17(b) gezeigt, wird der Röntgenröhrenstromstärkewert, der sich im Abschnitt a außerhalb des Standardbereichs S befindet, so eingestellt, dass er nahe an dem oberen Grenzenwert liegt. Die zentrale Verarbeitungseinheit 3 bestimmt die entsprechenden Röntgenröhren stromstärkewerte, die zu den zweiten Röhrenstromstärke-Einstellungsdaten A2 als den Werten für die Röntgenröhrenstromstärkewerte gehören, mit denen die Röntgenröhre 21 beim eigentlichen Scan versorgt wird. Hinzu kommt, dass, wie in 17(b) gezeigt, der eingestellte Wert eines Spiralpitches in einem Abschnitt a, auf den die Röntgenröhrenstromstärkewerte außerhalb des Standardbereichs S bei den ersten Röhrenstromstärke-Einstellungsdaten A1 eingestellt werden, so angepasst wird, dass er einem Verhältnis von jedem Röntgenröhrenstromstärkewert, der zu den ersten Röhrenstromstärke-Einstellungsdaten A1 gehört, zu jedem Röntgenröhrenstromstärkewert, die zu den zweiten Röhrenstromstärke-Einstellungsdaten A2 gehört, entspricht. Bei dieser Anpassung verändert die zentrale Verarbeitungseinheit 3 die ersten Spiralpitch-Einstellungsdaten H1 in die zweiten Spiralpitch-Einstellungsdaten H2 und veranlasst die Speichervorrichtung 7, diese abzuspeichern. Die zentrale Verarbeitungseinheit 3 bestimmt die zweiten Spiralpitch-Einstellungsdaten H2 als den Einstellungswert des Spiralpitches beim eigentlichen Scan. So stellt die zentrale Verarbeitungseinheit 3, die wie ein Computer verwendet wird, die Parameter ein, zu denen auch die Röntgenröhrenstromstärkewerte und die Spiralpitches gehören, was durch die Verarbeitung der dazugehörigen Daten geschieht.
  • Als nächstes werden die Funktionen der Gantry 20 und des Röntgentisches 10 auf der Grundlage der eingestellten Parameter zur Abtastung des Objekts durch die zentrale Verarbeitungseinheit 3 gesteuert, wodurch Röntgenprojektionsdaten gewonnen werden.
  • Als nächstes erzeugt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 ein tomographisches Bild des Objekts durch Bildrekonstruktion, und zwar auf der Grundlage der auf diese Weise gewonnenen Röntgenprojektionsdaten. Dann zeigt der Monitor 6 das tomographische Bild auf seinem Anzeigebildschirm an.
  • So werden bei der vorliegenden Ausführungsform die Röntgenröhrenstromstärkewerte, die der Röntgenröhre 21 zugeführt werden, bei der Ausführung des eigentlichen Scans durch die automatische Röntgenbestrahlungsfunktion eingestellt. Danach werden die Röntgenröhrenstromstärkewerte in einem Abschnitt, der sich außerhalb des Standardbereichs befindet, so verändert, dass sie innerhalb des Standardbereichs liegen, sofern die von der automatischen Röntgenbestrahlungsfunktion eingestellten Röntgenröhrenstromstärkewerte sich außerhalb des Standardbereichs der Röntgenröhrenstromstärkewerte befinden, die bei der Röntgenröhre 21 eingestellt werden können, und der eingestellte Wert jedes Spiralpitches wird so verändert, dass er einem Verhältnis von jedem der Röntgenröhrenstromstärkewerte vor der Veränderung zu jedem der Röntgenröhrenstromstärkewerte nach der Veränderung entspricht. Daher wird bei der vorliegenden Ausführungsform ein tomographisches Bild von gleicher Bildqualität erreicht wie bei einem tomographischen Bild, das durch die Ausführung eines Scans bei Röntgenröhrenstromstärkewerten gewonnen wird, die von der automatischen Röntgenbestrahlungsfunktion eingestellt werden, selbst wenn sich die Röntgenröhrenstromstärkewerte, die von der automatischen Röntgenbestrahlungsfunktion eingestellt wurden, außerhalb des Standardbereichs der Röntgenröhrenstromstärkewerte befinden, die bei der Röntgenröhre 21 einstellbar sind.
  • Daher kann bei der vorliegenden Ausführungsform die Bildqualität von tomographischen Bildern, die in z-Richtung aufeinander folgen, vereinheitlicht und weiter optimiert werden.
  • Zweite Ausführungsform
  • Im Folgenden wird eine zweite Ausführungsform gemäß der vorliegende Erfindung erklärt.
  • Bei der ersten Ausführungsform wird ein Beispiel gezeigt, bei dem die optimale Bildqualität durch die Anpassung des Spiralpitches in Übereinstimmung mit einem der Parameter erreicht werden kann, der in Bezug auf einen Bereich auf die Bildqualität angewendet wird, in dem der eingestellte Wert der Röntgenröhrenstromstärke in z-Richtung einen oberen Grenzenwert überschritten hat, selbst wenn der eingestellte Wert der Röntgenröhrenstromstärke innerhalb eines Bereichs fällt, der größer ist als der obere Grenzenwert. Außerdem wird in der vorliegenden Ausführungsform ein Beispiel gezeigt, bei dem die optimale Bildqualität erreicht werden kann, indem die Kanalrichtungs-Filterung gemäß einem der Parameter, die auf eine andere Bildqualitätcharakteristik angewendet werden, angepasst wird, selbst wenn der Wert der Röntgenröhrenstromstärke auf einen Bereich eingestellt wird, der nicht größer als ein oberer Grenzewert ist.
  • Abgesehen von diesem Punkt entspricht die vorliegende Ausführungsform der ersten Ausführungsform. Daher werden auf beide Ausführungsformen zutreffende Abschnitte nicht doppelt dargelegt.
  • 19(a) zeigt ein tomographisches Bild eines Abschnitts, zu dem die Arme und das Lungenfeld einer Testperson gehört.
  • In solch einem Fall besteht im Hinblick auf die weitere Vereinheitlichung des Rauschens der Röntgenprojektionsdaten in den entsprechenden Ansichtsrichtungen die Notwendigkeit, die Röntgenröhre 21 mit einer höheren Röntgenröhrenstromstärke zu versorgen, wie diese von einer 90°-Richtung aus erscheint, die der x-Richtung entspricht, so dass das Bildrauschen der Röntgenprojektionsdaten in eine 0°-Richtung, die einer y-Richtung entspricht, und das Bildrauschen der Röntgenprojektionsdaten in die 90°-Richtung, die der x-Richtung entspricht, zu bringen.
  • Das heißt, dass die Notwendigkeit besteht, die Röntgenröhrenstromstärke in der xy-Ebene zu verändern, wie in 16(b) gezeigt.
  • In diesem Fall ist eine größere Röntgenröhrenstromstärke erforderlich, wie sie jeweils in den Ansichtsrichtungen von 90° und 270° erscheint, wie in 19(b) gezeigt. Vorzugsweise sollte eine Kanalrichtungs-Filterungsprozess in den Bereichen b1, b2, b3 und b4 durchgeführt werden, in denen die zu bestimmenden Röntgenröhrenstromstärken die Obergrenze eines Röntgenröhrenstromstärkewert überschreiten, und die Röntgenprojektionsdaten sollten in der Nähe der Bereiche gewonnen werden, wie sie in 19(b) gezeigt werden. Hier kann die Kanalrichtungs-Filterung im Vorfeld so angepasst werden, dass die Röntgenprojektionsdaten, die eine zu geringe Röntgenröhrenstromstärke aufweisen und in Bezug auf S/N verschlechtert sind, wobei die Röntgenröhrenstromstärke nicht auf einen oberen Grenzwert oder höher gestellt werden kann, in Bezug auf S/N verbessert werden, und so dass das Bildrauschen eines tomographischen Bildes, das beim letzen Mal gewonnen wurde, einen Rauschindex erreichen kann. Genauer gesagt, wird Stärke der Kanalrichtungs-Filterung stark angepasst, um die Röntgenprojektionsdaten den anliegenden Kanäle stärker zu falten, wenn die Röntgenröhrenstromstärke, die ausgegeben werden kann, in Bezug auf die benötigte Röntgenröhrenstromstärke gering ist, wodurch bei den Röntgenprojektionsdaten eine Rauschverbesserung erzielt wird. So wird das Rauschen, das auf jedem tomographischen Bild entwickelt wird, mit Hilfe der Röntgenprojektionsdaten, die in den Bereichen b1, b2, b3 und b4. gewonnen wurden, reduziert. Wenn aber die ausgebbare Röntgenröhrenstromstärke im Vergleich zu der erforderlichen Röntgenröhrenstromstärke eine zulässige Höhe hat, wird die Stärke der Kanalrichtungs-Filterung niedrig eingestellt, so dass die Röntgenprojektionsdaten in den benachbarten Kanälen weniger stark gefaltet werden, was zu einer Rauschverbesse rung bei den Röntgenprojektionsdaten führt. So wird das Rauschen, das bei jedem tomographischen Bild auftritt, mit Hilfe der Röntgenprojektionsdaten reduziert, die in den Bereichen b1, b2, b3 und b4 gewonnen wurden. Hier bestimmt die zentrale Verarbeitungseinheit 3, dass ein eingestellter Wert der entsprechenden Röntgenröhrenstromstärke von der zentralen Verarbeitungseinheit 3 über den Steuerungscontroller 29 an den Röntgencontroller 22 ausgegeben werden kann, wenn von der Röntgenröhre eine Röntgenröhrenstromstärke abgefragt wird, die zu den entsprechenden Zeitpunkten innerhalb eines Bereichs der ausgebbaren Röntgenröhrenstromstärke liegt.
  • Wenn andererseits eine Röntgenröhrenstromstärke von der Röntgenröhre abgefragt wird, die zu den entsprechenden Zeitpunkten außerhalb eines Bereichs der ausgebbaren Röntgenröhrenstromstärke liegt, bestimmt die zentrale Verarbeitungseinheit 3, dass der eingestellte Wert der entsprechenden Röntgenröhrenstromstärke von der zentralen Verarbeitungseinheit 3 nicht über den Steuerungscontroller 29 an den Röntgencontroller 22 ausgegeben werden kann.
  • Durch diese Anpassung kann die Stärke der Kanalrichtungs-Filterung in Bezug auf die Ansichten in Längsrichtung, d. h. Ansichten, bei denen die festgelegte Röntgenröhrenstromstärke eine Obergrenze des Röntgenröhrenstromstärkewerts überschritten hat, aus einem durch den Querschnitt der Testperson gewonnen Ovalverhältnis, das auf der Grundlage der Vortestbilder bestimmt wurde, vorher festgesetzt werden. So kann ein Anstieg des Röntgenröhrenstromstärkewertes verhindert werden, indem die Stärke der Kanalrichtungs-Filterung an einer z-Richtungs-Koordinatenposition weiter verbessert wird, an der spezifisch oder von einer Ansichtsrichtung aus betrachtet ein größerer Röntgenröhrenstromstärkewert bestimmt wurde. Das heißt, dass es durch die Veränderung der Stärke der Kanalrichtungs-Filterung, wie in 19(b) gezeigt, ermöglicht wird, den Wert der Röntgenröhrenstromstärke, die durch die durchgezogene Linie angezeigt wird, in einen Wert einer Röntgenröhrenstromstärke umzuwandeln, der von einer gepunkteten Linie dargestellt wird.
  • So kann bei der vorliegenden Ausführungsform in einer Weise, die der ersten Ausführungsform entspricht, ein tomographisches Bild gewonnen werden, das in Bezug auf seine Bildqualität einem tomographischen Bild entspricht, das im Zuge der Ausführung eines Scans bei jedem Röntgenröhrenstromstärkewert gewonnen wurde, der durch die automatische Röntgenbestrahlungsfunktion eingestellt wurde, selbst dann, wenn der von der automatischen Röntgenbestrahlungsfunktion eingestellte Wert sich außerhalb des Standardbereichs der Röntgenröhrenstromstärkewerte befindet, die bei der Röntgenröhre 21 eingestellt werden kann. So kann bei der vorliegenden Ausführungsform die Bildqualität jedes tomographischen Bildes verbessert werden, wobei die Einheitlichkeit der Bildqualität der tomographischen Bilder, die in z-Richtung aufeinander folgen, gewährleistet wird.
  • Im Übrigen kann die Regulierung der Röntgenröhrenstromstärke und die Regulierung der Stärke der Kanalrichtungs-Filterung bei der zweiten Ausführungsform auch bei einem Spiralscan und einem Cinescan angewendet werden. Betrachtet man eine Umdrehung, so können sie sogar bei einer konventionellen Abtastung (axiale Abtastung) durchgeführt werden.
  • Dritte Ausführungsform
  • Im Folgenden wird eine dritte Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung erklärt.
  • Sowohl bei der ersten als auch bei der zweiten Ausführungsform wurde die Optimierung der Bildqualität in z-Richtung beim Spiralscan oder der konventionellen Abtastung (axiale Abtastung) oder dem Cinescan beschrieben, die in z-Richtung fortlaufend sind.
  • Bei der vorliegenden Ausführungsform wird jede Röntgenröhrenstromstärke unter Berücksichtigung eines Spiralpitches bei einer Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder einem Spiral-Shuttle-Scan und der Veränderung der Anzahl der Umdrehungen für die bei der Bildrekonstruktion verwendeten Projektionsdaten optimiert.
  • Abgesehen von diesem Punkt entspricht die vorliegende Ausführungsform der ersten und zweiten Ausführungsform. Daher werden auch auf diese Ausführungsformen zutreffende Abschnitte nicht doppelt dargelegt.
  • 20, 21 und 22 sind jeweils Diagramme, die eine Beziehung von Spiralpitch, der Anzahl der Umdrehungen für die verwendeten Daten und der Röntgenröhrenstromstärken bei einer Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch zeigen.
  • Wie in 20, 21 und 22 gezeigt, wird der Spiralpitch in z-Richtung oder in der Richtung einer Zeit t bei einer Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder einem Spiral-Shuttle-Scan verändert. Insbesondere an einem Startpunkt z0 und einem Stopppunkt z3 wird der Spiralpitch auf 0 gesetzt. Das heißt, dass ein Röntgentisch oder ein Röntgendaten-Erfassungssystem am Startpunkt z0 und am Stopppunkt z3 für einen bestimmten Zeitraum angehalten wird. Wenn die Bildrekonstruktion bei einer Beschleunigung oder Verlangsamung des Röntgentisches oder des Röntgendaten-Erfassungssystems durchgeführt wird, kann durch die Verwendung der Röntgenprojektionsdaten von mehr als einer Umdrehung S/N verwendet werden.
  • Wenn die Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder der Spiral-Shuttle-Scan wie in 20 gezeigt ausgeführt wird, bewirkt die zentrale Verarbeitungseinheit 3, dass der Röntgentisch zwischen den Zeitpunkten t0 und t1 stillsteht, und dass er während eines Zeitraums zwischen den Zeitpunkten t1 und t2 von z-Richtung aus gesehen weiterhin an der Position z0 verbleibt, während sich der Röntgentisch zwischen z0 bis z1 von z-Richtung aus betrachtet beschleunigt und bewegt. Während eines Zeitraums zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 wird der Röntgentisch zwischen z1 und z2 von z-Richtung aus betrachtet bei konstanter Geschwindigkeit bewegt. Während eines Zeitraums zwischen den Zeitpunkten t3 to t4 wird der Röntgentisch zwischen z2 und z3 von der z-Richtung ausgesehen unter Verlangsamung bewegt. Während eines Zeitraums zwischen den Zeitpunkten t4 to t5 wird der Röntgentisch angehalten, während er von der z-Richtung aus gesehen bei z3 verweilt.
  • Wie in 20 gezeigt, wird der Spiralpitch zwischen den Zeitpunkten t0 und t1 auf 0 gesetzt. Danach wird die Liege 12 des Röntgentisches 10 zwischen den Zeitpunkten t1 und t2 beschleunigt, und der Spiralpitch wird zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 auf 1 gesetzt. Dann wird die Liege 12 des Röntgentisches 10 zwischen den Zeitpunkten t3 und t4 verlangsamt, und der Spiralpitch wird zwischen den Zeitpunkten t4 und t5 wieder auf 0 gesetzt.
  • Während zu einem Zeitpunkt t0 die für die Bildrekonstruktion verwendeten Röntgenprojektionsdaten von einer Umdrehung stammen, wie in 20 gezeigt, werden zum mittleren Zeitpunkt zwischen den Zeitpunkten t0 und t2 die Röntgenprojektionsdaten von einem maximalen Umdrehungswert (n > 1) benutzt und zum Zeitpunkt t2 gehen die Röntgenprojektionsdaten auf eine Umdrehung zurück.
  • Die für die Bildrekonstruktion verwendeten Röntgenprojektionsdaten liegen zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 konstant bei einer Umdrehung. Während zum Zeitpunkt t3 die für die Bildrekonstruktion verwendeten Röntgenprojektionsdaten von einer Umdrehung stammen, werden in der Mitte zwischen den Zeitpunkten t3 und t5 die Röntgenprojektionsdaten von einem maximalen Umdrehungswert n verwendet. Zum Zeitpunkt t5 kehren die für die Bildrekonstruktion verwendeten Röntgenprojektionsdaten schließlich zu einer Umdrehung zurück. Insbesondere in einem Abschnitt, in dem der Spiralpitch nicht größer als 1 ist, kann der Bereich der Röntgenprojektionsdaten, die für die Bildrekonstruktion verwendet werden, größer definiert und die Bildqualität verbessert werden. Dies ist besonders bei der Beschleunigung/Verlangsamung beim Spiral-Shuttle-Scan und der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch effektiv. Im Übrigen ist der oben verwendete Begriff "Röntgenprojektionsdaten bei n Umdrehungen" gleichbedeutend mit "Röntgenprojektionsdaten, die durch die Drehung des Datenerfassungssystems, welches von der Röntgenröhre 21 und einem Mehrzeilen-Röntgendetektor 24 dargestellt wird, im Zuge der Abtastung des Objekts bei n Umläufen um ein Objekt herum". Der Begriff "für die Bildrekonstruktion verwendete Röntgenprojektionsdaten, die bei einer Umdrehung verwendet werden" bedeutet, dass "die Bildrekonstruktion unter Verwendung der Röntgenprojektionsdaten ausgeführt wird, die bei der Abtastung der Objekts durch die Drehung der Röntgenröhre 21 bei einem Umlauf um das Objekt herum gewonnen werden".
  • In solch einem Fall werden die Röntgenprojektionsdaten, die für die Bildrekonstruktion verwendet werden, zwischen den Zeitpunkten t0 und t5 und zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 auf eine Umdrehung eingestellt, um ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes und seiner Bildqualität der Bildqualität bei einer normalen konventionellen Abtastung (axiale Abtastung) in der Nähe der Zeitpunkte t0 und t5 anzupassen, und um ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes und seiner Bildqualität zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 einer Bildrekonstruktion bei einem normalen Spiralscan anzupassen Die Röntgenröhrenstromstärke wird so reguliert, dass die Bildqualität zwischen den Zeitpunkten t0 und t5 konstant wird. Wie in 20 gezeigt, wird die Röntgenröhrenstromstärke zum Zeitpunkt t0 auf mA2 (mA2 > mA1), die höher als mA1 ist, gestellt und in der Mitte zwischen den Zeitpunkten t0 und t2 auf mA1 gestellt, was dem minimalen Röntgenröhrenstromstärkewert entspricht. Zum Zeitpunkt t2 wird die Rönt genröhrenstromstärke wieder auf mA2 gestellt, der größer als mA1 ist.
  • Danach wird die Röntgenröhrenstromstärke zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 konstant auf den Wert mA2 gestellt, der größer ist als mA1. Dann wird die Röntgenröhrenstromstärke so eingestellt, dass sie mA1 beträgt, welches der Röntgenröhrenstromstärke entspricht, die den maximalen Wert in der Mitte zwischen den Zeitpunkten t3 und t5 angibt. Zum Zeitpunkt t5 wird die Röntgenröhrenstromstärke wieder auf mA2 gestellt, einen Wert, der größer als der Wert mA1 ist.
  • Im Übrigen werden ein Spiralpitch HP, eine Röntgenröhrenstromstärke mA und ein Ansichtswinkelbereich L der Röntgenprojektionsdaten, welche für die Bildrekonstruktion verwendet werden, so eingestellt, dass sie dem Verhältnis zwischen den Zeitpunkten t0 und t2 sowie zwischen den Zeitpunkten t3 und t5 entsprechen, welche unten ausgedrückt werden (in der folgenden Gleichung 22). Auf diese Weise wird in z-Richtung eine konstante Bildqualität erreicht.
  • Im Übrigen bezeichnet hier der Begriff "der Ansichtswinkelbereich L der Röntgenprojektionsdaten, die für die Bildrekonstruktion verwendet werden" einen Winkelbereich von einem Startwinkel für einen Ansichtswinkel der Röntgenprojektionsdaten, welche für die Bildrekonstruktion verwendet werden, bis zu einem Endwinkel für den Ansichtswinkel der Röntgenprojektionsdaten, die für die Bildrekonstruktion verwendet werden. Dieser wird auf der Grundlage des Winkels zwischen den Endwinkel und dem Startwinkel eingestellt.
  • Gleichung 22
    Figure 00670001
  • Das heißt, dass eine konstante Bildqualität in z-Richtung erreicht wird, indem das Produkt aus Röntgenröhrenstromstärke mA und Ansichtswinkelbereich L der Röntgenprojektionsdaten und dessen Verhältnis zu den Spiralpitches konstant oder annähernd konstant gehalten wird.
  • Bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder dem Spiral-Shuttle-Scan stellt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 den Röntgentisch so ein, dass er zwischen den Zeitpunkten t0 und t1 an einer a z-Koordinate bei z0 verbleibt, wie in 21 gezeigt. Dann stellt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 den Röntgentisch so ein, dass er zwischen z0 und z1 im Zeitraum zwischen den Zeitpunkten t1 to t2 in z-Richtung unter Beschleunigung bewegt wird. Zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 stellt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 den Röntgentisch so ein, dass er zwischen z1 und z2 bei konstanter Geschwindigkeit in z-Richtung bewegt wird. Zwischen den Zeitpunkten t3 und t4 stellt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 den Röntgentisch so ein, dass er zwischen z2 und z3 unter Verlangsamung in z-Richtung bewegt wird. Ferner stellt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 den Röntgentisch so ein, dass er zwischen den Zeitpunkten t4 und t5 von der z-Richtung aus gesehen bei z3 stehen bleibt.
  • In solch einem Fall wird der Spiralpitch zwischen den Zeitpunkten t0 und t1 auf 0 gestellt, wie in 21 gezeigt. Die Liege 12 des Röntgentisches 10 wird zwischen den Zeitpunkten t1 und t2 beschleunigt. Zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 wird der Spiralpitch HP z.B. konstant bei 1 gehalten. Die Liege 12 des Röntgentisches 10 wird zwischen den Zeit punkten t3 und t4 verlangsamt, und der Spiralpitch wird zwischen den Zeitpunkten t4 und t5 wieder auf 0 gestellt.
  • Die für die Bildrekonstruktion verwendeten Röntgenprojektionsdaten werden zwischen den Zeitpunkten t0 und t2 von n Umdrehungen auf eine Umdrehung reduziert. Dann werden die Röntgenprojektionsdaten so eingestellt, dass sie zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 bei einer Umdrehung konstant bleiben. Ferner werden die Röntgenprojektionsdaten so eingestellt, dass sie zwischen den Zeitpunkten t3 und t4 von einer auf n Umdrehungen erhöht werden.
  • Daher wird zwischen den Zeitpunkten t0 und t2 und zwischen den Zeitpunkten t3 und t4 eine größere Menge von Röntgenprojektionsdaten verwendet, um die Bildqualität zu verbessern. Daher kann die Röntgenröhrenstromstärke zwischen den Zeitpunkten t0 und t2 und zwischen den Zeitpunkten t3 und t4 reduziert werden, um die Bildqualität zwischen den Zeitpunkten t0 und t4 konstant zu halten. Insbesondere in einem Abschnitt, in dem der Spiralpitch nicht größer als 1 ist, kann der Bereich der Röntgenprojektionsdaten, die für die Bildrekonstruktion verwendet werden, größer definiert und daher die Bildqualität verbessert werden. Dies ist insbesondere bei der Beschleunigung/Verlangsamung beim Spiral-Shuttle-Scan und bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch effektiv.
  • Nehmen wir also an, dass die Röntgenröhrenstromstärke zum Zeitpunkt t0 auf eine niedrige Röntgenröhrenstromstärke mA1 eingestellt ist, wobei mA > mA1 gilt, wie in 21 gezeigt. Zwischen den Zeitpunkten t0 und t2 wird die Röntgenröhrenstromstärke von einer niedrigen Röntgenröhrenstromstärke mA1 auf eine Röntgenröhrenstromstärke mA2 erhöht, die größer als mA1 ist. Zum Zeitpunkt t2 wird die Röntgenröhren stromstärke so eingestellt, dass sie der hohen Röntgenröhrenstromstärke mA2 entspricht. Zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 wird die Röntgenröhrenstromstärke so eingestellt, dass sie konstant bei der höheren Röntgenröhrenstromstärke mA2 liegt. Zwischen den Zeitpunkten t3 und t5 wird die Röntgenröhrenstromstärke von der hohen Röntgenröhrenstromstärke mA2 auf die niedrige Röntgenröhrenstromstärke mA1 herabgesetzt.
  • Im Übrigen werden ein Spiralpitch HP, eine Röntgenröhrenstromstärke mA und ein Ansichtswinkelbereich L der Röntgenprojektionsdaten, welche für die Bildrekonstruktion verwendet werden, zwischen den Zeitpunkten t0 und t2 und zwischen den Zeitpunkten t3 und t5 in Übereinstimmung mit dem obigen Verhältnis reguliert (die folgende Gleichung 22). So wird ebenso wie im obigen Fall eine konstante Bildqualität in z-Richtung erreicht.
  • Das heißt, dass die konstante Bildqualität in z-Richtung erreicht wird, indem das Produkt der Röntgenröhrenstromstärke mA und des Ansichtswinkelbereichs L der Röntgenprojektionsdaten und dessen Verhältnis zu den Spiralpitches konstant oder annähernd konstant gehalten wird.
  • In solch einem Fall werden die Projektionsdaten, die für die Bildrekonstruktion verwendet werden, zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 auf eine Umdrehung eingestellt, so dass zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 eine Annäherung an die Bildrekonstruktion für den normalen Spiralscan erfolgt. Zwischen den Zeitpunkten t0 und t2 sowie zwischen den Zeitpunkten t3 und t5 wird die Geschwindigkeit der Liege 12 des Röntgentisches 10, mit der sich diese in z-Richtung bewegt und die als die relative Geschwindigkeit des Röntgentisches und des Datenerfassungssystems definiert wird, bei Annäherung an die Zeitpunkte t0 und t5 zunehmend langsamer.
  • Daher werden zu den Zeitpunkten t0 und t5 Röntgenprojektionsdaten bei n Umdrehungen für die Bildrekonstruktion verwendet, um das Bildrauschen zu verbessern, ohne die Schichtdicke zu vergrößern, die der Dicke eines tomographischen Bildes entspricht, wie sie in z-Richtung erscheint, d. h. ohne die Auflösung eines tomographischen Bildes in z-Richtung zu reduzieren.
  • Bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch und ei nem Spiralscan oder Spiral-Shuttle-Scan stellt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 den Röntgentisch so ein, dass er zwischen den Zeitpunkten t0 und t1 an einer z-Koordinate bei z0 steht, wie in 22 gezeigt. Zwischen den Zeitpunkten t1 und t2 bewegt sich der Röntgentisch zwischen z0 und z1 an einer z Koordinate unter Beschleunigung. Zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 bewegt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 den Röntgentisch bei konstanter Geschwindigkeit an der z-Koordinate zwischen z1 und z2. Zwischen z2 und z3 an der z-Koordinate bewegt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 den Röntgentisch zwischen den Zeitpunkten t3 und t4 unter Verlangsamung. Zwischen den Zeitpunkten t4 und t5 hält die zentrale Verarbeitungseinheit 3 den Röntgentisch bei z3 an.
  • Der Spiralpitch wird zwischen den Zeitpunkten t0 und t1 auf 0 gestellt. Die Liege 12 des Röntgentisches 10 wird zwischen den Zeitpunkten t1 und t2 beschleunigt. Zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 wird der Spiralpitch HP so eingestellt, dass er konstant bei 1 liegt. Die Liege 12 des Röntgentischs 10 wird zwischen den Zeitpunkten t3 und t4 verlangsamt, und der Spiralpitch HP wird zwischen den Zeitpunkten t4 und t5 wieder auf 0 gestellt.
  • Zwischen den Zeitpunkten t0 und t5 werden die Röntgenprojektionsdaten, die für die Bildrekonstruktion verwendet werden, konstant bei einer Umdrehung gehalten. In diesem Fall wird der Ansichtswinkelbereich für die Röntgenprojektionsdaten, die für die Bildrekonstruktion der verwendeten Röntgenprojektionsdaten verwendet werden, so konstant gehalten, dass der Konstanthaltung der Zeitauflösung eines tomographischen Bildes eine Priorität gegeben wird.
  • Daher wird die Röntgenröhrenstromstärke zu einem Zeitpunkt t0 auf eine niedrige Röntgenröhrenstromstärke mA1 eingestellt, wie in 22 gezeigt, so dass die Bildqualität zwischen den Zeitpunkten t0 und t4 konstant gehalten wird. Die Röntgenröhrenstromstärke wird zwischen den Zeitpunkten t0 und t2 von der niedrigen Röntgenröhrenstromstärke mA1 auf eine hohe Röntgenröhrenstromstärke mA2 erhöht. Im Übrigen erhöht sich zu diesem Zeitpunkt die Röntgenröhrenstromstärke auch mit der Vergrößerung des Spiralpitches. Hier kann sie vorzugsweise so reguliert werden, dass das Verhältnis von Spiralpitch zu Röntgenröhrenstromstärke konstant oder annähernd konstant wird. Zum Zeitpunkt t2 wird die Röntgenröhrenstromstärke auf die hohe Röntgenröhrenstromstärke mA2 eingestellt, und die Röntgenröhrenstromstärke mA2 wird zwischen den Zeitpunkten t2 und t3 konstant gehalten. Zum Zeitpunkt t3 wird die Röntgenröhrenstromstärke auf die Röntgenröhrenstromstärke mA2 eingestellt und zwischen den Zeitpunkten t3 und t5 von der hohen Röntgenröhrenstromstärke mA2 auf die niedrigere Röntgenröhrenstromstärke mA1 reduziert. Im Übrigen wird zu diesem Zeitpunkt die Röntgenröhrenstromstärke auch aufgrund der Abnahme des Spiralpitches reduziert. Hier kann sie vor zugsweise so reguliert werden, dass das Verhältnis von Spiralpitch zu Röntgenröhrenstromstärke konstant oder annähernd konstant wird. Zum Zeitpunkt t5 wird die Röntgenröhrenstromstärke wieder auf die niedrigere Röntgenröhrenstromstärke mA1 gestellt.
  • So passt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 die Röntgenröhrenstromstärke so an, dass die Bildqualität eines tomographischen Bildes sich der Bildqualität annähert, die durch eine normale konventionelle Abtastung oder eines Spiralscans erreicht wird, wie in 20 gezeigt. Wie in 21 gezeigt, passt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 die Röntgenröhrenstromstärke so an, dass die Röntgenbestrahlung bei der Beschleunigung/Verlangsamung geringer ist. Ferner passt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 die Röntgenröhrenstromstärke so an, dass die Qualität des tomographischen Bildes beibehalten wird. Wie in 22 gezeigt, passt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 die Röntgenröhrenstromstärke so an, dass die Zeitauflösung des tomographischen Bild konstant gehalten wird.
  • Im oben genannten Beispiel wird die Regulierung des Spiralpitches, der einem Parameter für die Bildqualität eines tomographischen Bildes entspricht, und eines Parameters für die Datenmenge, die für die Bildrekonstruktion verwendet werden soll, vorzugsweise als erstes angepasst, und die Röntgenröhrenstromstärke wird danach angepasst. So werden die Parameter zur Regulierung der Bildqualität des tomographischen Bildes, die als Röntgenröhrenstromstärke bezeichnet werden, als erstes verwendet, um eine Anpassung an die Veränderungstabelle der Röntgenröhrenstromstärkewerte in z-Richtung, die mit Hilfe eines Vortestscans gewonnen wurden, zu gewährleisten.
  • Zusätzlich zu diesem Fall werden abgesehen von der Röntgenröhrenstromstärke andere Parameter zur Regulierung der Bildqualität auf einer bevorzugten Grundlage angepasst. Die Veränderungstabelle der Röntgenröhrenstromstärkewerte in z-Richtung, die anhand des Vortestbildes durchgeführt wird, das zuerst durch die Anpassung dieser Parameter gewonnen wurde, wird korrigiert und danach die Röntgenröhrenstromstärke angepasst, wodurch auch die automatische Bestrahlungsfunktion des Röntgen-CT-Gerät durchgeführt werden kann.
  • In Folgenden wird ein Verarbeitungsablauf für jede Ausführungsform in den 20, 21 und 22 gezeigt.
  • Bei der Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder dem Spiral-Shuttle-Scan, die bei jeder der in 20, 21 und 22 gezeigten Ausführungsformen ausgeführt werden, führt die zentrale Verarbeitungseinheit 3 eine Verarbeitung durch, wie in 23 gezeigt.
  • In Schritt A11 werden, wie in 23 gezeigt, Profilbereiche in den entsprechenden z-Richtungen anhand eines Vortestbilds bestimmt, und die optimalen Röntgenröhrenstromstärkewerte an den entsprechenden z-Richtungs-Positionen werden festgelegt.
  • Als nächstes wird in Schritt A12 z = zs gesetzt, wie in 23 gezeigt. Wie auch immer, eine z-Richtungs Startkoordinate wird als zs definiert.
  • Als nächstes werden in Schritt A14, wie in 23 gezeigt, Spiralpitches an den entsprechenden z-Richtungs-Positionen anhand der Funktionssteuermuster bei der Spiralab tastung mit verstellbarem Pitch und dem Spiral-Shuttle-Scan bestimmt.
  • Als nächstes werden in Schritt A14, wie in 23 gezeigt, Datenbereiche, die für die Bildrekonstruktion verwendet werden, an den entsprechenden z-Richtungs-Positionen anhand der Funktionssteuermuster bestimmt.
  • Als nächstes werden in Schritt A15, wie in 23 gezeigt, die optimalen Röntgenröhrenstromstärkewerte unter Berücksichtigung der Datenmenge korrigiert, die durch oder von den Spiralpitches bestimmt wird, welche anhand von den Funktionssteuermustern und den für die Bildrekonstruktion verwendeten Datenbereichen festgelegt wurde.
  • Als nächstes wird in Schritt A16, wie in 23 gezeigt, bestimmt, ob an der Position von z eine Röntgenröhrenstromstärke ausgegeben werden kann. Wenn die Antwort JA lautet, geht die Verarbeitung zu Schritt A17 über. Wenn die Antwort NEIN lautet, geht die Verarbeitung zu Schritt A18 über.
  • Als nächstes wird in Schritt A17 z = z + Δz gesetzt, wie in 23 gezeigt.
  • Als nächstes wird in Schritt A18 eine Raumfilterung der Projektionsdaten in Kanal-Richtung durchgeführt, wie in 23 gezeigt.
  • Als nächstes wird in Schritt A19 bestimmt, ob z ≥ ze gilt, wie in 23 gezeigt. Wenn die Antwort JA lautet, wird die Verarbeitung beendet. Wenn die Antwort NEIN lautet, geht die Verarbeitung zu Schritt A13 zurück. Wie auch immer, eine z-Richtungs-Endkoordinate wird als ze definiert.
  • Im Übrigen kann jedes oben aufgeführte Beispiel den gleichen Effekt hervorrufen, selbst wenn andere Bildqualitäts-Parameter für ein tomographisches Bild bevorzugt reguliert werden als der Spiralpitch und die Länge des für die Bildrekonstruktion verwendeten Röntgenprojektionsdatenbereichs.
  • Gemäß dem Röntgen-CT-Gerät 100 der vorliegenden Ausführungsform, wie sie oben beschrieben wurde, kann ein Röntgen-CT-Gerät, das mit einem zweidimensionalen Röntgenflächendetektor mit einer Matrixstruktur, der von einem Mehrzeilen-Röntgendetektor oder einem Flat-Panel-Röntgendetektor verkörpert wird, eine Bildqualität bei einem tomographischen Bild erreichen, die bei der Ausführung einer konventionellen Abtastung (axiale Abtastung), eines Cinescans, eines Spiralscans, einer Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch oder einem Spiral-Shuttle-Scan einem optimalen Rauschstandardwert gerecht wird, ohne dabei von einem oberen Grenzwert der Röhrenstromstärke der Röntgenröhre abhängig zu sein, selbst wenn der oberen Grenzwert eingeschränkt ist. Die optimale Bildqualität kann erreicht werden, indem mehreren Parametern, die Einfluss auf ein Bild haben, Prioritäten zugeordnet werden, und indem diese mehreren Parameter auf der Grundlage der Prioritäten in eine Reihenfolge gebracht werden.
  • Im Übrigen kann das Bildrekonstruktionsverfahren gemäß der vorliegenden Ausführungsform in Form eines dreidimensionalen Bildrekonstruktionsverfahrens auf der Grundlage der konventionellen bekannten Feldkampmethode ausgeführt werden. Ferner kann auch ein anderes dreidimensionales Bildrekon struktionsverfahren angewendet werden. Alternativ kann auch eine zweidimensionale Bildrekonstruktion verwendet werden.
  • Obwohl die vorliegende Ausführungsform auf der Grundlage des Spiralscans beschrieben wurde, können die gleichen Effekte sogar im Falle der konventionellen Abtastung (axiale Abtastung) und dem Cinescan erzielt werden.
  • Obwohl die vorliegende Ausführungsform für einen Fall beschrieben wurde, bei dem die Gantry 20 nicht geneigt ist, können die gleichen Effekte auch im Falle einer so genannten geneigten Abtastung erzielt werden, die in einem Zustand ausgeführt wird, bei dem die Gantry 20 geneigt ist.
  • Obwohl bei der vorliegenden Ausführungsform der Fall beschrieben wurde, bei dem die Röntgenprojektionsdaten-Erfassung nicht mit dem biologischen Signal synchronisiert ist, können ähnliche Effekte auch dann erzielt werden, wenn eine Synchronisierung mit einem biologischen Signal, insbesondere einem Herzsignal, vorgenommen wurde.
  • Obwohl bei der vorliegenden Ausführungsform ein Röntgen-CT-Gerät beschrieben wurde, das einen zweidimensionalen Röntgenflächendetektor mit einer Matrixstruktur aufweist, welcher von einem Mehrzeilen-Röntgendetektor oder einem Flat-Panel-Röntgendetektor verkörpert wird, können die gleichen Effekte auch im Falle eines Röntgen-CT-Geräts mit einen einzeiligen Röntgendetektor erzielt werden.
  • Im Übrigen wird bei der vorliegenden Ausführungsform die Liege 12 des Röntgentisches 10 in z-Richtung bewegt, um so den Spiralscan, die Spiralabtastung mit verstellbarem Pitch und den Spiral-Shuttle-Scan durchzuführen. Wie auch immer, die gleichen Effekte können erzielt werden, indem die Gantry 20 oder der Rotationsabschnitt 15, der sich in der Gantry 20 befindet, in Relation zu der Liege 12 des Röntgentisches 10 bewegt wird.
  • Bei der vorliegenden Ausführungsform werden die Zeilen-Richtungs(z-Richtungs)-Filter, die in jeder Zeile einen unterschiedlichen Koeffizienten aufweisen, in Richtung der Zeilen der Röntgenprojektionsdaten gefaltet, die einem Vorprozess oder einem Strahlhärtungsprozess der entsprechenden Kanäle unterzogen werden, um Abweichungen in der Bildqualität auszugleichen, wodurch für jede Zeile eine einheitliche Schichtdicke erreicht wird, was das Auftreten von Verfälschungen verhindert und zu einer Bildqualität mit niedrigem Rauschen führt. Obwohl zu diesem Zweck verschiedene z-Richtungs-Filterkoeffizienten in Betracht gezogen werden, kann jeder von ihnen dieselben Effekte hervorrufen.
  • Obwohl bei der vorliegenden Ausführungsform ein medizinisches Röntgen-CT-Gerät beschrieben wurde, kann sie auf ein beliebiges Röntgen-CT-PET-Gerät, ein Röntgen-CT-SPEC-Gerät o. Ä. in Kombination mit einem industriellen Röntgen-CT-Gerät oder einem anderen Gerät verwendet werden.
  • BEZUGSZEICHENLISTE
  • 1
    • 100 RÖNTGEN-CT-GERÄT
    • 1 BEDIENUNGSKONSOLE
    • 2 EINGABEVORRICHTUNG
    • 3 ZENTRALE VERARBEITUNGSEINHEIT
    • 5 DATENERFASSUNGSPUFFER
    • 6 MONITOR
    • 7 SPEICHERVORRICHTUNG
    • 10 RÖNTGENTISCH
    • 12 LIEGE
    • 15 ROTATIONSABSCHNITT
    • 20 GANTRY
    • 21 RÖNTGENRÖHRE
    • 22 RÖNTGENCONTROLLER
    • 23 KOLLIMATOR
    • 24 MEHRZEILEN-RÖNTGENDETEKTOR
    • 26 ROTATIONSABSCHNITTSCONTROLLER
    • 27 GANTRYNEIGUNGSCONTROLLER
    • 28 STRAHLFORMUNGS-RÖNTGENFILTER
    • 29 STEUERUNGSCONTROLLER
    • 30 SCHLEIFRING
  • 2
    • 21 RÖNTGENRÖHRE
    • RÖNTGENBRENNPUNKT
    • 28 STRAHLFORMUNGS-RÖNTGENFILTER
    • P – REKONSTRUKTIONSBEREICH
    • CB – RÖNTGENSTRAHL (KEGELSTRAHL)
    • RÖNTGENDETEKTOREBENE ROTATIONSZENTRUM
    • ZENTRALACHSE DES STRAHLS
    • 24 MEHRZEILEN-RÖNTGENDETEKTOR
    • KANALRICHTUNG
  • 3
    • 21 RÖNTGENRÖHRE
    • 23 RÖNTGENKOLLIMATOR
    • D – BREITE DES MEHRZEILEN-RÖNTGENDETEKTORS AUF ZENTRALER ROTATIONSACHSE
    • IC – ZENTRALE ROTATIONSACHSE CB ... RÖNTGENSTRAHL
    • BC ... ZENTRALE STRAHLACHSE, 24 ... MEHRZEILENRÖNTGENDETEKTOR
    • DETEKTORRICHTUNG
  • 4
    • START
    • SCHRITT P1 DURCHFÜHRUNG DER AUSRICHTUNG ZUR PLATZIERUNG DES OBJEKTS AUF DER LIEGE 12
    • SCHRITT P2 ... ERFASSUNG VON VORTESTBILDERN
    • SCHRITT P3 ... EINSTELLUNG DER BILDGEBUNGS- oder SCANBEDINGUNG
    • SCHRITT P4 ... AUFNAHME DES TOMOGRAPHISCHEN BILDES
    • SCHRITT P5 ... ANZEIGEN DES BILDES, WELCHES DEM TOMOGRAPHISCHEN BILD ENTSPRICHT
    • SCHRITT P6 ANZEIGEN DES DREIDIMENSIONALEN BILDES
    • ENDE
  • 5
    • START
    • SCHRITT S1 ... DATENERFASSUNG
    • SCHRITT S2 ... VORPROZESS
    • SCHRITT S3 ... STRAHLHÄRTUNGS-KORREKTUR
    • SCHRITT S4 ... Z-FILTERFALTUNGS-PROZESS
    • SCHRITT S5 ... REKONSTRUKTIONSFUNKTIONS-FALTUNGSPROZESS
    • SCHRITT S6 ... DREIDIMENSIONALER RÜCKPROJEKTIONS-PROZESS
    • SCHRITT S7 ... NACHBEARBEITUNG
    • ENDE
  • 6
    • SCHRITT S2
    • START
    • SCHRITT S21 ... OFFSETKORREKTUR
    • SCHRITT S22 ... LOGARITHMISCHE ÜBERSETZUNG
    • SCHRITT S23 ... RÖNTGENDOSIS-KORREKTUR
    • SCHRITT S24 ... EMPFINDLICHKEITSKORREKTUR
    • ENDE
  • 7
    • SCHRITT S6
    • START DREIDIMENSIONALER RÜCKPROJEKTIONSPROZESS
    • S61 ... GEWINNEN VON PROJEKTIONSDATEN Dr, DIE DEN JEWEILIGEN PIXELS VON P ENTSPRECHEN
    • S62 ... MULTIPLIKATION DER ENTSPRECHENDEN PROJEKTIONSDATEN Dr MIT KEGELSTRAHLREKONSTRUKTIONS-GEWICHTUNGSKOEFFIZIENTEN ZUR ERZEUGUNG VON RÜCKROJEKTIONSDATEN D2
    • S63 ... ADDITION VON RÜCKPROJEKTIONSDATEN D2 ZU RÜCKPROJEKTIONSDATEN D3 PRO PIXEL
    • S64 ... SIND RÜCKPROJEKTIONSDATEN D2, DIE ALLEN FÜR DIE BILDREKONSTRUKTION ERFORDERLICHEN ANSICHTEN ENTSPRECHEN; ADDIERT WORDEN?
    • ENDE
  • 8
  • (a)
    • 21 ... RÖNTGENRÖHRE
    • REKONSTRUKTONSBEREICH (xy-EBENE)
    • URSPRUNG
  • (b)
    • 21 ... RÖNTGENRÖHRE
    • P ... REKONSTRUKTIONSBEREICH
    • xy-EBENE
    • DREHACHSE – z-ACHSE
    • 24 ... MEHRZEILEN-RÖNTGENDETEKTOR
  • 9
    • 24 ... MEHRZEILEN-RÖNTGENDETEKTOR
    • DETEKTORZEILEN-RICHTUNG
    • KANAL-RICHTUNG
  • 10
    • REKONSTRUKTIONSBEREICH
  • 11
    • REKONSTRUKTIONSBEREICH
  • 12
  • DATEN D3
  • 13
  • (a)
    • 21 ... RÖNTGENRÖHRE
    • REKONSTRUKTONSBEREICH
  • (b)
    • 21 ...RÖNTGENRÖHRE
    • P ... REKONSTRUKTIONSBEREICH
    • xy-EBENE
    • DREHACHSE z-ACHSE
    • 24 ... MEHRZEILEN-RÖNTGENDETEKTOR
  • 14
    • LUNGENFELD, TOMOGRAPHISCHES BILD BIOLOGISCHES SIGNAL
    • TEILWEISE VERGRÖßERTER BILDREKONSTRUKTIONSBEREICH ZYKLUS
    • ZEIT
    • ANZEIGEN DES BIOLOGISCHEN SIGNALS
    • STARTPOSITION, ENDPOSITION, ANZAHL DER BILDER, BILDINTERVALL, SCHICHTDICKE, BILDGEBUNGSBEREICH, RÖHRENSPANNUNG, RÖHRENSTROMSTÄRKE, DOSISINFORMATION
    • REKONSTRUKTIONSBEREICH
    • ZENTRUM
    • DURCHMESSER
    • FOLGENDES WIRD BEI DER EINSTELLUNG DER RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE ANGEZEIGT
    • FESTER RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKEWERT
    • RAUSCHINDEXWERT DER AUTOMATISCHEN BESTRAHLUNGSFUNKTION FOLGENDES WIRD BEI DER UMSCHALTUNG DER TAB ZU P-REKON ANGEZEIGT
    • REKONSTRUKTIONSFUNKTION, BILDFILTER, MATRIXGRÖßE
  • 15
    • TOMOGRAPHISCHES BILD, HERZ, LUNGE, LEBER
    • zx-EBENE
    • DREIDIMENSIONALE ANZEIGE DREIDIMENSIONALE MPR-ANZEIGE
    • BLUT IM LUNGENFELD – HERZ
    • HERZ – LUNGENFELD
    • LUNGENFELD – zx-EBENEN-BILD
  • 16
    • VORTESTBILD
  • (a)
    • RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKEWERT
    • KONSTANTE RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE
    • Z-RICHTUNG
  • (b)
    • RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKEWERT
    • RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKEVERÄNDERUNG INNERHALB xy-EBENE
    • Z-RICHTUNG
  • (c)
    • RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKEWERT
    • RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE-VERÄNDERUNG IN z-RICHTUNG
    • z-RICHTUNG
  • (d)
    • RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKEWERT
    • xyz-DREIDIMENSIONALE RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE-VERÄNDERUNG
    • z-RICHTUNG
  • 17
  • (a)
    • VORTESTBILD
    • z-RICHTUNG
    • z-RICHTUNG
    • RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE
    • z-RICHTUNG
    • SPIRALPITCH
    • z-RICHTUNG
    • BEREICH 1 BEREICH 2 BEREICH 3
  • (b)
    • RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE
    • OBERER GRENZWERT
    • UNTERER GRENZWERT z-RICHTUNG
    • SPIRALPITCH
    • z-RICHTUNG
    • BEREICH 1 BEREICH 2 BEREICH 3
  • 18
    • START
    • SCHRITT A1 ... BESTIMMUNG DES PROFILBEREICHS IN JEDER z-RICHTUNG ANHAND VON VORTESTBILD UND DADURCH BESTIMMUNG DES OPTIMALEN RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKEWERTS AN JEDER z-RICHTUNGSPOSITION
    • SCHRITT A2 ... z = zs
    • SCHRITT A3 ... KANN DIE RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE AN POSITION VON z AUSGEGEBEN WERDEN?
    • SCHRITT A4 ... z = z + Δz
    • SCHRITT A5 ... KANN SPIRALPITCH REDUZIERT WERDEN?
    • SCHRITT A6 ... VERÄNDERUNG DES SPIRALPITCHES
    • SCHRITT A7 ... DURCHFÜHRUNG DER RAUMFILTERUNG DER PROJEKTIONSDATEN IN KANAL-RICHTUNG
    • SCHRITT A8 ... z = ze?
    • ENDE
  • 19
  • (a)
    • y-RICHTUNG (0°-RICHTUNG)
    • LUNGE – HERZ
    • KNOCHEN – KNOCHEN x-RICHTUNG (90°-RICHTUNG)
    • ARM – ARM
  • (b)
    • RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE
    • OBERER GRENZWERT DER RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE
    • z-RICHTUNG
    • FILTERSTÄRKE IN KANAL-RICHTUNG
    • z-RICHTUNG
    • ANSICHTS-RICHTUNG, ANSICHTS-RICHTUNG, ANSICHTS-RICHTUNG, ANSICHTS-RICHTUNG, ANSICHTS-RICHTUNG
    • 0° 90° 270° 90° 270°
    • ANSICHTS-RICHTUNG, ANSICHTS-RICHTUNG, ANSICHTS-RICHTUNG
    • 180° 0° 180°
  • 20
    • z-KOORDINATE
    • ZEIT
    • SPIRALPITCH
    • ZEIT
    • FÜR BILDREKONSTRUKTION VERWENDETE RÖNTGENPROJEKTIONSDATEN
    • n UMDREHUNGEN
    • EINE UMDREHUNG – ZEIT
    • RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE
    • ZEIT
  • 21
    • z-KOORDINATE
    • ZEIT
    • SPIRALPITCH
    • ZEIT
    • FÜR BILDREKONSTRUKTION VERWENDETE RÖNTGENPROJEKTIONSDATEN
    • N UMDREHUNGEN
    • EINE UMDREHUNG – ZEIT
    • RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE
    • ZEIT
  • 22
    • z-KOORDINATE
    • ZEIT
    • SPIRALPITCH
    • ZEIT
    • FÜR BILDREKONSTRUKTION VERWENDETE RÖNTGENPROJEKTIONSDATEN
    • EINE UMDREHUNG –ZEIT
    • RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE
    • ZEIT
  • 23
    • START
    • SCHRITT A11 ... BESTIMMUNG DER PROFILBEREICHE IN DEN ENTSPRECHENDEN z-RICHTUNGEN ANHAND DES VORTESTBILDS UND DADURCH BESTIMMUNG DER OPTIMALEN RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKEWERTE AN ENTSPRECHENDEN z-RICHTUNGS-POSITIONEN
    • SCHRITT A12 ... z = zs
    • SCHRITT A13 ... BESTIMMUNG DER SPIRALPITCHES AN ENTSPRECHENDEN z-RICHTUNGS-POSITIONEN ANHAND VON FUNKTIONSSTEUERMUSTERN BEIM SPIRALABTASTUNG MIT VERSTELLBAREM PITCH UND SPIRALSHUTTLE-SCRN
    • SCHRITT A14 ... BESTIMMUNG DER DATENBEREICHE, DIE FÜR DIE BILDREKONSTRUKTION AN DEN ENTSPRECHENDEN z-RICHTUNGSPOSITIONEN VERWENDET WERDEN, ANHAND VON FUNKTIONSSTEUERMUSTERN
    • SCHRITT A15 ... KORREKTUR DER OPTIMALEN RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKEWERTE UNTER BERÜCKSICHTIGUNG DER VERWENDETEN DATENMENGE AUS SPIRALPITCHES, DIE ANHAND VON FUNKTIONSSTEUERMUSTREN UND DER FÜR DIE BILDREKONSTRUKTION VREWENDETEN DATENBEREICHE BESTIMMT WERDEN
    • SCHRITT A16 ... KANN RÖNTGENRÖHRENSTROMSTÄRKE AN POSITION VON Z AUSGEGEBEN WERDEN?
    • SCHRITT A17 ... z = z + Δz
    • SCHRITT A18 ... DURCHFÜHRUNG VON RAUMFILTERUNG DER PROJEKTIONSDATEN IN KANAL-RICHTUNG
    • SCHRITT A19 ... z = ze?
    • ENDE

Claims (8)

  1. Röntgen-CT-Gerät (100) umfassend: eine Röntgendaten-Erfassungsvorrichtung (25) zur Erfassung von Röntgenprojektionsdaten mittels Durchführung einer Abtastung, bei welcher die Röntgenstrahlen von einer Röntgenröhre (21) zu einem Objekt hin ausgesendet werden und die Röntgenstrahlen durch ein Objekt hindurch mit Hilfe eines Röntgendetektors (24) übertragen werden, während die Röntgenröhre (21) und der Röntgendetektor (24), welcher der Röntgenröhre gegenüberliegt, um das Objekt herum gedreht werden, und zwar auf der Richtungsachse, die sich entlang der z-Richtung erstreckt, welche die Körperachsen-Richtung darstellt; Bildrekonstruktionsvorrichtungen (3) zur Bildrekonstruktion der Röntgenprojektionsdaten, die durch die Röntgendaten-Erfassungsvorrichtung erfasst wurden, um ein tomographisches Bild zu erhalten; und eine Bildgebungs- oder Scanbedingungs-Einstellungseinrichtung (2) zur Einstellung von Parametern von zwei oder mehr Arten, wozu der Röntgenröhrenstromstärkewert als eine Bedingung zur Erzeugung eines tomographischen Bildes gehört, dadurch gekennzeichnet, dass die Bildgebungs- oder Scanbedingungs-Einstellungseinrichtung (2) mindestens in einem Teilbestrahlungsbereich Einstellungseinrichtungen zur Einstellung von mindestens einem Parameter, der nicht der Röntgenröhrenstromstärkewert ist, auf einen gewünschten Wert umfasst, welcher der Röntgenbestrahlungsposition entspricht und einen Parameter zur Regulierung der Bildqualität eines tomographischen Bild darstellt.
  2. Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Einstellungseinrichtung (2) einen Röntgenröhrenstromstärkewert einstellt, der in einem Bereich konstant ist, in dem mindestens einer der Parameter, der nicht der Röntgenröhrenstromstärkewert ist, auf einen gewünschten Wert eingestellt wird, welcher der Röntgenbestrahlungsposition entspricht.
  3. Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Einstellungseinrichtung (2) einen Röntgenröhrenstromstärkewert so einstellt, dass er niedriger als ein Röntgenröhrenstromstärkewert eingestellt ist, welcher bevorzugt angepasst wurde, um eine gewünschte Bildqualitätscharakteristik in einem Bereich zu erzielen, in dem abgesehen von dem Röntgenröhrenstromstärkewert mindestens einer der Parameter auf einen gewünschten Wert eingestellt ist, welcher der Röntgenbestrahlungsposition entspricht.
  4. Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Einstellungseinrichtung (2) den Röntgenröhrenstromstärkewert auf einen Wert einstellt, der von einem Parameter begleitet wird, der in einem Bereich auf den gewünschten Wert eingestellt wird, in dem abgesehen vom Röntgenröhrenstromstärkewert mindestens ein Parameter auf einen gewünschten Wert eingestellt ist, welcher der Röntgenbestrahlungsposition entspricht.
  5. Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Einstellungseinrichtung (2) abgesehen vom Röntgenröhrenstromstärkewert mindestens einen der Parameter auf einen gewünschten Wert einstellt, welcher in Ü bereinstimmung mit der Bewegungsgeschwindigkeit des Objekts in z-Richtung der Röntgenbestrahlungposition entspricht.
  6. Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass abgesehen vom Röntgenröhrenstromstärkewert derjenige Parameter, der in Übereinstimmung mit der Röntgenbestrahlungsposition auf einen gewünschten Wert eingestellt ist, einen beliebigen der folgenden umfasst: den Abstand der Koordinatenpositionen in Körperachsen-Richtung des Objekts bei einer axialen Abtastung, einem Cinescan oder einem Spiralscan; einen für den Bildraumfilterungsprozess in z-Richtung verwendeten Parameter, welcher von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen (3) verwendet wird; einen für den Raumfilterungsprozess in Zeilen-Richtung verwendeten Parameter, welcher von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen (3) verwendet wird; einen für den Raumfilterungsprozess der Projektionsdaten in Kanal-Richtung verwendeten Parameter, welcher von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen (3) verwendet wird; einen für den Raumfilterungsprozess der Projektionsdaten in Ansichts-Richtung Filterung verwendeten Parameter, welcher von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen (3) verwendet wird; und einen Bildrekonstruktions-Parameter, welcher von den Bildrekonstruktionsvorrichtungen (3) verwendet wird.
  7. Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 1, ferner umfassend Anzeigevorrichtungen (6) zum Anzeigen einer Veränderung des Parameterwertes in Körperachsen-Richtung des Objekts.
  8. Röntgen-CT-Gerät (100) gemäß Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass der gewünschte wert, welcher der Röntgenbestrahlungsposition entspricht, auf der Grundlage des Ergebnisses des Vortestbildes zur Einstellung der Abtastbedingungen errechnet wird, und dass die Anzeigevorrichtung (6) eine Veränderung des Parameterwerts im Zusammenhang mit einem Bild des Objekts anzeigt, das im Zuge des Vortestscans gewonnen wurde.
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