DE60306595T2

DE60306595T2 - Vorrichtung und Verfahren für die Rekonstruktion von Bilddaten eines Kegelstrahlcomputertomographen

Info

Publication number: DE60306595T2
Application number: DE60306595T
Authority: DE
Inventors: Yoshio c/o Intellectual Property Div Machida
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2002-09-09
Filing date: 2003-09-09
Publication date: 2007-06-21
Anticipated expiration: 2023-09-10
Also published as: DE60306595D1; EP1396820A1; US7006591B2; CN1261077C; US20040066879A1; EP1396820B1; CN1488318A

Description

Hintergrund der Erfindung
(Gebiet der Erfindung)
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Computertomographie („CT") Vorrichtung und spezieller ein Bildrekonstruktionsverfahren eines Kegelstrahl Spiral-CT, bei dem eine Röntgenquelle eine spiralförmige Bahn aufweist.
(Beschreibung des betreffenden Standes der Technik)
In den vergangenen Jahren sind auf dem Gebiet des Röntgen-CT grundlegende Bildrekonstruktionsalgorithmen kontinuierlich entwickelt und für eine Anwendbarkeit zur dreidimensionalen (3D) Bildanzeige verschiedentlich vorgeschlagen worden. In einem sog. „Kegelstrahl Spiral CT", bei dem eine Röntgenquelle eine spiralförmige Bahn hat, sind beispielsweise eine große Anzahl von Näherungsrekonstruktionstechniken vorgeschlagen worden. Die Techniken enthalten, was als „TCOT (True Cone Beam Tomography Reconstruction Algorithm) Verfahren" bezeichnet wird, ein Spiralschrägabschnitts-Rekonstruktionsverfahren (auch als „ASSR-Verfahren" bezeichnet), etc. Diese Rekonstruktionstechniken gewinnen Näherungslösungen, jedoch ist die Existenz einer exakten Lösung kürzlich in dem Kegelstrahl Spiral-CT demonstriert worden.
Die Versuche und Entwicklungen, die Ausführbarkeiten, etc. der Bildrekonstruktionsalgorithmen des CT werden behandelt in der Reihenfolge (1) Spiral-CT, (2) Mehrschicht Spiral-CT, das auf einer Fächerstrahlgeometrie basiert, (3) ein Schema zum Gewinnen einer Näherungslösung in dem 3D Spiral-CT basierend auf einer Kegelstrahlgeometrie, und (4) ein Schema zum Gewinnen einer exakten Lösung in dem 3D Spiral-CT basierend auf der Kegelstrahlgeometrie.
(1) Spiral-CT
In einem Spral-CT wird eine Diagnosetabelle in Synchronisation mit der Rotation der Röntgenstrahlquelle (Quelle) sowie eines Detektors bewegt, wodurch die Röntgenstrahlquelle veranlasst wird, eine spiralförmige Bewegung relativ zu einem Subjekt oder einem Patienten zu beschrei ben, wobei virtuelle Projektionsdaten, die irgendeiner Schnittposition entsprechen, die bestimmt wird zwischen benachbarten Spiralen, der Reihe nach erzeugt werden, üblicherweise durch lineare Interpolationen, und das Bild des Subjekts basierend auf den virtuellen Projektionsdaten rekonstruiert wird. In Wirklichkeit wird jedoch im Wesentlichen nur ein Schnitt pro Umdrehung gewonnen. Wenn beispielsweise 2 mm Schichtdaten für eine Region zu erzeugen sind, die eine Dicke aufweist, die 100 mm entspricht, sind radiographische Operationen von 50 Umdrehungen erforderlich.
(2) Mehrschicht Spiral-CT basierend auf einer Fächerstrahlgeometrie
Als Erweiterung des Spiral-CT ist das Mehrschicht Spiral-CT basierend auf einem Schema bekannt, bei dem ein Detektor in der Form von 2-4 Kanälen in einer Schnittrichtung konstruiert ist. Entsprechend dem Mehrschicht Spiral-CT wird eine Datenerfassungsrate 2-4 mal so groß wie bei einem herkömmlichen Spiral-CT.
In der praktischen Verwendung mit dem Detektor, der 4 Kanäle oder dergleichen in Schnittrichtung aufweist, ist verifiziert worden, dass selbst wenn individuelle Projektionsdaten, die durch unterschiedliche Kanäle gewonnen werden, als parallele Strahlen betrachtet werden, die parallel zu der Schnittrichtung sind, nämlich 2D Mehrschicht-Fächerstrahlen, die auf einer Fächerstrahlgeometrie basieren, gibt es wenig Probleme bei der Rekonstruktion dieser. Ein derartiges Schema wird bereits in der Praxis angewendet.
(3) Schema zum Gewinnen einer Näherungslösung in einem 3D Spiral-CT basierend auf einer Kegelstrahlgeometrie
Wenn die Anzahl der Kanäle des Detektors in einem Mehrschicht Spiral-CT weiter erhöht wird von 2-4 auf 8 oder 16, können individuelle Projektionsdaten, die durch unterschiedliche Kanäle gewonnen werden, nicht länger als parallele Strahlen behandelt werden, die auf einer Fächerstrahlgeometrie basieren, und eine Kegelstrahlgeometrie muss in Betracht gezogen werden.
Eine erste Lösung, die auf der Kegelstrahlgeometrie in diesem Fall beruht, ist ein Spiralschrägabschnitts-Rekonstruktionsverfahren, das von dem Erfinder in der JP-A-8-187240 vorgeschlagen wurde. Ebenso ist eine Technik, die bezeichnet wird als „ASSR-Verfahren" (Kachel riess: Med. Phys. 27, 754-772), im Wesentlichen äquivalent zu dem Spiralschrägabschnitts-Rekonstruktionsverfahren.
Daneben, was als „TCOT-Verfahren" bezeichnet wird, ist ein Verfahren vorgeschlagen worden (Bezug wird genommen auf US 5,825,842 ), bei dem ein Feldkamp-Verfahren verwendet wird, das ursprünglich eine Rekonstruktionstechnik in dem Fall ist, bei dem eine Quelle, die eine kreisförmige Bahn hat, für eine spiralförmige Abtastung verwendet wird.
Jede dieser Techniken ist eine Näherungstechnik, und Artefakte werden deutlich, besonders in einem Fall, bei dem die Anzahl der Kanäle in der Schnittrichtung weiter erhöht wird von 8-16 bis 32, 64, .... Es ist folglich notwendig geworden, eine noch größere Genauigkeit zu erreichen.
(4) Schema zum Gewinnen einer exakten Lösung in einem 3D Spiral-CT basierend auf einer Kegelstrahlgeometrie
Andererseits ist in den vergangenen Jahren demonstriert worden, dass im Falle, bei dem eine Quelle eine Bahn aufweist, beispielsweise eine spiralförmige Bahn, eine exakte Lösung theoretisch selbst für ein langes oder großes Objekt existiert, selbst in einem gleichmäßig funktionalen System. Bezüglich der Existenz der exakten Lösung sind einige Demonstrationen gegeben werden, wie beispielsweise in Schaller et al.: „Exact Radon Rebinning Algorithm For Long Object Problem In Helical Cone-Beam CT", IEEE Trans. Med. Imag. 19361-75 (2000).
Ansätze für Entwicklungen von Bildrekonstruktionsalgorithmen, die bis hierher gemacht wurden, haben jedoch das Problem, dass, obwohl die exakte Lösung betroffen ist, der Rechenaufwand groß ist, so dass eine Verschlechterung aufgrund der Interpolationsverarbeitung wahrscheinlich auftritt im Falle der Verwendung der tatsächlichen diskreten Daten. Es besteht ebenfalls das Problem, dass, da der Bereich von Daten, der zur Gewinnung eines bestimmten Schnittbilds notwendig ist, breit ist, die Daten leicht beeinflusst werden von peripherem Gewebe eines Subjekts und von dessen vorübergehenden Bewegungen, so dass sie nicht zufriedenstellend sind zur Verwendung in einer medizinischen Bilddiagnoseeinrichtung.
Folglich sind weitere Verbesserungen erwünscht. Insbesondere in dem dreidimensionalen CT, dessen praktische Verwendung im Moment begonnen wird, speziell in dem 3D Spiral-CT basierend auf einer Kegelstrahlgeometrie, ist es wünschenswert, eine neue praktikable Technik zu entwickeln, die nur Daten verwendet, die eine noch größere Genauigkeit haben, und die notwendig und ausreichend sind. Nichts desto trotz ist es eine tatsächliche Situation, dass die Genauigkeit von Näherungen durch Techniken, die bisher vorgeschlagen wurden, nicht erfüllt werden kann, und dass immer noch Artefakte verbleiben.
Spies et al.: „Correction Of Scatter In Megavoltage Cone-Beam CT", Physics in Medicine and Biology Ausgabe 46, Seiten 821-833 (2001) beschreibt ein Streuungskorrekturverfahren basierend auf einer Monte Carlo Technik.
Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung ist aus Sicht derartiger Umstände des Standes der Technik gemacht worden, und es liegt eine Aufgabe zugrunde ein Bildrekonstruktionsverfahren zu schaffen, das praktikabel ist und eine hohe Genauigkeit erlaubt, sowie die Schaffung eines dreidimensionalen CT Systems, das die Funktionen des Bildrekonstruktionsverfahrens hat.
Gemäß einem ersten Aspekt liefert die vorliegende Erfindung eine Computertomographievorrichtung, enthaltend
eine Datenerfassungseinheit, die konfiguriert ist zum Erfassen von Projektionsdaten einer radiographischen Region innerhalb eines Subjekts unter Verwendung eines mehrreihigen Detektors; und
eine Bildrekonstruktionseinheit, die konfiguriert ist, um ein Bild der radiographischen Region basierend auf Fächerstrahldaten zu rekonstruieren, die aus den Projektionsdaten extrahiert werden, die durch die Datenerfassungseinheit erfasst worden sind, und basierend auf Parallelstrahldaten, die basierend auf den Projektionsdaten, die von der Datenerfassungseinheit erfasst worden sind, berechnet werden.
Gemäß einem zweiten Aspekt liefert die vorliegende Erfindung ein Verfahren zur Bildgebung unter Verwendung einer Computertomographievorrichtung, wobei das Verfahren enthält
einen Schritt zum Gewinnen von Fächerstrahldaten aus Kegelstrahldaten, die aus Pro jektionsdaten einer radiographischen Region innerhalb eines Subjekts extrahiert werden, die unter Verwendung eines mehrreihigen Detektors erfasst worden sind;
einen Schritt zum Gewinnen von zweidimensionalen Parallelstrahldaten aus dreidimensionalen Parallelstrahldaten, die basierend auf dreidimensionalen Teildaten berechnet werden, die aus den Projektionsdaten extrahiert werden; und
einen Schritt zum Rekonstruieren eines zweidimensionalen Bilds der radiographischen Region basierend auf den Fächerstrahldaten und den Parallelstrahldaten.
Die vorliegende Erfindung liegt im Vorschlagen eines neuen Bildrekonstruktionsalgorithmus in einem dreidimensionalen (3D) CT. Der neue Bildrekonstruktionsalgorithmus kann einfach verstanden werden, wenn er konkret als ein Algorithmus betrachtet wird, der die Approximationsgenauigkeit des bekannten Verfahrens „Helical Oblique Section Reconstruction Method" (siehe JP-A-8-187240) verbessert. Es ist also ein neues Rekonstruktionsverfahren für einen spiralförmig schrägen Abschnitt, das den Kegelstrahldatensatz einer spiralförmigen Bahn, der tatsächlich erfasst worden ist, und einen Parallelstrahldatensatz, der theoretisch existiert und teilweise erzeugt wird, als exakte Lösung kombiniert.
Allgemeiner gesprochen ist das Rekonstruktionsverfahren derart, dass der Teil- oder Zwischendatensatz einer Strahlgruppe, der theoretisch existiert, zusätzlich berechnet wird zu dem Kegelstrahldatensatz, der tatsächlich erfasst worden ist, woraufhin die Datensätze in Kombination verwendet werden.
Typischerweise ist das Rekonstruktionsverfahren ein Verfahren, bei dem, wenn eine bestimmte Rekonstruktionsebene angenommen wird, ein Näherungsdatensatz, der notwendig ist zum Durchführen einer zweidimensionalen Rekonstruktion, aus den zwei Datensätzen genommen wird. Der notwendige Datensatz kann vollständig aus Parallelstrahldaten bestehen, oder ebenso zusammengesetzt sein durch Kombinieren der Parallelstrahldaten und der Fächerstrahldaten. Ferner kann die Genauigkeit der Rekonstruktion gut verbessert werden, indem Strahlen, von denen angenommen wird, dass sie optimal sind, eingestellt werden, an jedem individuellen Punkt, wie in dem Feldkamp-Verfahren oder dem TCOT-Verfahren, die bekannte Verfahren sind.
Die vorliegende Erfindung bringt eine neue Idee der Synthesierung einer Mehrzahl von Arten von Daten ein, und in diesem Zusammenhang gibt es neue sekundäre Techniken. Eine der Techniken ist CT mit einer Schrägabschnitts-Rekonstruktionsfunktion, bei der ein Fächerstrahl oder ein Parallelstrahl umfassend einen Strahl, der durch jeden Punkt einer Rekonstruktionsebene verläuft, an jedem Punkt verwendet wird. Die andere Technik ist CT, die dadurch gekennzeichnet ist, dass ein zweidimensionales Rekonstruktionsbild erzeugt wird unter Verwendung beider Daten, der Fächerstrahldaten und der Parallelstrahldaten.
Wie oben beschrieben ist es gemäß der vorliegenden Erfindung möglich, ein Bildrekonstruktionsverfahren zu schaffen, das praktikabel ist und eine hohe Genauigkeit liefert, und ebenso ein dreidimensionales CT System, das die Funktionen des Bildrekonstruktionsverfahrens hat. Spezieller kann in einem Spiralschrägabschnittsrekonstruktionsverfahren in einem Spiral-CT mit einem Mehrreihendetektor ein Bild mit einer größeren Näherungsgenauigkeit gewonnen werden als bei dem Verfahren gemäß dem Stand der Technik, und ein dreidimensionales Bild kann mit einer hohen Geschwindigkeit und mit weniger Artefakten erfasst werden, als bei dem Verfahren gemäß dem Stand der Technik. Folglich erwartet man von den sekundären Vorteilen, dass die Auflösung und die Definition eines dreidimensionalen CT Bilds verbessert werden, und dass die Verzerrung des Signalwerts des CT Bilds klein wird.
Die vorliegende Erfindung kann implementiert werden, entweder in Hardware oder in Software in einem Computer oder einer anderen Verarbeitungsvorrichtung. Ferner kann die vorliegende Erfindung in Kombination aus Hardware und Software implementiert werden. Die vorliegende Erfindung kann auch implementiert werden durch eine einzelne Verarbeitungsvorrichtung oder ein verteiltes Netzwerk von Verarbeitungsvorrichtungen.
Da die vorliegende Erfindung in Software implementiert werden kann, umfasst die vorliegende Erfindung Computercode, der einem Computer auf irgendeinem geeigneten Trägermedium zur Verfügung gestellt wird. Das Trägermedium kann irgendein Speichermedium sein, beispielsweise eine Floppy Disc, eine CD ROM, ein magnetisches Laufwerk oder eine programmierbare Speichervorrichtung, oder ein anderes vorübergehendes Medium, beispielsweise irgendein Signal, beispielsweise ein elektrisches, optisches oder ein Mikrowellensignal.
Der konkrete Aufbau und die Merkmale der vorliegenden Erfindung werden durch Beschreibung der Ausführungsbeispiele in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen klar.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 zeigt ein Diagramm, das das zugrunde liegende Konzept der Hybridrekonstruktion gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt;
2 zeigt ein Blockdiagramm, das ein schematisches Layout der gesamten CT Vorrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt, während 2B ein Blockdiagramm zeigt, das das schematische Layout eines Hybridrekonstruktionssystems in der CT Vorrichtung verdeutlicht;
3 zeigt ein Diagramm, das die spiralförmige Bahn einer Röntgenstrahlquelle und die Anordnung eines zweidimensionalen Detektors in einer 3D Spiral Abtastung verdeutlicht;
4 zeigt ein Diagramm, das eine halbe spiralförmige Bahn und einen spiralförmigen schrägen Abschnitt zeigt;
5 zeigt ein Diagramm, das eine Gruppe von schrägen Abschnitten zeigt, die kontinuierlich rekonstruierte werden;
6 zeigt ein Diagramm zum Erklären der Richtung der Sichtlinie zum Erzeugen eines Parallelstrahls;
7A–7C zeigen Diagramme zum Erklären eines Parallelstrahlerzeugungsbereichs, wobei 7A ein Diagramm zeigt, das den Ort einer Quelle und einen Kegel-Parallel Umwandlungsbereich gesehen in Richtung der Sichtlinie verdeutlicht, 7B zeigt ein Diagramm, das den Ort der Quelle gesehen von oben verdeutlicht, und 7C zeigt ein Diagramm, das den Kegel-Parallel Umwandlungsbereich von unten zeigt;
8A–8D zeigen Diagramme zum Erklären der Kegel-Parallel Umwandlung zum Erzeugen eines Parallelstrahls aus einem Kegelstrahl;
9 zeigt ein Diagramm, das eine Situation zeigt, bei der die Paralleldatensätze der Reihe nach erzeugt werden, während der Winkel der Sichtlinie bei der Kegel-Parallel Umwandlung geändert wird;
10A zeigt ein Verarbeitungsflussdiagramm, das sämtliche Verarbeitungsschritte der Hybridrekonstruktion zeigt, während 10B ein Verarbeitungsflussdiagramm ist, das die Details der Verarbeitungsschritte der Hybridrekonstruktion eines schrägen Abschnitts zeigt;
11 zeigt ein Verarbeitungsflussdiagramm, das einen Fall zeigt, bei dem eine Fächer-Parallel Umwandlung nicht in dem Hybridrekonstruktionsprozess eines schrägen Abschnitts ausgeführt wird, wie in 10A gezeigt;
12A zeigt ein Diagramm, das eine Situation darstellt, bei der eine Quelle in Intervallen von 5 Grad entlang einer Quellenbahn in Sichtlinienrichtung bewegt wird, im Falle eines ersten Ausführungsbeispiels (κ = 10,5°, κ' = 9,5°), während 12B ein Diagramm ist, das die Schätzung der Fehler zeigt;
13 zeigt ein Diagramm, das eine Quellenbahn in Sichtlinienrichtung zeigt, mit der gleichen Skalierung wie in 12A, im Falle eines bekannten Beispiels (κ = κ' = 15,3°);
14A zeigt ein Diagramm, das den generierbaren Bereich von Parallelstrahlen und Näherungsdaten zeigt im Falle des ersten Ausführungsbeispiels (κ = 10,5°, κ' = 9,5°), während 14B ein Diagramm ist, das die Schätzung von Fehlern zeigt;
15 zeigt ein Diagramm, das die existierenden Bereiche (berechenbare Bereiche) von Fächerstrahlen und Parallelstrahlen im Falle des ersten Ausführungsbeispiels zeigt (κ = 10,5°,
16 zeigt ein Diagramm, das Beispiele von Gewichtungsfunktionen zeigt in Fällen entsprechend für das Rekonstruieren von Fächerdaten und Paralleldaten in dem ersten Ausführungsbeispiel (κ = 10,5°, κ' = 9,5°), wie in 15 gezeigt;
17A zeigt ein Diagramm, das den generierbaren Bereich von Parallelstrahlen und Näherungsdaten zeigt im Falle eines zweiten Ausführungsbeispiels (κ = 10,5°, κ' = 9,5°, κ'' = 8°), während 17B ein Diagramm zeigt, das die Schätzung von Fehlern verdeutlicht;
18 zeigt ein Diagramm, das die existierenden Bereiche von Fächerstrahlen und Parallelstrahlen verdeutlicht im Falle des zweiten Ausführungsbeispiels (κ = 10,5°, κ' = 9,5°, κ'' = 8°);
die 19A und 19B sind Diagramme zum Erklären eines Falls, bei dem eine Technik äquivalent zu dem TCOT-Verfahren gemeinsam für die vorliegende Erfindung verwendet wird, wobei 19A ein Diagramm ist zum Erklären von Parallelstrahlgruppen, während 19B ein Diagramm ist zum Erklären von Kegelstrahlgruppen;
die 20A-20C sind Diagramme zum Erklären von Parallelstrahldaten zur Verwendung bei der vollständigen Rekonstruktion; und
21 ist ein Diagramm zum Erklären eines Beispiels, in welchem die vorliegende Erfindung erweitert ist zur vollen Rekonstruktion.
Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsbeispiele
Jetzt werden Ausführungsbeispiele der Computertomographievorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben.
Ein neues Rekonstruktionsverfahren im Kegelstrahl Spiral CT, wie es hier vorgeschlagen wird, ist derart, dass zwei bisher bekannte Ansätze organisch kombiniert werden. In der nachfolgenden Beschreibung soll folglich das Rekonstruktionsverfahren des Kegelstrahl Spiral CT gemäß der vorliegenden Erfindung als „Hybridrekonstruktionsverfahren" bezeichnet werden. Speziell wird ein Fall, bei dem das „Hybridrekonstruktionsverfahren" für ein Spiralschrägabschnitts-Rekonstruktionsverfahren verwendet wird, als „Spiralschrägabschnitts-Hybridrekonstruktionsverfahren" in der folgenden Beschreibung bezeichnet.
1 dient zum Erklären des grundsätzlichen Konzepts des spiralförmigen-abgestuften-Abschnittshybridrekonstruktionsverfahrens. Wie in 1 gezeigt verwendet das spiralförmigeabgestufte-Abschnittshybridrekonstruktionsverfahren für Originalstrahldaten zur Verwendung ihrer Rekonstruktion sowohl eine Gruppe von erfassten Strahlen für einen Teil mit guter Näherungsgenauigkeit in Näherungsprojektionsstrahlen (Kegelstrahlen, Fächerstrahlen) in dem spiralförmig-abgestuften-Abschnittsrekonstruktionsverfahren, und Gruppen von Parallelstrahlen, die nur an notwendigen lokalisierten Teilen in einer Gruppe von Parallelstrahlen berechnet werden, die gewonnen werden können als exakte Lösung (wie später beschrieben wird) aus der Gruppe von erfassten Strahlen. Einzelheiten werden später erklärt.
(Einrichtungslayout des CT gemäß diesem Ausführungsbeispiel)
Die 2A und 2B dienen zum Erklären des Einrichtungslayouts eines CT, der das spiralförmig-abgestufte-Abschnittshybridrekonstruktionsverfahren verwendet. Als ein CT ist beispielsweise eines verwendbar, das ähnlich ist zu dem Mehrschicht Spiral-CT gemäß dem oben genannten Stand der Technik. Die Anzahl an Kanälen in einer Schnittrichtung wird angenommen als ungefähr 16 bis zu einigen Zehnfachen, oder in der Größenordnung von einigen Hundert und mehreren Zehnfachen. Das typischste Beispiel ist HeliCT, das einen Mehrreihendetektor aufweist mit ungefähr 16 bis 64 Kanälen, wie in 3 gezeigt, jedoch soll dies keine obere Grenze darstellen.
Das CT, wie in den 2A und 2B gezeigt, enthält ein Gestell 1, einen Diagnosetisch 2 und eine Konsole 3, und wird angetrieben beispielsweise durch ein R-R Schema unter der allgemeinen Steuerung durch eine Hauptsteuerungsvorrichtung 36, die in der Konsole 3 enthalten ist und die Führung übernimmt für das Steuerungszentrum der gesamten Vorrichtung. In dem Beispiel gemäß 2A ist die Längsrichtung des Diagnosetisches 2 als eine Anordnungsrichtung eingestellt (Rotationsachsenrichtung oder Schnittrichtung), und zwei Richtungen senkrecht dazu sind jeweils definiert als eine Kanalrichtung und eine Strahlausstrahlungsrichtung.
Eine Tischplatte ist auf der oberen Oberfläche des Diagnosetisches 2 in einem Zustand angeordnet, bei dem sie derart abgestützt ist, dass sie gleitbar in Längsrichtung dieses Diagnosetisches ist, und ein Subjekt oder ein Patient P wird auf der oberen Oberfläche der Tischplatte platziert. Die Tischplatte ist zurückziehbar in die Diagnoseöffnung (nicht gezeigt) des Gestells 1 eingeführt, indem ein Diagnosetischantrieb 20, der durch einen Servomotor dargestellt ist, angesteuert wird. Der Diagnosetischantrieb 20 wird mit einem Antriebssignal von einer Diagnosetischsteuerung 34 gespeist, die in der Konsole 3 enthalten ist. Daneben enthält der Diagnosetisch 2 einen Positionsdetektor, wie etwa einen Codierer (nicht gezeigt), der die Längsposition der Tischplatte in Größen eines elektrischen Signals detektiert, und das Detektionssignal wird an die Diagnosetischsteuerung 34 als ein Signal zum Steuern des Diagnosetisches gesendet.
Das Gestell 1 hat in seinem Inneren einen Drehrahmen (nicht gezeigt), der im Wesentlichen zylindrisch ist, und die oben genannte Diagnoseöffnung ist in dem Drehrahmen lokalisiert, wie in 2A gezeigt. Daneben sind eine Röntgenstrahlröhre 10 und ein Mehrreihendetektor 11, der ein Röntgendetektor ist, in dem Drehrahmen angeordnet, um sich gegenüberzuliegen, während dazwischen der Patient P angeordnet wird, der in die Diagnoseöffnung eingeführt wird, die innerhalb des Drehrahmens lokalisiert ist. Ferner sind ein Hochspannungstransformatoraufbau 4, ein Vor-Kollimator sowie ein Nach-Kollimator, die einen Streustrahlungseliminationskollimator darstellen, ein zweidimensionales Datenerfassungssystem 12 und ein Gestelltreiber 13 an den vorbestimmten Positionen des Drehrahmens angeordnet.
Von diesem hat die Röntgenstrahlröhre 10, die als eine Röntgenquelle dient, den Aufbau von beispielsweise einer rotierenden Anodenröntgenstrahlröhre, in die ein Strom kontinuierlich durch einen Draht von dem Hochspannungstransformatoraufbau 4 fließt, wodurch der Draht erwärmt wird, wodurch Termione in Richtung zu einem Ziel ausgesendet werden. Die Termione treffen gegen eine Zielfläche, um einen wirksamen Brennfleck zu bilden, und ein Röntgenstrahl wird kontinuierlich ausgestrahlt mit einer Spreizung von der Position des wirkungsvollen Brennflecks der Zielfläche.
Der Hochspannungstransformatoraufbau 4 wird gespeist mit einer niedrigen Versorgungsspannung von einer Energiequellenvorrichtung über einen Niederspannungsschleifring, und mit dem Steuerungssignal der Röntgenausstrahlung von einer Hochspannungssteuerung 5 durch ein optisches Signalübertragungssystem. Folglich erzeugt der Hochspannungstransformatoraufbau 4 eine Hochspannung aus der zugeführten niedrigen Versorgungsspannung, und er erzeugt eine kontinuierliche Röhrenspannung entsprechend dem Steuerungssignal von der Hochspannung und speist die Röhrenspannung in die Röntgenröhre 10 ein.
Der Vor-Kollimator ist zwischen der Röntgenröhre 10 und dem Patienten P angeordnet, während der Streustrahlungseliminationskollimator, der der Post-Kollimator ist, zwischen dem Patienten und dem Mehrreihendetektor 11 ist. Der Vor-Kollimator 22 ist mit einer Öffnung gebildet von beispielsweise einer Schlitzform, die eine vorbestimmte Breite beispielsweise in Arrayrichtung hat. Folglich hat der Röntgenstrahl, der von der Röntgendröhre 10 ausgestrahlt wird, seine Breite begrenzt in Arrayrichtung, um einen Kegelstrahl der gewünschten Schnittbreite zu bilden, entsprechend beispielsweise einer Mehrzahl von Detektionselementarrays in dem Mehrreihendetektor 11.
Die Röntgenröhre 10 und der Mehrreihendetektor 11 sind gegenüberliegend um eine Drehachse in Axialrichtung der Diagnoseöffnung innerhalb des Gestells 1 durch die Rotation des Drehrahmens drehbar.
Daneben ist der Mehrreihendetektor 11 der Detektor, in dem die Mehrzahl von Arrays von Detektionselementen mit einer Mehrzahl von Detektionskanälen in Schnittrichtung (siehe 3) angeordnet sind. Beispielsweise ist der Detektionsbereich jedes Detektionselements aus einem Festkörperdetektor gebildet, der einen Ventilator und eine Fotodiode enthält zum Umwandeln von eintreffenden Röntgenstrahlen in ein optisches Signal, und dann zum Umwandeln des optischen Signals in ein elektrisches Signal. Jedes Detektionselement ist bereitgestellt mit einem Ladungsakkumulationsbereich (Abtast- und Haltebereich). Folglich hat der Mehrreihen detektor 11 einen derartigen Aufbau, dass die Ladeakkumulationsbereiche sequenziell durch eine Gruppe von Schaltern in dem zweidimensionalen Datenerfassungssystem 12 ausgewählt werden, um die Ladungen auszulesen, um dadurch Signale (Projektionsdaten), die die Intensitäten der gesendeten Röntgenstrahlen darstellen, zu detektieren. Im übrigen kann ebenso ein Sensor (beispielsweise I.I.) von dem Typ sein, der eintreffende Röntgenstrahlen direkt in ein elektrisches Signal umwandelt, für jedes Detektionselement verwendet werden.
Das zweidimensionale Datenerfassungssystem 12 hat den Aufbau eines sog. „gefilterten DAS (Data Acquisition System)", in dem Detektionssignale sequenziell aus den individuellen Detektionselementen des Mehrreihendetektors 11 ausgelesen werden durch ein Wechseln in der Gruppe von Schaltern, um eine A/D-Umwandlung durchzuführen (um die Detektionssignale in Spannungen umzuwandeln und die Spannungen abzutasten). Um derartige Operationen zu verkörpern, enthält das zweidimensionale Datenerfassungssystem 12 Arrayauswahlbereiche in der Anzahl von beispielsweise N Kanälen, zur Berücksichtigung der Tatsache, dass der Detektor ein Mehrreihendetektor 11 ist, einen Einzelkanalauswahlbereich, einen einzelnen A/D-Wandler und eine Steuerungsschaltung.
Ein Datenübertragungsbereich (nicht gezeigt) verbindet die Signalwege auf einer Drehseite und einer festen Seite innerhalb des Gestells 1, und ein optisches Übertragungssystem, das Signale kontaktlos überträgt, wird hier beispielsweise verwendet. Im übrigen kann der Aufbau eines Schleifrings ebenso als Datenübertragungsbereich verwendet werden. Die Projektionsdaten von einer digitalen Größe, die durch den Datenübertragungsbereich hergeleitet wird, werden an ein Hybridbildrekonstruktionssystem 31 gesendet, das später beschrieben wird, wie in der Konsole 3 enthalten.
Der Gestellantrieb 13 enthält ferner einen Motor, der alle drehseitigen Elemente in dem Gestell 1 dreht, zusammen mit dem Drehrahmen um dessen Achse, und er enthält ebenfalls einen Getriebemechanismus, etc. Der Gestellantrieb 13 wird durch ein Antriebssignal von einer Gestellsteuerung 33 gespeist.
Die Hochspannungssteuerung 5, die Diagnosetischsteuerung 34 und die Gestellsteuerung 33 sind zwischen dem Gestell 1 und dem Diagnosetisch 2 und der Konsole 3 signalmäßig ange ordnet, und treiben die Ladungselemente in Ladung, in Antwort auf Steuerungssignale von der Hauptsteuerungsvorrichtung 36.
Zusätzlich zu der Hauptsteuerungsvorrichtung 36, die das gesamte System steuert, enthält die Konsole 3 die Gestellsteuerung 33, die Diagnosetischsteuerung 34, das Hybridbildrekonstruktionssystem 31, eine Bilddatenspeichervorrichtung 35 und eine Bildanzeigevorrichtung 37, die mit der Hauptsteuerungsvorrichtung 36 über Busse verbunden sind. Eine Korrektureinheit, eine Eingabeeinheit, etc., nicht gezeigt, sind ferner enthalten.
In Übereinstimmung mit einem Verarbeitungsbefehl von der Hauptsteuerungsvorrichtung 36 unterwirft die Korrektureinheit (nicht gezeigt) die Projektionsdaten digitaler Größe, die von dem zweidimensionalen Datenerfassungssystem 12 gesendet werden, verschiedenen Korrekturprozessen, wie beispielsweise einer Offsetkorrektur und einer Kalibrierungskorrektur. Die erfassten Daten, die den Korrekturprozessen unterworfen werden, werden in der Bilddatenspeichervorrichtung 35 gespeichert und gesichert in Übereinstimmung mit einem Schreibbefehl von der Hauptsteuerungsvorrichtung 36. Die gespeicherten Daten werden aus der Bilddatenspeichervorrichtung 35 ausgelesen und dann an das Hybridbildrekonstruktionssystem 31 übertragen in Übereinstimmung mit einem Lesebefehl, der mit einer gewünschten Zeitablaufsteuerung von der Hauptsteuerungsvorrichtung 36 ausgegeben wird.
Wie in 2B gezeigt, enthält das Hybridbildrekonstruktionssystem 31 funktional eine Berechnungseinheit 31a für zusätzliche Zwischenstrahldatensätze, eine Hybridrekonstruktionseinheit 31b für einen schrägen Abschnitt, und eine Erzeugungseinheit 31c für eine Parallelabschnittsgruppe. Das System 31 führt einen Rekonstruktionsprozess (der später beschrieben wird) basierend auf einem dreidimensionalen Rekonstruktionsalgorithmus durch, der das Prinzip der vorliegenden Erfindung darstellt, durch die Prozesse der jeweiligen Einheiten 31a-31c, unter der Steuerung der Hauptsteuerungsvorrichtung 36 und in einem Zustand, bei dem die erfassten Daten zur Rekonstruktion übertragen worden sind. Folglich erzeugt es die Bilddaten einer dreidimensionalen Region. Unter der Steuerung der Hauptsteuerungsvorrichtung 36 werden die Bilddaten in der Bilddatenspeichervorrichtung 35 gespeichert und an die Bildanzeigevorrichtung 37 bei Bedarf gesendet.
Die Bildanzeigevorrichtung 37 unterwirft die Bilddaten notwendigen Verarbeitungen, bei spielsweise einem Einfärbungsprozess und einem Überlagerungsprozess für Erläuterungsdaten oder Abtastinformation, und sie unterwirft die resultierenden Bilddaten einer D/A-Umwandlung, um sie als CT Bild anzuzeigen.
Die Eingabeeinheit (nicht gezeigt) wird verwendet, um der Hauptsteuerungsvorrichtung 36 Anweisungen für Abtastbedingungen zu geben (enthaltend einen Teil oder eine abzutastende Position, die Dicke einer Schicht, Spannung und Strom der Röntgenröhre, Richtung der Abtastung des Patienten, etc.), Bildanzeigebedingungen und so weiter.
Im übrigen bilden die Röntgenröhre 10, der Mehrreihendetektor 11 und das zweidimensionale Datenerfassungssystem 12 gemäß diesem Ausführungsbeispiel das Datenerfassungsmittel gemäß der vorliegenden Erfindung, und das Hybridbildrekonstruktionssystem 31 bildet das Bildrekonstruktionsmittel.
Hier wird das Prinzip des Hybridbildrekonstruktionsverfahrens, das das Skelett dieses Ausführungsbeispiels bildet, in Verbindung mit den 4 bis 11 beschrieben.
(Bildrekonstruktion)
4 dient zum Erklären der Grundidee des bekannten Verfahrens „Helical Oblique Section Reconstruction Method" (siehe JP-A-8-187240). Mit der Kenntnis, wie in 4 gezeigt, dass die halbe Umdrehung oder so der spiralförmigen Bahn einer Röntgenquelle (Quelle) ungefähr in einer Ebene enthalten ist, werden Projektionsdaten (Strahldaten) nahe der schrägen Ebene „spiralförmiger schräger Abschnitt" herausgenommen und gesammelt, um eine herkömmliche zweidimensionale halbe Rekonstruktion durchzuführen. Ein Verfahren, das „ASSR-Verfahren" genannt wird (Kachelriess: Med. Phys., 27, 754-772) ist ebenfalls als eine Technik gemäß dem Stand der Technik bekannt, das im Wesentlichen äquivalent zu dem Verfahren gemäß 4 ist.
In der vorliegenden Erfindung werden die erfassten Daten direkt ausgewählt zur Rekonstruktion an einem Bereich, der den schrägen Abschnitt berührt, jedoch werden parallele Strahlen, deren Generierbarkeit in IEEE Trans. Med. Imag. 19 361-75 (2000) von Schaller et al. de monstriert worden ist, an beiden Endbereichen des schrägen Abschnitts, an denen sich die Näherungsgrade verschlechtern (siehe 1), verwendet.
Obwohl die Erzeugung der parallelen Strahlen später beschrieben wird, können die Parallelstrahldaten theoretisch gewonnen werden als eine exakte Lösung aufgrund einer Glättungsfunktionalsystems. In der vorliegenden Erfindung werden die erfassten Daten und die Parallelstrahldaten wirkungsvoll synthesiert, um dadurch ein schräges Abschnittsbild mit hoher Genauigkeit zu erzeugen. Ferner können in einem Fall, bei dem dreidimensionale Volumendaten zu erfassen sind, Rekonstruktionsoperationen der Reihe nach durchgeführt werden, während der schräge Abschnitt Schritt für Schritt entlang der Spirale der Quelle verschoben wird, basierend auf der gleichen Idee, wie in dem Schrägabschnittsrekonstruktionsverfahren gemäß dem Stand der Technik, wie in 5 gezeigt. Folglich wird eine Serie von spiralförmigen Schrägabschnittsbildgruppen, die nicht parallel zueinander sind, gewonnen, und sie werden aufgrund einer Gesamtheit zu den Volumendaten. Die Bildrekonstruktion ist wie oben beschrieben.
(Definition der Begriffe: Erläuterung der Konzepte)
Die Begriffe zur Verwendung in dieser Beschreibung werden definiert. In der folgenden Beschreibung gibt es vier Konzepte: (1) Erfasste Kegelstrahldaten, (2) umgewandelte Parallelstrahldaten, (3) virtuelle Daten und (4) Näherungsdaten werden unterscheidend berücksichtigt. Sie sind jeweils wie folgt definiert:
(1) Erfasste Kegelstrahldaten
In dieser Beschreibung wird der Begriff „erfasste Kegelstrahldaten" in der Bedeutung von tatsächlich existierenden Projektionsstrahlen/Projektionsdaten verwendet, die durch eine tatsächliche Datenerfassung gewonnen werden. Die erfassten Kegelstrahldaten werden einfach bezeichnet als „Projektionsstrahlen/Projektionsdaten", oder speziell wenn die Unterscheidung klargestellt werden soll, werden sie bezeichnet als beispielsweise „Projektionsdaten, die tatsächlich erfasst werden" ohne Abkürzung des Ausdrucks. Der Satz von Daten besteht aus Kegelstrahldaten jeder Ansicht. Sie werden zu Fächerstrahldaten, wenn ein Teilsatz, der in einer zweidimensionalen Ebene enthalten ist, genommen wird.
(2) Umgewandelte Parallelstrahldaten
In dieser Beschreibung wird der Begriff „umgewandelte Parallelstrahldaten" in der Bedeutung verwendet von einem Teilparallelstrahldatensatz, der erzeugt wird durch Berechnungen aus dem Teilsatz von erfassten Daten. Die umgewandelten Parallelstrahldaten sind in theoretischer Weise eine exakte Lösung in einem Glättungsfunktionalsystem. Da die Erzeugung auch als Umwandlung zum Erzeugen von Parallelstrahldaten aus Kegelstrahldaten bezeichnet werden kann, soll sie „Kegel-Parallel Umwandlung" oder kurz „CP Umwandlung" bezeichnet werden.
(3) Virtuelle Daten
In dieser Beschreibung wird der Begriff „virtuelle Daten" als virtuell angenommene Datenstücke verwendet, wie etwa eine Ebene, die zur Bilderzeugung angenommen wird, ähnlich dem oben genannten spiralförmigen schrägen Bereich, oder Strahlen, die in der Ebene enthalten sind, und Projektionsdaten, die den Strahlen entsprechen. Durch Voranstellen von „virtuell" in dieser Weise soll eine Ebene „virtuelle Ebene" benannt werden, eine flache Oberfläche „virtuelle flache Oberfläche", eine Strahl „virtueller Strahl", Projektionsdaten „virtuelle Projektionsdaten" und dergleichen.
Der Ausdruck „virtuelle Projektionsdaten" bedeutet beispielsweise ideale Projektionsdaten, die für die Rekonstruierung des Bilds einer Rekonstruktionsebene erforderlich sind (definiert als ein schräger Abschnitt hier), also die auf einem Röntgenweg (als „virtueller Weg" bezeichnet) liegen, der in der Rekonstruktionsebene enthalten ist. In der spiralförmigen Abtastung existieren derartige virtuelle Projektionsdaten in Wirklichkeit nicht, jedoch einige Ausnahmen.
(4) Näherungsdaten
Die virtuellen Daten (3) existieren in Wirklichkeit (in den meisten Fällen) nicht. In dieser Beschreibung werden Näherungsdaten, die virtuelle Daten ersetzen, aus den erfassten Daten (1) und den erzeugten Daten (2) erzeugt durch Interpolationen, etc. Die erzeugten Daten sollen bezeichnet werden als beispielsweise „Näherungsprojektionsstrahlen/-daten".
Beispielsweise bedeutet der Begriff „Näherungsprojektionsdaten" Projektionsdaten, die auf diesem Röntgenweg (Näherungsweg) in einer Röntgenstrahl FX liegen, was die beste Näherung für den virtuellen Weg ist. Im übrigen können in einigen Fällen die Näherungsprojektionsdaten tatsächlich existieren als tatsächlich existierende Projektionsdaten, und sie können tatsächlich nicht in anderen Fällen existieren. Wenn die Näherungsprojektionsdaten tatsächlich nicht existieren, werden sie aus tatsächlich existierenden Projektionsdaten nahe dem Näherungsweg durch Interpolationen (Abstandsinterpolationen) erzeugt. Alle Näherungsprojektionsdaten werden in jeder Strahlungsrichtung (definiert als ein Winkel innerhalb eines Fächers) der Röntgenstrahlen von der Röntgenquelle 10 erzeugt, aufgrund jedes Drehwinkels der Röntgenquelle 10.
(Fluss der Prozesse des Hybridrekonstruktionsverfahrens)
Der Radius der Bahn einer Röntgenquelle, beispielsweise ungefähr 600 mm, und ihr spiralförmiger Abstand kann ungefähr 40 bis 50 mm für einen 1 mm Schnitt und 64 Arrays betragen, obwohl dies auch von der Anzahl der Arrays abhängt. Bei einem 2 mm Schnitt und 64 Arrays verdoppelt sich auch der Abstand. Da derartige Größen sich gemäß den Einstellungen ändern, werden die Werte in einer derartigen Art und Weise berechnet, dass der Radius der Bahn der Röntgenquelle und der spiralförmige Abstand beide vereinfacht und normalisiert werden auf „1 (Eins)" wie es in der nachfolgenden Beschreibung verwendet wird (obwohl der spiralförmige Abstand zu groß ist, tritt kein Problem bei der Beschreibung der vorliegenden Erfindung auf).
I. Einstellen der virtuellen Ebene
In dem bekannten Verfahren „Helical Oblique Section Reconstruction", wird eine virtuelle Ebene derart eingestellt, dass Fehler von dem Teilsatz („halbe Spirale") der spiralförmigen Bahn einer Quelle entsprechend Ansichtsdaten für 180° + Fächerwinkel (gekennzeichnet durch 2A und typischerweise ungefähr 50°), was für die halbe Rekonstruktion erforderlich ist, im Ganzen so klein wie möglich werden. Der Neigungswinkel des schrägen Bereichs beträgt beispielsweise 15,3° gemäß normalisierter Definition. Die vorliegende Erfindung verwendet einen ähnlichen Ansatz, jedoch kann eine virtuelle Ebene gut näher an die Tangentialrichtung einer Quellenbahn herangebracht werden aufgrund der Hinzufügung der umgewandelten Parallelstrahldaten.
Als Beispiel des Einstellens der virtuellen Ebene, wird ein Beispiel, bei dem ein schräger Bereich in Übereinstimmung mit einer Tangentiallinie gebracht wird, unter Bezugnahme auf 6 erklärt. Ein Winkel κ des schrägen Bereichs ist κ = arctan (1/2π), was ungefähr 9,04° ist. Wie später beschrieben wird, ist diese Einstellung dieses schrägen Bereichs kein bevorzugtes Beispiel für die Implementierung, jedoch wird es aus Gründen der Einfachheit zuerst beschrieben. Das bevorzugte Beispiel zur Implementierung wird im Laufe der Beschreibung erklärt.
II. Erzeugung der umgewandelten Parallelstrahldaten
7A zeigt den Ort der Quelle in einer Richtung, die um 90° von der Richtung gedreht ist, in der die Tangentiallinie bestimmt worden ist bei der Einstellung der virtuellen Ebene in 6, also in Richtung der Sichtlinie in 6. Zur Referenz ist der Ort der Quelle von oben in 7B gezeigt.
In 7A ist der Ort in einer Form, die einen Rand des griechischen Buchstabens γ seitwärts hingeworfen ähnelt. Dabei ist ein schraffierter Bereich, also ein zweidimensionaler pseudogeschlossener Bereich D von der Bahn der Quelle umgeben, ein Bereich, der einer Kegel-Parallel Umwandlung (CP Umwandlung) unterworfen werden kann (Schaller et al., IEEE Trans. Med. Imag. 19 361-75 (2000)). Die Projektionsdaten der individuellen Strahlen senkrecht zu dem Zeichnungsblatt können (exakt) berechnet werden innerhalb des geschlossenen Bereichs D, wie in 7A gezeigt.
7C zeigt den CP Umwandlungsbereich, der beobachtet wird von unten, durch Änderung der Sichtlinie. In 7C wird ein dreidimensionaler Bereich, der gewonnen wird durch Erweiterung des pseudogeschlossenen Bereichs in D in orthogonaler Richtung gekennzeichnet mit D'.
Der Ort der Quellenbahn, der den Daten entspricht, die in der CP Umwandlung verwendet werden, ist ein Bereich, der symmetrisch zu einer Quellenposition So ist, an der der schräge Bereich bestimmt worden ist, und entspricht im Ganzen einer Drehung von „180 ° + Fächerwinkel" (siehe 7B). In der CP Umwandlung werden die Informationsstücke um die Positi onen So herum ebenfalls reflektiert, jedoch werden Hauptsächlich die Informationsstücke der Teile, die unmittelbar den gegenüberliegenden Strahlen entsprechen, hauptsächlich verwendet.
In der Richtung von θ = 90° gedreht um 90° von der Position, an der der schräge Bereich bestimmt worden ist (die entsprechende Richtung ist eingestellt auf θ = 0°), ist es gewollt, dass die Information eines Parallelstrahls, der übereinstimmt mit einem virtuellen Strahl, was notwendig ist für die Schrägbereichsbildrekonstruktion, durch die CP Umwandlung gewonnen werden kann.
Hier wird die Kegel-Parallel Umwandlung (CP Umwandlung) ergänzt.
Da die CP Umwandlung eine bekannte Technik ist (beispielsweise Schaller et al., IEEE Trans. Med. Imag. 19 361-75 (2000)), wird diese nicht im Einzelnen beschrieben, und sie ist im Folgenden kurz umrissen.

(1) Zuerst wird der gemeinsame Teil zwischen einer FOV (radiographische Region), die in dem dreidimensionalen pseudogeschlossenen Bereich D' und einer Ebene H orthogonal zu dem zweidimensionalen pseudogeschlossenen Bereich D enthalten ist, als Summensatz U von Fächerstrahlen von einer finiten Anzahl an Quellen ausgedrückt. Dieses Beispiel ist in 8A gezeigt. Der dreidimensionale pseudogeschlossene Bereich D' und die Ebene H kreuzen sich in verschiedenen Mustern, und die jeweiligen Muster sind in den 8B–8D gezeigt.
(2) Anschließend werden individuelle Strahlen in dem Summensatz U in Richtung senkrecht zu der Ebene H innerhalb der Kegel, zu denen die Strahlen ursprünglich gehören, differenziert, und die resultierenden Differentialwerte werden für den gesamten Satz U integriert (der Integralwert ist mit σ gekennzeichnet). Die Parallelen derartiger Ebenen H senkrecht zu dem zweidimensionalen pseudogeschlossenen Raum D werden gesammelt und angeordnet, und die Integralwerte σ werden der Reihe nach gewonnen, wodurch eine Bereichskomponente in D' ⋂ H gefunden wird.
(3) Im übrigen werden BP (Rückprojektions) Berechnungen ausgeführt basierend auf den Bereichskomponenten, die für alle Ebenen H senkrecht zu dem zweidimensionalen pseudogeschlossenen Bereich D gefunden werden, wodurch ein Bild auf dem Bereich D gewonnen wird (das Leuchtschirmbild des Patienten im Bereich D, mit anderen Worten, der Integralwert der parallelen Strahlen innerhalb des Bereichs D'). Obwohl diese Vorgehensweise eine bekannte Technik ist, ist die Anwendung des Verfahrens in derartigen schrägen Richtungen, und der Rekonstruktionsprozess selbst, der den Punkt enthält, dass die Serien von Daten erzeugt werden, während die Richtung der Umwandlung flexibel geändert wird, den Punkt, dass die Hybridrekonstruktion ausgeführt wird, und so weiter, eine ziemlich neue Idee, und ist zum ersten Mal durch die vorliegende Erfindung vorgeschlagen.

III. Hybridrekonstruktion
In der Zwischenzeit können parallele Daten basierend auf derartiger CP Umwandlung der Reihe nach berechnet werden, während die Einstellungsposition des schrägen Bereichs in θ Richtung geändert wird. Die Situation ist in 9 gezeigt. Der pseudogeschlossene Bereich D', der durch Ändern des Sollwinkels erzeugt wird, sollte die Richtung ändern während einer gegenseitigen Überlagerung, jedoch sind die Überlagerungen in 9 reduziert, um das Verständnis zu erleichtern.
In dieser Weise, zusätzlich zu dem Kegelstrahldatensatz, der ursprünglich durch die Erfassung gewonnen wird, unter Verwendung des Mehrreihendetektors 11, können die Paralleldatensätze, die durch die CP Umwandlung gewonnen werden, Kandidaten werden für die Verwendung bei der Bildrekonstruktion. Die bisher beschriebene Verarbeitung wird hauptsächlich von der Berechnungseinheit 31a durchgeführt für zusätzliche Zwischenstrahldatensätze, wie in dem Hybridbildrekonstruktionssystem 31 enthalten.
Die Vorgänge der Bildrekonstruktion, unter Verwendung der zwei Datensätze, sind in den 10A und 10B und in 11 gezeigt. Das allgemeine Konzept ist in 1 gezeigt, das die repräsentative Zeichnung der vorliegenden Erfindung ist.
10A zeigt ein Flussdiagramm, das die Verarbeitungsschritte der gesamten Hybridrekonstruktionsverarbeitung zeigt. Gemäß den in 10A gezeigten Schritten werden zuerst beim Starten der CT Abtastung Abtastbedingungen eingestellt (Schritt St1), Hybridparameter, beispielweise κ und κ' und Gewichtungsfunktionen w_f und w_p, die später erklärt werden, werden eingestellt (Schritt St2) und ein Datenerfassungs-/Rekonstruktionsparameter D1 wird gespeichert.
Anschließend wird die CT Abtastung durchgeführt basierend auf dem Datenerfassungs-/Rekonstruktionsparameter D1, um Kegelstrahldaten zu erfassen (Schritt St3) und die erfassten Kegelstrahldaten D2 werden gespeichert. Ein Parallelstrahldatensatz wird berechnet durch Kegel-Parallel Umwandlung basierend auf den Kegelstrahldaten D2 (Schritt St4), und die berechneten Parallelstrahldaten D3 werden gespeichert.
Außerdem wird der Prozess der Hybridrekonstruktion eines schrägen Bereichs durchgeführt basierend auf den erfassten Kegelstrahldaten D2 und den berechneten Parallelstrahldaten D3, die gespeichert bleiben, und hauptsächlich in der Hybridrekonstruktionseinheit 31b für den schrägen Bereich, wie in dem Hybridbildrekonstruktionssystem 31 enthalten (Schritt St5), und die folglich rekonstruierten dreidimensionalen schrägbereichs Daten (nicht paralleler Stapel) D4 werden gespeichert. Ebenso wird eine Parallelbereichsgruppe erzeugt (Schritt St6) und dreidimensionale orthogonale Bereichsdaten (Parallelstapel) D5 werden gespeichert.
10B zeigt die Details des Hybridrekonstruktionsprozesses (Schritt St5), wie in 10A gezeigt. Bezugnehmend auf die 10A und 10B, nachdem der schräge Bereich eingestellt worden ist (Schritt St51), werden Näherungsdaten jeweils aus dem erfassten Kegelstrahldatensatz und dem berechneten Parallelstrahldatensatz berechnet (Schritte St52, St53), Näherungsparallelstrahldaten werden erzeugt unter Verwendung der Näherungsdaten (Schritt St54), und der Bildrekonstruktionsprozess für den schrägen Bereich wird durchgeführt mit den geeignet angeordneten Paralleldaten (Schritt St55).
11 zeigt die Details eines anderen Verarbeitungsbeispiels (Schritt St5a) des Hybridrekonstruktionsprozesses (Schritt St5), wie in 10A gezeigt. Ein schräger Bereich wird eingestellt (Schritt St51a), Fächerstrahlen werden erzeugt als Näherungsdaten basierend auf den erfassten Kegelstrahldaten D2 (Schritt St52a), während Näherungsdaten berechnet werden basierend auf den berechneten Parallelstrahldaten D3, die gewonnen werden durch die CP Umwandlung (Schritt St53a), Rekonstruktionsebenen werden rekonstruiert unter geeigneter Gewichtungen getrennt voneinander (Schritt St54a, Schritt St55a) und resultierende zwei Bilder werden letztendlich synthesiert (Schritt St56a). In diesem Fall, nachdem die Bildrekonstruktion von CT der logarithmischen Transformation unterworfen worden ist, ist die Verarbeitung im Grunde eine lineare Berechnung, und folglich kann die Syntheseverarbeitung grundsätzlich eine Additionsverarbeitung sein.
Der Grundriss des Verarbeitungsflusses ist wie oben beschrieben. Wie zu Beginn erwähnt, wird jedoch in dem Beispiel der Winkel κ des schrägen Abschnitts κ = arctan (1/2π) ≈ 9,05°, bei dem der schräge Abschnitt als eine virtuelle Ebene dient, in Übereinstimmung gehalten mit der Tangentiallinie der Bahn, was in der Praxis aus folgenden Gründen nicht geeignet ist.

(1) Die Näherung der direkt erfassten Daten ist gut genug in enger Umgebung der Richtung (angenommen als θ = 0) der Quelle, in der der schräge Abschnitt eingestellt worden ist, und verschlechtert sich in entfernten Punkten stark.
(2) Die berechneten Parallelstrahlen haben eine exakte Lösung in der Richtung θ = 0°, jedoch verschlechtern sich deren Näherung in allen anderen Bereichen.

Als ein Ergebnis, obwohl exakte Lösungen bei θ = 0° und bei beiden Enden von θ = ±90° gefunden werden, kann der ursprüngliche Zweck oder die Gewinnung aller Strahlen, die zum Erzeugen des Bilds des schrägen Bereichs notwendig sind, nicht erfüllt werden. Es ist folglich notwendig, Ausgleichsbedingungen für die Strahlen zu setzen, und der Verarbeitungsablauf, der oben angegeben wurde, sollte unter derartigen Bedingungen stattfinden. Ausführungsbeispiele werden im Folgenden beschrieben:
IV. Ergänzung
Unter der Annahme, dass jetzt nur ein schräger Bereich, wie oben erwähnt, fixiert worden ist, und Paralleldaten (theoretisch eine exakte Lösung) in Richtung θ = 90°, wie in 8B gezeigt, gewonnen werden, sei ein Fall betrachtet, bei dem während die Richtung der Sichtlinie von θ = 0 bis θ = 90° gedreht wird, CP Umwandlungsoperationen durchgeführt werden durch Einstellen von Bedingungen aufgrund der jeweiligen Richtungen. Ein Winkel, bei dem der schräge Bereich geändert gesehen wird in Abhängigkeit von θ, und dessen Tangente, ist gegeben durch (tan κ x sin θ). Folglich, wenn die CP Umwandlungsoperationen nacheinander durchgeführt werden in Übereinstimmung mit dem Winkel, werden der Reihe nach exakte Parallelstrahlen gewonnen.
Es gibt jedoch derartige Probleme (1), dass, wenn θ klein wird, der Winkel der Richtung der Sichtlinie ebenfalls klein wird, so dass der pseudogeschlossene Bereich D groß wird, und (2) dass CP Umwandlungsberechnungen, die durchgeführt werden durch Änderung von Bedingungen zu jedem Zeitpunkt des schrägen Abschnitts bestimmt werden, wie oben erwähnt, was eine enorme Rechenleistung erfordert. Wenn die Geschwindigkeit eines Computers noch weiter stark verbessert wird, und wenn ein Algorithmus neu geordnet wird um präziser zu werden, ist selbst eine derartige Verarbeitung möglich. Im Moment jedoch kann der Ansatz nicht praktikabel sein.
{Erstes Ausführungsbeispiel}
I. Notwendige Bedingungen
Um Strahlen zu vervollständigen, die notwendig sind zur Bilderzeugung durch Verwendung erfasster Kegelstrahldaten und umgewandelter Parallelstrahldaten, muss der Winkel κ eines virtuellen schrägen Bereichs und der Winkel κ' der Richtung der Sichtlinie für parallele Strahlen sorgfältig eingestellt werden. Das vorangegangene Beispiel entspricht dem Fall der Einstellung κ = κ' bei 9,04°. Folgende Bedingungen sind zu erfüllen.

(1) Ein bestimmter Breitenbereich wird abgedeckt, da die erfassten Kegelstrahldaten eine geeignete Näherungsgenauigkeit selbst außerhalb der Umgebung dieser Richtung (Φ = 0) einer Quelle halten, in der ein schräger Bereich eingestellt worden ist.
(2) Ein bestimmter Breitenbereich wird abgedeckt, da berechnete umgewandelte Parallelstrahlen eine geeignete Näherungsgenauigkeit selbst in Richtungen halten, die andere sind als die Richtung θ = 90°.
(3) Wenn beide, Kegelstrahlen und die Parallelstrahlen kombiniert werden, können alle Strahlen, die zum Erzeugen des Bilds des schrägen Bereichs notwendig sind, gewonnen werden.

II. Formulierung
Um die Näherungsgenauigkeiten der Näherungsdaten relativ zu den virtuellen Daten zu schätzen, werden eine Quellenbahn, eine virtuelle Ebene, die verschiedenen Näherungsdaten, etc. formuliert.
In der Formulierung wird der Neigungswinkel des schrägen Bereichs mit κ gekennzeichnet, und dessen Tangente mit τ, während die Richtung, in der die CP Umwandlung durchgeführt wird (die Richtung der Sichtlinie der parallelen Strahlen) mit κ' gekennzeichnet wird (siehe 19A), und dessen Tangente mit τ'. Wenn der Winkel κ bestimmt wird, wird die Form der Quellenbahn bestimmt, und die Form eines pseudogeschlossenen Bereichs D wird bestimmt. Dieser Bereich wird eine Region, wo die umgewandelten Parallelstrahlen berechnet werden. Die Richtung der Sichtlinie ist in eine Richtung eingestellt, die um einen Winkel δ von einer Richtung senkrecht zu einem Punkt gedreht ist (θ = 0°), bei dem der schräge Bereich bestimmt worden ist (siehe 7B).
Jetzt werden Einzelheiten beschrieben. Daten, die als die Näherungsdaten verwendet werden, werden berechnet.
(1) Schräger Bereich
Die Bahn der Quelle, die eine spiralförmige Funktion hat, wird unter Verwendung des Parameters θ ausgedrückt.
Jetzt wird der Radius der Bahn der Quelle auf „1 (Eins)" normalisiert, und der Spiralabstand auf „1".
Der Ort der Quelle wird wie folgt definiert:
Dabei dient S'θ, das Differential von Sθ, als eine Referenz zum Bestimmen des schrägen Bereichs: S'θ = (–sinθ, cosiθ 1/2π)ein allgemeiner Ausdruck, der auch die Winkel enthält, die andere sind als 1/2π wird zu: κθ = (–sinθ, cosθ, tanκ) (2)
Hier gilt tanκ = τ, wie oben erwähnt.
Der Normalvektor (x, y, z) des schrägen Bereichs (virtuelle Ebene), der bestimmt wird durch Rθ und κθ wird ausgedrückt durch: –xsinθ + ycosθ + τz = 0 (3) xcosθ + ysinθ = 0 (4)
Wenn diese Gleichungen gelöst werden, wird Folgendes erhalten: (x, y, z) = (sinθ, –cosθ, 1/τ) (4)'
Diese Gleichung wird normalisiert wie folgt:
Da die Z-Koordinate der Quelle gleich Z = θ/2^π ist, wird der Abstand d zwischen dem schrägen Bereich und dem Ursprung: d = θ/(2π √τ² +1) (5)'
Von der obigen Gleichung (3) ist entsprechend die virtuelle Ebene gegeben durch:
(2) Näherungsparallelstrahldaten
Als eine Tangentialebene oder eine Fasttangentialebene an dem Ort Sθ ist der schräge Bereich wie oben definiert. Jetzt wird eine schräge Ebene definiert durch θ = 0, die speziell betrachtet wird. Selbst dann wird die Generalität nicht verloren in der folgenden Diskussion. Eine virtuelle Ebene wird in diesem Fall gekennzeichnet mit T₀.
Die Neigung der Richtung, in der die CP Umwandlung durchgeführt wird (die Neigung der Richtung der Sichtlinie) wird gekennzeichnet durch τ' = tanκ'. Darüber hinaus wird θ = δ angenommen. Zwischen diesen Parallelstrahlgruppen (Parallelvektorgruppen) wird eine Näheste zu der virtuellen Ebene T₀ bestimmt durch die folgenden Schritte.
Ein Projektionsvektor in der δ Richtung (ein Vektor in Richtung der Sichtlinie) kann berechnet werden, indem θ = δ in die obige Gleichung (2) eingesetzt wird. Im Falle von κ'δ gewinnt man die folgende Gleichung: κ'δ = (–sinδ, cosδ, tanκ') (7)
Aufgrund der obigen Gleichung (6) wird die virtuelle Ebene T₀ bei θ = 0 ausgedrückt durch: z = τy (8)
Wenn V(=(x, y, z)) einen Vektor angibt, der senkrecht zu κ'δ innerhalb der virtuellen Ebene T₀ ist, gilt Folgendes: –xsinδ + ycosδ + τ'z = 0
Wenn in diese Gleichung die obige Gleichung (8) substituiert und angeordnet wird, erhält man Folgendes:
Entsprechend haben die Größen der x und y Komponenten des Vektors V folgende Beziehung:
Da die Größe der z Komponente des Vektors V gleich z = τy aufgrund der obigen Gleichung (8) ist, ist eine Neigung Φ, die diesen Vektor V definiert, relativ zu einer (x, y) Ebene gegeben durch: Φ = |τsinδ|/√1 + 2ττ'cosδ + τ²τ'² (10)
Ursprünglich wird eine Tangentenrichtung in der δ Richtung genommen mit Bezug auf: δ/2π (11)
Folglich wird die Neigung der Gleichung (10) unter Verwendung der Gleichung (11) als Abschnitt eingestellt. Folglich wird der Parallelstrahldatensatz als Näherungsdaten verwendbar.
(3) Schätzung des Fehlers
Angenommen, dass die Daten in dem obigen Abschnitt (2) tatsächlich als berechenbare Daten existieren, wird der Fehler der Näherung in diesem Fall geschätzt. In diesem Fall ist der Fehler die Differenz zwischen der Neigung τ' und der Neigung τcosδ, die in einer derartigen Weise gewonnen wird, dass die virtuelle Ebene T₀ der Neigung κ gesehen wird durch Ändern der Sichtlinie um einen Wert von δ. Die Tangente der Differenz, wie im Folgenden gegeben, wird als Index e des Fehlers gesetzt. e = tan(tan–1(τ') – tan–1(τcosδ)) (12)
Welche der Daten aus der berechneten Parallelstrahlgruppe herausgenommen werden und als die Näherungsdaten verwendet werden, ist durch die obigen Gleichungen (10) und (11) gegeben. Ein tatsächliches Beispiel, in dem die Fehler geschätzt worden sind, wird im Folgenden beschrieben.
III. Details des Ausführungsbeispiels
Wenn alle Strahlen, die zum Erzeugen des Bilds des schrägen Bereichs notwendig sind, gewonnen werden können durch Kombinieren der erfassten Kegelstrahldaten und der umgewandelten Parallelstrahldaten ist für verschiedene Werte von Parametern κ und κ' basierend auf den obigen Gleichungen studiert worden, wie groß die Fehler in diesem Fall sind.
Ein resultierendes Beispiel ist κ = 10,5° und κ' = 9,5°.
Im übrigen sind Diagramme, die im Folgenden erklärt werden, gewonnen worden unter Bedingungen, dass der Radius der Rotation der Quelle gleich 600 mm ist, und dass der Detektor mit einem Fächerwinkel 50° auf einem kreisförmigen Bogen angeordnet ist, der um die Quelle dargestellt wird, und einen Radius von 1100 mm hat.
Entsprechend sind Berechnungen durchgeführt worden unter der Bedingung, dass ein FOV gesetzt ist auf 600 × sin25° = 253mm × 2 ≈ 500mm.
12A zeigt die Situation der Quellenbahn gesehen in Richtung der Sichtlinie. Die Achse der Abszisse repräsentiert die Richtung (Richtung von θ = 0) einer Achse, die senkrecht zu der Richtung der Sichtlinie ist und der Achse der Drehung der Quelle, während die Achse der Ordinate eine Richtung darstellt, die senkrecht zu der Richtung θ = 0 und der Richtung der Sichtlinie ist. Das Diagramm ist in einer derartigen Art und Weise dargestellt, dass ein Abstand entsprechend 7A gewonnen wird durch Berechnungen alle 5° der Quellenrotation wie in dem Fall von κ' = 9,5°, bei denen die berechneten Werte gedruckt werden. Es wird visuell verstanden, dass die erfassten Kegelstrahldaten vorzugsweise dem schrägen Bereich angenähert werden an einem Teil, wo sie direkt ohne CP Umwandlung verwendet werden.
12B zeigt ein Diagramm, in dem die Abszissenachse den Winkel (Grad) der Quelle darstellt, während die Ordinatenachse die Abweichung der Quelle von dem virtuellen schrägen Bereich darstellt, woraus man erkennt, dass der Fehler ungefähr 0,01 innerhalb des Quellenwinkels von 60° ist. Um die Fehler der Näherungen zu vergleichen, zeigt 3 eine Quellenbahn gesehen in Richtung der Sichtlinie gemäß einem bekannten Beispiel entsprechend 12A. Das bekannte Beispiel entspricht einem Fall, bei dem in dem bekannten Schrägbereichsverfahren, bei dem Daten notwendig sind für eine halbe Rekonstruktion, alle geliefert werden unter Verwendung von nur Fächerstrahldaten, die aus Kegelstrahlen extrahiert worden sind, wobei der Parameter κ' gleich dem Parameter κ und 15,3° ist, aufgrund einer Bedingung zum Minimieren des Fehlers in dem erforderlichen Bereich der Strahldaten. Der Fehler in dem Fall der Verwendung dieses Schemas liegt bei ungefähr 0,07. Wenn die 12A und 13 verglichen werden, kann visuell verstanden werden, dass der Fehler stark verbessert wird.
14A ist ein Diagramm, in welchem der existierende Bereich oder der berechenbare Bereich von Parallelstrahlen (also die Form des pseudogeschlossenen Bereichs D) und die Positionen der Näherungsparalleldaten, die in dem obigen Abschnitt „Formulierung" gefunden wurden (eine gerade Linie gegeben durch die Gleichungen (10) und (11) in den Formulierungen) gewonnen werden als κ = 10,5° und κ' = 9,5°. Die Abszissenachse und die Ordinatenachse sind in 12A die gleichen. Der obere Teil eines Graphen in einem Bereich von –0,423 bis 0,423 (0,423 ≈ cos25°, 25° = Fächerwinkel/2) in 12A entspricht den „CP Daten" in 14A. Die Parallelstrahlen werden in einem Teil berechnet, der der geraden Linie unterliegt.
14B ist ein Diagramm, das den Index e des Fehlers zeigt (Gleichung (12) in dem obigen Abschnitt „Formulierung").
Die Existenzbereiche der zwei Arten von Daten; Fächerstrahlen und Parallelstrahlen sind schematisch in 15 gezeigt. Jeder Fächerstrahl ist ein Teil einer Sinuskurve innerhalb eines Bereichs von ±25° (obwohl es als eine gerade Linie erscheint). Die Fächerstrahlen existieren in einem breiten Bereich, und ihre Fehler vergrößern sich allmählich, wie in den 12A und 12B gezeigt. Die Parallelstrahlen werden bestimmt durch die Form des pseudogeschlossenen Bereichs D. Die Parallelstrahldaten werden berechnet aus sog. „gegenüberliegenden Strahlgruppen", und die Parallelstrahldaten innerhalb rechter und linker „Trapezregionen" in 15 repräsentieren die gleichen.
In der vorliegenden Erfindung werden die Strahldaten kleinerer Fehler ausgewählt in beiden Datensätzen um ein Bild zu erzeugen, oder sie werden mit größeren Gewichtungen ausgestattet, um ein Bild zu erzeugen.
Beispiele von Gewichtungsfunktionen für Daten, wie in 15 gezeigt, werden jetzt erklärt. Die Situation ist in 16 gezeigt. Wie durch die folgenden Gleichungen angegeben, entspricht ein Teil der wenig stark schraffierten Linien w_f = 1 und w_p = 0, wobei ein Teil der dicht gestrichelten Linien w_p = 1 und w_f = 0 entspricht. Darüber hinaus ist die Zwischenregion zwischen den Teilen ein Bereich, wo sich Gewichtungen linear ändern. Die Gewichtungsfunktionen sind in einer derartigen Form, dass sie sich selbst wiederholen während sie relativ zu den Abständen d der Strahlen vom Ursprung alle 180° invertiert werden.
Beispiele von Gewichtungsfunktionen: (–90 ≤ θdeg ≤ 90)
(1) Gewichtungsfunktion w_f(θ deg, d) des Fächerstrahls für d ≥ 0;

wf(θ deg, d) = 0, wenn θ deg ≤ 10 × d – 65 wf(θ deg, d) = (θ deg – (10 × d – 65))/5, falls 10 × d – 65 ≤ θ deg ≤ 10 × d – 60 wf(θ deg, d) = 1, wenn 10 × d – 60 ≤ θ deg ≤ 25 × d + 60 wf(θ deg, d) = (θ deg – (25 × d + 60))/5, wenn 25 × d + 60 ≤ θdeg ≤ 25 × d + 65 wf(θ deg, d) = 0, wenn θ deg ≤ 25 × d + 65 für d < 0; wf(θ deg, d) = 0, wenn θ deg ≤ 25 × d – 65 wf(θ deg, d) = (θ deg – (25 × d – 65))/5, falls 25 × d – 65 ≤ θ deg 25 × d – 60 wf(θ deg, d) = 1, wenn 25 × d – 60 ≤ θ deg ≤ 10 × d + 60 wf(θ deg, d) = (θ deg – (10 × d + 60))/5, wenn 10 × d + 60 ≤ θ deg 10 × d + 65 wf(θ deg, d) = 0 wenn θ deg ≤ 10 × d + 65

(2) Gewichtungsfunktion w_p(θ deg, d) eines Parallelstrahls

wp(θ deg, d) = 1 – wf(θ deg, d)

Die Gewichtungsfunktion hängt ursprünglich von Parametern ab wie τ und τ'. Obwohl eine Trapezform enthaltend „Terrasse" und „Neigungen" hier als Beispiel genannt wurden, sollte die Gewichtungsfunktion optimiert werden entsprechend den Charakteristiken des Bilds eines tatsächlichen Subjekts oder eines Patienten und dem Zweck ihrer Verwendung.
In dem Diagramm wird die Richtung des Strahlwinkels durch θ gekennzeichnet und der Abstand des Strahls von dem Ursprung wird mit d bezeichnet. Der Abstand d ist ± 0,423, da der Quellenradius gleich 1 ist und der Fächerwinkel +–25 ° ist. Der Abstand d normalisiert auf +–-1 sei d'. Dann gilt d' = d/sin25°. Es wird ursprünglich betrachtet, dass die Gewichtungsfunktion angepasst ist an eine Geometrie, die sich entlang einer Sinuskurve des Fächerstrahls erstreckt, oder an eine Geometrie, die beispielsweise die Form der CP Umwandlungsregion (eine Region, die kein Trapez ist, sondern die von einem Teil einer Kurve mit der Spirale bei schräger Betrachtungsweise umgeben ist). Der Kürze halber ist jedoch der Bereich der Gewichtungsfunktion bestimmt worden mit geraden Näherungslinien oder Segmenten. Natürlich kann die Gewichtung irgendeine Glättungsfunktion haben, die eine andere ist als eine lineare Funktion der hier genannten Gleichungen.
Unter Verwendung der Gewichtungsfunktionen führt die Erzeugungseinheit 31c für eine Parallelbereichsgruppe, wie sie in dem Hybridbildrekonstruktionssystem 31 enthalten ist, eine Bildrekonstruktion durch, wie im Folgenden beschrieben. Als ein Verfahren zur Bildrekonstruktion wird eine Faltungsrückprojektionsrekonstruktion (CBP Rekonstruktion) oder eine gefilterte Rückprojektionsrekonstruktion (FBP Rekonstruktion) basierend auf Parallelstrahlen durchgeführt derart, dass Fächerstrahldaten in Parallelstrahlen umgewandelt werden (Fächerstrahl-Parallelstrahl Umwandlung), woraufhin die resultierenden Parallelstrahlen gewichtet werden und gewichteten Additionen mit den Fächerstrahlen unterworfen werden. Das Verfahren durchläuft die Flussdiagramme gemäß den 10A und 10B.
(Zweites Ausführungsbeispiel)
Die Datenerfassung, die CP Umwandlungsverarbeitung, die Berechnungen der Gewichtungsfunktionen, etc. sind gleich wie bei dem ersten Ausführungsbeispiel. In dem zweiten Ausführungsbeispiel ist der letzte Bildrekonstruktionsbereich verschieden. Nachdem die Fächerstrahldaten mit den Gewichtungen w_f, die in dem ersten Ausführungsbeispiel angegeben wurden, multipliziert worden sind, wird die herkömmliche Rekonstruktion ausgeführt unter Verwendung von Fächerstrahlen. Andererseits werden parallele Strahlen nach der CP Umwandlung mit der Gewichtungsfunktion w_p multipliziert, und die Parallelstrahlrekonstruktion durchgeführt. Bezüglich Richtungen, in denen so ziemlich keine Daten existieren, können die Rückprojektionsberechnungen weggelassen werden. Die Rekonstruktionen, die zwei Arten von Daten betreffen, werden durchgeführt mit unterschiedlichen Berechnungsalgorithmen, jedoch bieten beide Algorithmen äquivalente Berechnungen an. Entsprechend kann ein korrektes Bild selbst dann gewonnen werden, wenn die Zwischenbilder in einer Orientierung erzeugt werden für die jeweiligen Arten von Daten und anschließend addiert werden. Der Fluss der Verarbeitung in diesem Ausführungsbeispiel ist in 11 gezeigt.
Dieses Verfahren kann als eine neue Idee oder Methodik angesehen werden, die bis hierher beschrieben wurde, da es nie das Konzept gab des Rekonstruierens eines Bilds basierend auf zwei Arten von Originaldaten.
Allgemeiner ausgedrückt kann das hier angegebene Verfahren als ein Verfahren angesehen werden, das dadurch gekennzeichnet ist, dass Fächerstrahldaten und Parallelstrahldaten jeweils multipliziert werden mit zwei Gewichtungsfunktionen, die die Divisionen einer Funktion „1", die in identischer Weise 1 werden (Eins), für den Raum eines Strahlsatzes von (der Neigungswinkel eines Strahls) x (der Abstand des Strahls vom Ursprung) oder eines Strahlsatzes äquivalent dazu, dass die Fächerstrahlrekonstruktionsverarbeitung und die Parallelstrahlrekonstruktionsverarbeitung jeweils durchgeführt werden, und dass rekonstruierte Bilder, die folglich gewonnen werden, synthesiert werden, wodurch ein abschließendes Rekonstruktionsbild gebildet wird.
(Drittes Ausführungsbeispiel)
Wie zum Schluss der Erklärung des vorangegangenen ersten Ausführungsbeispiels erwähnt, wird eine Lösung mit einer besseren Näherung gewonnen, wenn der Neigungswinkel der Parallelstrahlen in Abhängigkeit von der Richtung der Sichtlinie geändert wird.
Obwohl der einzelne Neigungswinkel in dem ersten und zweiten Ausführungsbeispiel repräsentativ verwendet wurde, wird hier ein Verfahren beschrieben, das zwei Winkel verwendet. Spezieller wird ein Beispiel von κ = 10,5° und κ' = 9,5° und ein Beispiel von κ = 10,5° κ'' = 8° erklärt. Parallelstrahlen, die in dem Paar von κ = 10,5° und κ' = 9,5° berechnet werden, entsprechen dem ersten Ausführungsbeispiel, und Daten, die berechnet werden in dem Paar von κ = 10,5° und κ'' = 8° bilden ein wesentliches Element, das hinzuaddiert wird. Mit anderen Worten, das Verfahren besteht in der Idee, dass die zuletzt genannten Daten verwendet werden zur Kompensierung einer Region die schwierig mit den zuerst genannten Daten abzudecken ist, oder einer Region, in der die Fehler groß sind.
Die 17A und 17B zeigen den erzeugbaren Bereich der parallelen Strahlen in dem Paar von κ = 10,5° und κ2'' = 8°, sowie Näherungsdaten und die Schätzung der jeweiligen Fehler. Im übrigen zeigt 18 einen Bereich (gewichtete Funktionen), in dem Fächerstrahlen und zwei Parallelstrahlgruppen verwendet werden basierend auf der obigen Idee, in einer Form, die der 16 entspricht. In diesem Ausführungsbeispiel wird eine Region, wo die Parallelstrahlen schwierig sind unter den Bedingungen von κ = 10,5° und κ' = 9,5° berechnet zu werden, und wo die Fächerstrahldaten, die direkt genähert sind, große Fehler aufweisen, mit den Daten von κ = 10,5° und κ'' = 8° abgedeckt.
Auch in diesem Fall ist es möglich, das Verfahren zu verwenden, bei dem Fächerstrahlen alle in parallele Strahlen umgewandelt werden, wie in dem ersten Ausführungsbeispiel, oder das Verfahren, bei dem die Fächerstrahlen und die Parallelstrahlen jeweils gewichteten Bildrekonstruktionen unterworfen werden, gefolgt von der Synthese der individuellen Bilder, wie bei dem zweiten Ausführungsbeispiel.
(Viertes Ausführungsbeispiel)
Die 19A und 19B zeigen ein Ausführungsbeispiel, bei dem das Schema der vorliegenden Erfindung die Idee integriert, dass Projektionen in Richtungen, in denen Röntgenstrahlen an individuellen Punkten einer Rekonstruktionsebene in der gleichen Weise verlaufen, wie in dem TCOT-Verfahren, das ein Verfahren gemäß dem Stand der Technik ist.
19A ist ein Diagramm zum Erklären einer Parallelstrahlgruppe (eigentlich hat jeder Strahl eine zweidimensionale Spreizung, die auch in einer Richtung senkrecht zu dem Zeichnungsblatt existiert), während 19B ein Diagramm zum Erklären einer Kegelstrahlgruppe ist. Obwohl im Vorangegangenen hauptsächlich die Näherung basierend auf eindimensionalen Parallelstrahlen oder Fächerstrahlen beschrieben wurde, die durch das Zentrum des radiographischen Felds der Ansicht verlaufen, werden Strahlen, die individuellen Punkten entsprechen, in diesem Ausführungsbeispiel ausgewählt. Beispielsweise werden die Strahlen a und b, die durch die Punkte A und B in 19A verlaufen, für diese Punkte jeweils ausgewählt. Da der Origi nalparallelstrahl oder Kegelstrahl auch in der Richtung senkrecht zu dem Zeichnungsblatt exis tiert, repräsentiert der gezeigte Strahl eine Mehrzahl von parallelen Strahlen oder Fächerstrahlen, die eindimensional angeordnet sind, keinen Einzelstrahl.
Die Idee kann direkt für das bekannte spiralförmige Schrägbereichsrekonstruktionsverfahren oder die bekannte Technik, die „ASSR-Verfahren" bezeichnet wird, angewendet werden. In dem Spiralschrägbereichsrekonstruktionsverfahren oder dem ASSR-Verfahren werden entsprechende Strahlen an individuellen Punkten ausgewählt. In diesem Fall ist der Fall gemäß 19A nicht existent, und nur der Fall gemäß 19B ist tatsächlich existent.
(Fünftes Ausführungsbeispiel)
Eine Technik zum Erweitern der Halbrekonstruktion in eine Vollrekonstruktion wird unter Bezugnahme auf die 20A–20C beschrieben. 20A zeigt Parallelstrahldaten zur Verwendung in der „Vollrekonstruktion". Die Technik ist ein Verfahren, bei der zwei entgegengesetzte Strahlen Strahlen entsprechen, die einem Fächerstrahl gegenüberliegen, der in Berührung mit einem schrägen Bereich ist, zur Bilderzeugung verwendet werden.
In Wirklichkeit kann eine Parallelstrahlgruppe senkrecht zu dem Zeichnungsblatt berechnet werden als Teil der „Region, wo ein paralleler Strahl erzeugt wird" in 20A berechnet werden unter Verwendung von Strahlen von allen Quellenpositionen von einem Punkt A zu einem Punkt B auf einer Bahn, durch das gleiche Verfahren, wie in den 8A–9 gezeigt. Die Situation gemäß 20A ist schematisch in den 20B und 20C gezeigt.
Bezugnehmend auf 21 ist ein Teil innerhalb einer gestrichelten Linie der Teil der „halben" Rekonstruktion, die in und vor dem oben genannten dritten Ausführungsbeispiel im Einzelnen beschrieben wurde. Ein Muster innerhalb des untersten Kreises in 21 gibt an, dass die Fächerstrahlen in der Umgebung einer Tangentiallinie zu einer Quelle verwendet werden, was einen schrägen Bereich bestimmt. „Entgegengesetzte Strahlen" werden innerhalb des Bereichs von Richtungen verwendet, die sich im Wesentlichen von +–90° unterscheiden. Ebenso werden Daten symmetrisch in diesem Teil verwendet. In Wirklichkeit stellen zwei Daten in den Richtungen von 3 Uhr und 9 Uhr in der Figur die gleichen dar. Wie oben erwähnt entspricht dieser Teil, der durch die gestrichelte Linie in der Figur umschlossen ist, der halben Rekonstruktion. In Richtungen, in denen die Quelle weiter rotiert, werden parallele Strahlen erzeugt mit dem Verfahren, wie in den 20A und 20C gezeigt. In dieser Weise können Daten für 360° gewonnen werden, und die halbe Rekonstruktion kann erweitert werden in die Vollrekonstruktion.
(Modifikationen)
In der tatsächlichen Vorrichtung kann ein Diagnosetisch bewegt werden durch Verwendung in beiden Richtungen, der Richtung der Einführung in das CT Gestell und in Richtung des Zurückziehens daraus. Darüber hinaus werden bezüglich der Rotationsrichtung einer Quelle zwei Richtungen enthaltend eine Umkehrung betrachtet. In diesem Fall ist die relative spiralförmige Bewegung der Quelle bezüglich eines Subjekts oder eines Patienten spiegelsymmetrisch, und die obige Datenverarbeitung (einschließlich die Erzeugung der Näherungsprojektionsdaten, der Koordinaten der umgekehrten Projektionsberechnungen, etc.) sind vollständig spiegelsymmetrisch. Es ist natürlich notwendig, die Spiegelsymmetrie zu bewältigen.
Selbst in einem Fall, bei dem eine Tischplatte eine Hin- und Herbewegung durchführt, kann das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet werden. Wenn der Patient wiederholt geröntgt wird durch beispielsweise eine dynamische Abtastung, werden Bewegungen, die von denjenigen der oben beschriebenen Ausführungsbeispiele verschieden sind, in einem derartigen Fall durchgeführt, wo ein spiralförmiger Abstand allmählich kleiner wird, um zu einem Stillstand an der Stufe des Abschaltens der Tischplattenbewegung zu kommen, und wo die Tischplatte nachfolgend sich in die entgegengesetzte Richtung bewegt. Die Idee der Erzeugung des Fächerstrahls und der entgegengesetzten Strahlen auf der Ebene entlang der Tangentiallinie der Bahn und das Rekonstruieren eines Bilds unter Verwendung entweder oder beider Strahlen kann in ähnlicher Weise verwendet werden.
Darüber hinaus kann eine Raumauflösung verbessert werden, indem das Verfahren der vorliegenden Erfindung und ein Schiebemechanismus gleichzeitig verwendet werden. Beispielsweise wird angenommen den Radius der Rotation der Quelle von 600 mm in dem oben genannten Beispiel auf 400 mm, was 2/3 bedeutet, zu „schieben". In diesem Verfahren ineinandergreifend mit dem Schieben ändert sich die Bewegungsgröße des Diagnosetisches pro Umdrehung der Quelle von 15 mm zu 10 mm, was 2/3 ist, und die Dicke eines Schnitts wird 2/3. Obwohl das Ineinandergreifen nicht immer notwendig ist, ist es am Wirkungsvollsten, um die Auflösung in dem Gesamtbild, das eine Schnittrichtung enthält, zu verbessern.
(Andere Ausführungsbeispiele)
(1) Bildrekonstruktion und Berechnungs-/Datenverarbeitung der Volumendaten
In dem bekannten Verfahren „Helical Oblique Section Reconstruction Method" kann die Rekonstruierung durchgeführt werden bezüglich einer X-Achse und einer Y-Achse senkrecht zu einer Z-Achse, als das Koordinatensystem der Rekonstruktion. Obwohl die Rekonstruktionsebene eine leichte Neigung hat, wird ein Bild mit einer Rekonstruktionsebene betrachtet in z-Richtung gewonnen. Ebenfalls in der vorliegenden Erfindung, wenn Koordinaten zum Berechnen von parallelen Strahlen sorgfältig eingestellt werden, kann es entfallen, zweidimensionale Koordinaten innerhalb der virtuellen Ebene erneut zu verwenden.
Bisher ist die Erfassung eines einzelnen Schnitts erklärt worden. Um kontinuierliche „benachbarte Ebenen" zu erzeugen, kann die Position einer Näherung „halbe Spirale" Schritt für Schritt verschoben werden. In einem Fall, bei dem beispielsweise acht Schnitte zu gewinnen sind pro Umdrehung einer Quelle, können Bilder nacheinander erfasst werden unter der Bedingung, dass eine virtuelle Ebene eingestellt ist, während die Position der Näherungshelix alle 360°/8 = 45° geschoben wird. Eine derartige Verarbeitung kann in ähnlicher Weise durchgeführt werden, wie bei der bekannten „Helical Oblique Section Reconstruction Method".
Da die Serien von Bildern, die gewonnen werden, nicht parallel sind, ist es notwendig, jedes zweidimensionale Bild, beispielsweise Bereiche parallel zueinander oder Querschnittsumwandlungsbild enthaltend ein gekrümmtes Bereichsumwandlungsbild, zu extrahieren. Eine derartige Datenverarbeitung kann in ähnlicher Weise durchgeführt werden, wie bei dem Verfahren gemäß dem Stand der Technik.
(2) Geometrie in dieser Beschreibung
Da in der Beschreibung dieser Spezifikation verschiedene Berechnungen durchgeführt werden, indem der Radius der Rotation einer Quelle und der Spiralabstand der Quelle auf „1 (Eins)" gesetzt werden, sind sie in gewisser Weise verschieden von Berechnungen bei tatsächlichen Bedingungen. Beispielsweise in einem Fall, bei dem der Spiralabstand der meisten 16 Arrays oder 32 Arrays sehr viel kleiner als der Radius der Rotation der Quelle ist, werden die berechneten Werte verschieden von den obigen. Das Schema der vorliegenden Erfindung kann jedoch in ähnlicher Prozedur angewendet werden.
(3) Theoretische Zwischendaten
Algorithmen zum Berechnen von theoretischen exakten Lösungen werden weiter verbessert oder neu geordnet in Zukunft, ebenso im Punkt der Datenverarbeitung. Eine Rekonstruktionsebene entlang einer Tangentialebene zu der Bahn einer Quelle gemäß dem Verfahren der vorliegenden Erfindung hat jedoch das Merkmal, dass Projektionsstrahldaten in der Umgebung der Tangentiallinie sehr gute Näherungsdaten sind. Das Merkmal wird bis zum Äußersten in dem Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung ausgenutzt, und das Verfahren ist sehr nützlich in medizinischen Bilddiagnoseeinrichtungen, deren Subjekt ein mobiler lebender Körper ist.
Im übrigen, abgesehen von dem geometrischen Typ, der in dieser Spezifikation angegeben ist, gibt es verschiedene exakte Lösungen, die mathematisch äquivalent sind. Obwohl die Zwischendaten, die auf dem Schaller et al. Schema basieren, beispielhaft in dieser Spezifikation genannt sind, werden derartige Zwischendaten in verschiedenen Ausdrücken in der Zukunft theoretisch beschrieben. Bei der Verwendung des Verfahrens der vorliegenden Erfindung werden entsprechend verschiedene modifizierte Techniken berücksichtigt, die in den Schutzbereich der beigefügten Ansprüche fallen.
In einem dreidimensionalen CT, dessen praktische Verwendung im Moment begonnen wird, speziell in einem 3D Helical CT basierend auf einer Kegelstrahlgeometrie, ist eine praktikable Technik vorgeschlagen, die nur Daten mit einer noch höheren Genauigkeit verwendet, als notwendig und ausreichend aufs Äußerste.

Claims

Computertomographiegerät mit einer Datenerfassungseinheit (12), die konfiguriert ist, um Projektionsdaten von einer Durchstrahlungsregion innerhalb eines Subjekts unter Verwendung eines mehrreihigen Detektors (11) zu erfassen; und einer Bildrekonstruktionseinheit (31), die konfiguriert ist, um ein Bild der Durchstrahlungsregion basierend auf Fächerstrahldaten zu rekonstruieren, die aus den Projektionsdaten extrahiert werden, die von der Datenerfassungseinheit (12) erfasst worden sind, und auf Parallelstrahldaten, die basierend auf den Projektionsdaten berechnet werden, die von der Datenerfassungseinheit (12) erfasst werden.
Computertomographiegerät nach Anspruch 1, wobei die Datenerfassungseinheit (12) die Projektionsdaten durch helisches Abtasten erfasst; und die Bildrekonstruktionseinheit (31) Näherungsprojektionsdaten und Näherungszusatzdaten, wie sie zu einer eingestellten Rekonstruktionsebene angenähert sind, aus den Projektionsdaten und den zusätzlichen Daten extrahiert, und das Bild basierend auf den betreffenden Näherungsprojektionsdaten rekonstruiert.
Computertomographiegerät nach Anspruch 2, wobei die Rekonstruktionsebene als schräger Abschnitt eingestellt ist, der bezüglich einer Mittelachse der helischen Abtastung geneigt ist.
Computertomographiegerät nach Anspruch 2, wobei die Bildrekonstruktionseinheit (31) eine Mehrzahl von Rekonstruktionsebenen derart einstellt, dass sie räumlich fortgesetzt sind, und Bilder auf den entsprechenden Rekonstruktionsebenen rekonstruiert, um Volumendaten zu gewinnen.
Computertomographiegerät nach Anspruch 2, wobei die helische Abtastung in einer derartigen Art und Weise durchgeführt wird, dass eine Röntgenstrahlquelle sich auf einer helischen Bahn relativ zu dem Subjekt bewegt; und die Rekonstruktionsebene als eine Ebene eingestellt ist, die einer gekrümmten Ebene angenähert ist, die dargestellt wird durch eine Mehrzahl von Röntgenstrahlwegen während die Röntgenstrahlquelle sich im Wesentlichen um 180° dreht.
Computertomographiegerät nach Anspruch 2, wobei die Bildrekonstruktionseinheit (31) der Reihe nach Parallelstrahldatensätze erzeugt, um Strahldaten von einer Mehrzahl von Rekonstruktionsebenen zu approximieren, die entlang einer helischen Bahn eingestellt sind, Strahldatensätze, die eine vorbestimmte Rekonstruktionsebene approximieren, aus den erzeugten Parallelstrahldatensätzen extrahiert, Projektionsdatensätze der vorbestimmten Rekonstruktionsebene von den Strahldatensätze interpoliert, und das Bild basierend auf den Projektionsdatensätzen, die durch den Interpolationsvorgang erzeugt worden sind, rekonstruiert.
Computertomographiegerät nach Anspruch 2, wobei die Bildrekonstruktionseinheit (31) Parallelstrahlprojektionsdaten in einem pseudo-geschlossenen Bereich erzeugt, der zwischen gegenüberliegenden Quellenbahnteilen einer helischen Bahn gehalten wird, Näherungsdaten für eine halbe Rekonstruktion der Rekonstruktionsebene basierend auf den Parallelstrahlprojektionsdaten und erfassten Fächerstrahlprojektionsdaten erzeugt, und das Bild basierend auf den Näherungsdaten rekonstruiert.
Computertomographiegerät nach Anspruch 2, wobei die Bildrekonstruktionseinheit (31) Parallelstrahlprojektionsdaten in einem pseudo-geschlossenen Bereich erzeugt, der zwischen gegenüberliegenden Quellenbahnteilen einer helischen Bahn gehalten wird, ferner Parallelstrahlprojektionsdaten in einem pseudo-geschlossenen Bereich erzeugt, der zwischen zwei gegenüberliegenden Bahnteilen gehalten wird, die am nächsten zu der helischen Bahn sind, die eine Neigungsebene bestimmt, Näherungsdaten für eine vollständige Rekonstruktion der Rekonstruktionsebene basierend auf den Parallelstrahlprojektionsdaten und den erfassten Fächerstrahlprojektionsdaten erzeugt, und das Bild basierend auf den Näherungsdaten rekonstruiert.
Computertomographiegerät nach Anspruch 1, wobei die Bildrekonstruktionseinheit (31) aus den Projektionsdaten Näherungsprojektionsdaten der Röntgenstrahlwege extrahiert, die eine Rekonstruktionsebene annähern, die nicht immer orthogonal zu einer Rotationsmittelachse des mehrreihigen Detektors ist, ein Bild der Durchstrahlungsregion basierend auf den Nähe rungsprojektionsdaten rekonstruiert, Näherungsfächerstrahlen oder Näherungsparallelstrahlen für jeden Punkt der Rekonstruktionsebene auswählt, und das Bild der Durchstrahlungsregion unter Verwendung der Näherungsstrahlen rekonstruiert.
Computertomographiegerät nach Anspruch 9, wobei die Näherungsfächerstrahlen oder Näherungsparallelstrahlen, die für jeden Punkt der Rekonstruktionsebene verwendet werden, einen Strahl enthalten, der den Punkt enthält.
Computertomographiegerät nach Anspruch 9, wobei die Strahlgruppe, die für jeden Punkt der Rekonstruktionsebene verwendet wird, aus den Näherungsfächerstrahlen besteht.
Computertomographiegerät nach Anspruch 1, wobei die Fächerstrahlen oder Parallelstrahlen für jeden Punkt der Rekonstruktionsebene verwendet werden, und sie einen Strahl enthalten, der den Punkt annähert.
Computertomographiegerät nach Anspruch 11, wobei die Näherungsfächerstrahlen oder Näherungsparallelstrahlen, die für jeden Punkt der Rekonstruktionsebene verwendet werden, einen Strahl enthalten, der den Punkt enthält.
Computertomographiegerät nach Anspruch 1, wobei die Bildrekonstruktionseinheit (31) einen Parallelstrahldatensatz erzeugt, der notwendig ist zum Erzeugen des Rekonstruktionsbildes des Diagnoseteils, basierend auf beiden, den Fächerstrahldaten, wie sie der Parallelwandlung unterworfen worden sind, und den Parallelstrahldaten, und das Bild der Durchstrahlungsregion basierend auf dem Datensatz rekonstruiert.
Computertomographiegerät nach Anspruch 1, wobei die Bildrekonstruktionseinheit (31) jeweils einen Rekonstruktionsprozess unter Verwendung der Fächerstrahldaten und einen Rekonstruktionsprozessor unter Verwendung der Parallelstrahldaten durchführt, und das Endbild rekonstruiert, indem Rekonstruktionsbilder, die von den jeweiligen Prozessen gewonnen werden, miteinander synthesiert werden.
Computertomographiegerät nach Anspruch 15, wobei die Bildrekonstruktionseinheit (31) die Fächerstrahldaten und die Parallelstrahldaten mit zwei Gewichtungsfunktionen multipliziert, die Divisionen durch „1 (Eins)" sind, in einem Raum, der durch einen Neigungswinkel eines Strahls und einen Abstand des Strahls von einem Ursprung eingestellt ist, oder in einem Raum, der eine Strahleinstellung ist, äquivalent zu dem zuerst genannten Raum, anschließend einen Rekonstruktionsprozess unter Verwendung der Fächerstrahldaten und einen Rekonstruktionsprozess unter Verwendung der Parallelstrahldaten jeweils durchführt, und das Endbild rekonstruiert, indem Rekonstruktionsbilder, die durch die jeweiligen Prozesse gewonnen werden, miteinander synthesiert werden.
Verfahren zur Bildgebung unter Verwendung eines Computertomographiegeräts, mit einem Schritt zum Gewinnen von Fächerstrahldaten aus Kegelstrahldaten, die aus Projektionsdaten einer Durchstrahlungsregion innerhalb eines Subjekts extrahiert worden sind, wie unter Verwendung eines mehrreihigen Detektors erfasst; einem Schritt zum Gewinnen von zweidimensionalen Parallelstrahldaten aus dreidimensionalen Parallelstrahldaten, die basierend auf dreidimensionalen Teildaten, die aus den Projektionsdaten extrahiert worden sind, berechnet werden; und einem Schritt zum Rekonstruieren eines zweidimensionalen Bilds der Durchstrahlungsregion basierend auf beiden, den Fächerstrahldaten und den Parallelstrahldaten.
Trägermedium, das computerlesbare Anweisungen zum Steuern eines Computers trägt, um das Verfahren gemäß Anspruch 17 durchzuführen.