DE69838533T2

DE69838533T2 - Verfahren und Gerät für Strahlungstomographie

Info

Publication number: DE69838533T2
Application number: DE69838533T
Authority: DE
Inventors: Tetsuya Hino-shi Horiuchi; Makoto Hino-shi Gono
Original assignee: GE Yokogawa Medical System Ltd; Yokogawa Medical Systems Ltd
Current assignee: GE Healthcare Japan Corp
Priority date: 1997-07-24
Filing date: 1998-07-23
Publication date: 2008-07-10
Anticipated expiration: 2018-07-24
Also published as: CN100473357C; JP3124254B2; EP0893784B1; KR19990014334A; CN1206581A; EP0893784A2; JPH1189830A; EP0893784A3; DE69838533D1; KR100326197B1; TW477689B; US5991356A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Strahlungstomographieverfahren und eine Vorrichtung zum sequenziellen Messen von Projektionsdaten eines Versuchsobjektes in mehreren Ansichtsrichtungen um das Versuchsobjekt mittels Strahlung, die über mehrere Pfade hindurchtritt, und zum Erzeugen eines tomographischen Bildes des Versuchsobjektes auf der Basis der Projektionsdaten.
Strahlungstomographische Vorrichtungen umfassen beispielsweise die Rönten-CT-(Computertomographie)-Vorrichtung. In der Röntgen-CT-Vorrichtung werden Röntgenstrahlen als Strahlung verwendet. Die Vorrichtung ist dafür eingerichtet, ein Versuchsobjekt mittels einer Strahlungsemissions/Detektions-Vorrichtung, d. h., einer um das Versuchsobjekt herum rotierenden Röntgen-Emissions/Detektions-Vorrichtung zu scannen, um Röntgenprojektionsdaten des Versuchsobjektes jeweils in mehreren Ansichtsrichtungen um das Versuchsobjekt herum zu messen, und ein tomographisches Bild auf der Basis der Projektionsdaten zu erzeugen (d. h., zu rekonstruieren).
Verfahren zum Reduzieren bewegungsinduzierter Artefakte in tomographischen Bildgebungssystemen werden in EP-A-0 370 341 und in Srinivas C. Costa M. H. M., "Motion compensated CI Image Reconstruction", Proceedings of the International Conference an Image (icip) Austin, Nov. 13–16, 1994, Los Alamitos, IEEE Corp. Soc. Press, US (13–11 1994), 3 CONF. 1, 849–853 beschrieben.
Aufgrund der Geschwindigkeitssteigerung von Röntgen-CT-Vorrichtungen kann ein Scan innerhalb 0,8 Sekunden abge schlossen werden. Demzufolge wird durch Scannen des Versuchsobjektes synchron zu Atmungsüberwachungssignalen aus dem Versuchsobjekt (d. h., dem Patienten) und in Übereinstimmung mit einer Zeitphase, bei welcher die Körperbewegung langsam ist, wie z. B. zum Zeitpunkt der maximalen Einatmung oder Ausatmung, ein Bild für den Lungenbereich, den Bauch usw. erzeugt, welches nicht stark durch die Körperbewegung beeinträchtigt ist.
Wenn eine Tomographie an sich bewegenden internen Organen wie z. B. der Lunge oder dem Herzen durchgeführt wird, ist es gewünscht, einem stationären Bild möglichst nahe kommendes tomographisches Bild zu erzeugen, indem die erforderliche Bildgebungszeitspanne soweit wie möglich verkürzt wird. Ein Ansatz dieses zu erreichen, besteht in der Halbscan-Technik. Die Halbscan-Technik umfasst die Rekonstruktion eines Bildes aus Bildinformation, die durch eine halbe Drehung der Strahlungsbündelerzeugungseinrichtung erzeugt wird.
Für das Herz usw., welches sich schneller als die Atmungsbewegung bewegt, liefern, da die Größe der Bewegung selbst innerhalb einer Scanzeit von nur 0,8 Sekunden groß ist, herkömmliche Scantechniken keine zufriedenstellende Bildgebung. Daher wird ein Bildgebungsverfahren, das eine Herz-Synchronscantechnik verwendet, ausgeführt.
Die Technik umfasst: mehrmaliges kontinuierliches Scannen eines Versuchsobjektes über mehrere Herzschläge unter Beobachtung von EKG-(Elektrokardiogramm)-Signalen; Sortieren der erfassten Projektionsdaten nach Phase auf der Basis eines EKG-Signals; und Rekonstruieren eines tomographischen Bildes des Herzens bei jeder Phase auf der Basis der sortierten Projektionsdaten.
Jedoch kann die Halbscan-Technik aufgrund der geringen Genauigkeit der erfassten Daten keine ausreichende Bildqualität liefern. Ferner wird in der Computertomographie herkömmlicherweise eine geeignete Schätzungsberechnung (d. h., Interpolation) an Ansichtsdaten ausgeführt, welche einander gegenüberliegend durch gegenüberliegende Strahlungsbündel zum Verbessern der Bildqualität erhalten werden, wobei aber die gegenüberliegenden Ansichtsdaten mittels der Halbscan-Technik nicht erfasst werden und es nicht möglich ist, eine derartige Verarbeitung für die Verbesserung der Bildqualität durchzuführen.
Ferner ist es, wenn der Scan synchron mit der Atmung durchgeführt wird, schwierig, den Körperbewegungseffekt vollständig mit einer Scanzeit von 0,8 Sekunden oder etwas weniger zu vermeiden, und daher wird nicht immer ein tomographisches Bild mit zufriedenstellender Bildqualität erzeugt. Auch die Herz-Synchronscantechnik erfordert einen Scan über mehrere Herzschläge, was zu einer erhöhten Scandauer und somit zu einer erhöhten Röntgenexposition des Versuchsobjektes führt.
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Strahlungstomographieverfahren, welches die Erzielung eines einem stationären Bild nahe kommenden tomographischen Bildes unter Verwendung von Daten gegenüberliegender Ansichten ermöglicht, und eine Vorrichtung, welche in der Lage ist, das Verfahren zu implementieren, bereitzustellen.
Gemäß einem ersten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung ein Strahlungstomographieverfahren gemäß Definition in Anspruch 1 bereit.
Gemäß einem zweiten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung eine Strahlungstomographievorrichtung gemäß Definition in Anspruch 2 bereit.
In dem ersten oder zweiten Aspekt der Erfindung wird es bevorzugt, dass eine Startzeit für die Gewichtungsberechnung auf der Basis eines periodischen Signals aus dem Versuchsobjekt geregelt wird, um ein tomographisches Bild zu einer geeigneten Zeitphase zu erhalten.
Wenn beispielsweise die Lunge des Patienten das Untersuchungsobjekt ist, ist es gewünscht, die Gewichtungsberechnung auf der Basis des durch die Atmung erzeugten periodischen Signals zu steuern. Wenn beispielsweise das Herz des Patienten das Untersuchungsobjekt ist, ist es gewünscht, die Gewichtungsberechnung auf der Basis des durch die Pulsation des Herzens erzeugten periodischen Signals zu steuern.
Im letzteren Falle wird es, um ein tomographisches Bild bei einer beliebigen Herzschlagphase aus für einen Scan gemessenen Daten zu erhalten, bevorzugt, die Messung der das Versuchsobjekt repräsentierenden Projektionsdaten über eine Zeit gleich der eines Herzschlagzyklus durchzuführen, und einen Mittelpunkt anzupassen, welcher prinzipiell mit einer gewünschten Phase eines Herzschlags gewichtet wird.
Ferner kann in dem ersten oder zweiten Aspekt der Erfindung die Bildinformationserfassungsverarbeitung mit dem auf der Basis des von dem Versuchsobjekt erzeugten EKG-Signals gewichteten Messwert mehrere Male durchgeführt werden, um tomographische Bilder an mehreren Zeitphasen eines Herzschlags zu erzeugen.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung erzeugt die Strahlungsbündelerzeugungseinrichtung ein paralleles Strahlbündel.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform erzeugt die Strahlungsbündelerzeugungseinrichtung ein Fächerstrahlbündel.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform führt die Berechnungseinrichtung für geschätzte Projektionsdaten die Gewichtungsberechnung durch lineare Interpolation/Extrapolation gemäß Zeitphasen, an welchen die Projektionsdaten, welche einander gegenüberliegend sind, erfasst werden, und gemäß der gewünschten Zeitphase aus.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform ist die gewünschte Zeitphase zur Anwendung in der Steuereinrichtung eine Zeitphase der maximalen Ausatmung des Versuchsobjektes.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform ist die gewünschte Zeitphase zur Anwendung in der Steuereinrichtung durch mehrere Punkte innerhalb eines Herzschlags des Versuchsobjektes definiert.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform weist die Erfindung ferner auf: eine zweite Bilderzeugungseinrichtung zum Erzeugen eines tomographischen Bildes des Versuchsobjektes auf der Basis der Projektionsdaten für mehrere Ansichten äquivalent zu denjenigen einer Halbdrehung um das Versuchs- Objekt; und eine Auswahleinrichtung zum Auswählen der Bilderzeugungseinrichtung oder der zweiten Bilderzeugungseinrichtung, um eines von den tomographischen Bildern zu erzeugen.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform ist die gewünschte Zeitphase zur Anwendung in der Steuereinrichtung an mehreren durch Intervalle eines Herzzyklus des Versuchsobjektes getrennten Punkten definiert, und mehrere durch die Bilderzeugungseinrichtung erzeugte und den mehreren Zeitphasen, welche identisch sind, entsprechende tomographische Bilder repräsentieren unterschiedliche Lagen in dem Versuchsobjekt.
In jeder von den Ausführungsformen der Erfindung besteht die Strahlung bevorzugt aus Röntgenstrahlen, da praktische Einrichtungen zum Erzeugen, Detektieren und Steuern von Röntgenstrahlen am besten verfügbar sind.
Gemäß der vorliegenden Erfindung kann eine effektive Scanzeit verkürzt werden, da die gewünschte Bewegungsphase des sich periodisch bewegenden inneren Organs, welcher untersucht wird, geregelt wird, so das sie zentral gewichtet wird, wenn die gewichtete Berechnung an einem Pfad von Projektionsdatenelementen durchgeführt wird, die durch Strahlungen erzeugt werden, welche denselben Pfad in gegenüberliegenden Richtungen durchlaufen. Dieses ermöglicht das Erzielen einer hohen Bildqualität in einer effektiven Scanzeit, die kürzer als die momentane Scanzeit ist.
Mit anderen Worten, die Bilderzeugung eines einem stationäres Bild nahe kommenden tomographischen Bildes eines inneren Organs des Versuchsobjektes zu einer bestimmten Zeitphase kann durchgeführt werden, indem sequenziell ein Versuchsobjekt repräsentierende Messdaten mittels Strahlungsbündeln in mehreren Ansichtsrichtungen um das Versuchsobjekt herum gemessen werden; geschätzte Projektionsdaten berechnet werden, indem eine gewichtete Berechnung an Datenelementen der Projektionsdaten durchgeführt wird, die durch Strahlungen erzeugt werden, welche denselben Pfad in den gegenüberliegenden Richtungen durchlaufen, so dass eine gewünschte Zeitphase mittig gewichtet wird; und indem ein tomographisches Bild auf der Basis der geschätzten Projektionsdaten erzeugt wird. Somit werden ein Strahlungstomographieverfahren und eine Vorrichtung realisiert, welche einen Effekt äquivalent zur Verringerung der Scanzeit erzeugen. D. h., gemäß der vorliegenden Erfindung stellt ein Vollscan ausreichende Datengenauigkeit sicher und ermöglicht die Durchführung einer Schätzberechnung an gegenüberliegenden Ansichtsdaten und ferner kann ein einem stationären Bild nahe kommendes tomographisches Bild erzeugt werden, indem ein Effekt äquivalent dem erzeugt wird, der durch Definition einer kurzen Bildgebungszeitspanne erzielt wird.
Weitere Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus der nachstehenden Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung gemäß Darstellung in den beigefügten Zeichnungen ersichtlich, in welchen:
1 eine Blockdarstellung einer Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist.
2 eine schematische Darstellung einer Detektoranordnung in der Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist.
3 eine schematische Darstellung einer Röntgen-Emissions/Detektions-Vorrichtung in der Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist.
4 eine schematische Darstellung der Röntgen-Emissions/Detektions-Vorrichtung in der Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist.
5 eine Darstellung ist, welche die Beziehung zwischen einem Ansichtswinkel und Ansichtsdaten darstellt, wenn ein fächerförmiges Röntgenstrahlbündel verwendet wird.
6 eine Darstellung ist, welche die Beziehung zwischen einem Ansichtswinkel und Ansichtsdaten darstellt, wenn ein fächerförmiges Röntgenstrahlbündel verwendet wird.
7 eine Darstellung zur Erläuterung einer Beziehung zwischen einem Gewichtungsfaktor, einem Portalwinkel und einem Kanalwinkel ist.
8 eine graphische Darstellung ist, die ein Profil eines Gewichtungsfaktors zur Verwendung in einer Schätzungsberechnung in der Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
9 ein Flussdiagramm ist, das den Betrieb der Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
10 eine graphische Darstellung ist, die ein Beispiel eines Atmungsüberwachungssignals in der Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
11 eine Darstellung ist, die ein Beispiel einer Beziehung zwischen einem Atmungsüberwachungssignal und einer Scanzeitphase in der Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
12 eine Darstellung ist, die ein Beispiel einer Beziehung zwischen einem EKG-Signal und einer Bildrekonstruktionszeitphase in der Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
13 eine Darstellung ist, die ein Beispiel einer Beziehung zwischen dem Gewichtungsfaktor und Herzschlägen in der Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
14 ein Flussdiagramm ist, das den Betrieb der Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
15 eine Darstellung ist, die ein Beispiel einer Beziehung zwischen dem Gewichtungsfaktor und Herzschlägen in der Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
1 ist eine Blockdarstellung einer Röntgen-CT-Vorrichtung. Die Vorrichtung ist eine Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung. Ihre Konfiguration repräsentiert eine Ausführungsform der Erfindung. Ihr Betrieb repräsentiert eine weitere Ausführungsform der Erfindung.
KONFIGURATION
Gemäß Darstellung in 1 besteht die Vorrichtung aus einem Scanportal 2, einem Bildgebungstisch 4, einer Bedienerkonsole 6 und einem Monitor 10 für periodische Bewegung. Das Scanportal 2 weist eine Röntgenröhre 20 als Strahlungsquelle auf. Von der Röntgenröhre 20 ausgehende (nicht dargestellte) Röntgenstrahlen werden beispielsweise durch einen Kollimator 22 in ein fächerförmiges Röntgenstrahlbündel (d. h., in ein Fächerstrahlbündel) geformt und treffen auf eine Detektoranordnung 24 auf. Die Röntgenröhre 20 und der Kollimator 22 sind ein Beispiel der Strahlungsbündelerzeugungseinrichtung in der vorliegenden Erfindung. Die Detektoranordnung 24 weist mehrere Röntgen-Detektionselemente auf, die in einer Anordnung entlang der Breite des fächerförmigen Röntgenstrahlbündels angeordnet sind. Die detaillierte Konfiguration der Detektoranordnung 24 wird später beschrieben.
Die Röntgenröhre 20, der Kollimator 22 und die Detektoranordnung 24 bestehen aus einer Röntgen-Emissions/Detektions-Vorrichtung. Deren detaillierte Konfiguration wird später beschrieben. Die Detektoranordnung 24 ist mit einem Datenerfassungsabschnitt 26 verbunden. Der Datenerfassungsabschnitt 26 sammelt die durch die einzelnen Röntgen-Detektionselemente in der Detektoranordnung 24 detektierten Daten.
Die Emission der Röntgenstrahlen aus der Röntgenröhre 20 wird durch eine Röntgensteuerung 28 gesteuert. In der Zeichnung ist die Verbindung zwischen der Röntgenröhre 20 und der Röntgensteuerung 28 nicht dargestellt.
Der Kollimator 22 wird durch eine Kollimatorsteuerung 30 gesteuert. In der Zeichnung ist die Verbindung zwischen dem Kollimator 22 und der Kollimatorsteuerung 30 nicht dargestellt.
Die Röntgenröhre 20 – Kollimatorsteuerung 30 sind auf einem rotierenden Abschnitt 32 in dem Scanportal 2 befestigt. Die Rotation des rotierenden Abschnittes 32 wird durch eine Rotationssteuerung 34 gesteuert. In der Zeichnung ist die Verbindung zwischen dem rotierenden Abschnitt 32 und der Rotationssteuerung nicht dargestellt.
Der Bildgebungstisch 4 transportiert ein (nicht dargestelltes) Versuchsobjekt in den/aus dem Röntgenbestrahlungsraum innerhalb des Scanportals 2. Die Beziehung zwischen dem Versuchsobjekt und dem Röntgenbestrahlungsraum wird später beschrieben.
Der Monitor 10 für periodische Bewegungen detektiert ein Vitalaktivitätssignal, wie z. B. ein Atmungssignal oder ein EKG-Signal von dem Versuchsobjekt auf dem Bildgebungstisch 4. Das Vitalaktivitätssignal ist ein Beispiel eines periodischen Signals in der vorliegenden Erfindung.
Die Bedienerkonsole 6 weist eine CPU (Zentrale Verarbeitungseinheit) 60 auf, welche beispielsweise ein Computer ist. Die CPU 60 ist mit einer Steuerschnittstelle 62 verbunden. Die Steuerschnittstelle 62 ist mit dem Scanportal 2 und dem Bildgebungstisch 4 verbunden.
Die CPU 60 steuert das Scanportal 2 und den Bildgebungstisch 4 über die Steuerschnittstelle 62. Der Datenerfassungsabschnitt 26, die Röntgensteuerung 28, die Kollima torsteuerung 30 und die Rotationssteuerung 34 in dem Scanportal 2 werden über die Steuerschnittstelle 62 gesteuert. In der Zeichnung sind die einzelnen Verbindungen zwischen diesen Teilen und der Steuerschnittstelle 62 nicht dargestellt.
Die CPU 60 ist auch mit einem Datenerfassungspuffer 64 verbunden. Der Datenerfassungspuffer 64 ist mit dem Datenerfassungsabschnitt 26 und mit dem Monitor 10 für periodische Bewegungen verbunden. Die in dem Datenerfassungsabschnitt 26 gesammelten Signale und Ausgangssignale aus dem Monitor 10 für periodische Bewegungen werden an den Datenerfassungspuffer 64 geliefert. Der Datenerfassungspuffer 64 speichert temporär die gelieferten Daten.
Die CPU 60 ist ferner mit einer Speichervorrichtung 66 verbunden. Die Speichervorrichtung 66 speichert verschiedene Daten, rekonstruiert die Bilder, Programme usw.
Die CPU 60 ist auch mit einer Anzeigeeinrichtung 68 und einer Betätigungseinrichtung 70 verbunden. Die Anzeigeeinrichtung 68 präsentiert ein rekonstruiertes Bild, das aus der CPU 60 geliefert wird und weitere Information. Die Betätigungsvorrichtung 70 wird durch einen Bediener manipuliert und ist dafür konfiguriert, verschiedene Befehle und Information an die CPU 60 zu liefern.
In dieser Ausführungsform kann, obwohl die Beschreibung ausschließlich bezüglich einer Vorrichtung erfolgt, in welcher die Strahlungsbündelerzeugungseinrichtung ein Fächerstrahlbündel erzeugt, die vorliegende Erfindung leicht mittels einer Vorrichtung implementiert werden, in welcher die Strahlungsbündelerzeugungseinrichtung ein paralleles Strahlbündel erzeugt, wie es später beschrieben wird.
2 stellt schematisch die Konfiguration der Detektoranordnung 24 dar, welche ein Fächerstrahlbündel aus der Röntgenquelle empfängt. Die Detektoranordnung 24 besteht aus einem mehrkanaligen Röntgendetektor, in welchem mehrere (z. B. 1000) Röntgen-Detektionselemente 24(i) in einer Bogenform angeordnet sind. Das Symbol "i" repräsentiert eine Kanalnummer und i ist beispielsweise gleich i = 1. ..., 1000.
Die Röntgen-Detektionselemente 24(i) sind Festkörperdetektoren, wie z. B. Szintillations- oder Halbleiter-Röntgen-Detektoren. Es dürfte sich verstehen, dass Ionenkammerdetektoren, unter Verwendung ionisierten Gases wie z. B. Xe(Xenon)-Gas ebenfalls verwendet werden können.
3 stellt die Beziehung zwischen der Röntgenröhre 20, dem Kollimator 22 und der Detektoranordnung 24 in der Röntgen-Emissions/Detektions-Vorrichtung dar. 3(a) ist eine Vorderansicht und 3(b) ist eine Seitenansicht. Gemäß Darstellung werden von der Röntgenröhre 20 ausgehende Röntgenstrahlen durch den Kollimator 22 in ein fächerförmiges Röntgenstrahlbündel 40 geformt und treffen auf die Detektoranordnung 24 auf. In 3(a) ist die Ausdehnung ist die Ausdehnung, d. h., die Breite des fächerförmigen Röntgenstrahlbündels 40 dargestellt. In 3(b) ist die Dicke des Röntgenstrahlbündels 40 dargestellt.
Eine durch einen Brennpunkt der Röntgenröhre 20 und dem Rotationsmittelpunkt 300 des Scanportals 2 verlaufende virtuelle Linie 400 ist als eine Winkelbezugsachse definiert.
Die Winkelbezugsachse 400 erstreckt sich zu dem Mittelpunkt der Detektoranordnung 24. Jeder von den Winkeln, der durch den Brennpunkt der Röntgenröhre 20 mit den entsprechenden Röntgen-Detektionselementen 24(i) verbindende virtuelle Linien und durch die Winkelbezugsachse 400 gebildet wird, wird als ein Kanalwinkel (γ) bezeichnet. Der Kanalwinkel γ ist bei dem mittigen Röntgen-Detektionselement 24(I/2) in der Detektoranordnung 24 0. Der Kanalwinkel γ ist +γ_m an dem Röntgen-Detektionselement 24(1) dem am weitesten links befindlichen Detektorelements 24 in der Zeichnung und ist –γ_m an dem Röntgen-Detektionselement 24(I), dem am weitesten rechts liegenden Detektorelement 24 in der Zeichnung. Da die Kanalnummer i und der Kanalwinkel γ eine 1:1 Beziehung haben, wird das Röntgen-Detektionselement 24(i) hierin nachstehend als ein Röntgen-Detektionselement 24(γ) ausgedrückt.
Das Versuchsobjekt wird eingeführt, wobei die Körperachse des Versuchsobjektes die Fächerebene des Röntgenstrahlbündels 40 schneidet. Dieses ist in 4 dargestellt. Gemäß Darstellung wird ein auf dem Bildgebungstisch 4 liegendes Versuchsobjekt 8 eingeführt, wobei die Körperachse des Versuchsobjektes die Fächerebene des Röntgenstrahlbündels 40 schneidet. Ein durch das Röntgenstrahlbündel 40 herausgeschnittenes Projektionsbild des Versuchsobjektes 8 wird auf die Detektoranordnung 24 projiziert. Die Dicke des Röntgenstrahlbündels 40 an dem Isozentrum des Versuchsobjektes 8 ist die Scheibendicke th für das Versuchsobjekt 8. Die Scheibendicke th wird durch eine Röntgen-Durchlassapertur durch den Kollimator 22 bestimmt.
Die aus der Röntgenröhre 20, dem Kollimator 22 und der Detektoranordnung 24 bestehende Röntgen-Emissions/Detektions-Vorrichtung dreht sich (d. h., scant) um die Körperachse des Versuchsobjektes 8 unter Beibehaltung ihrer Beziehungen. Das Versuchsobjekt 8 repräsentierende Projektionsdaten werden an mehreren (z. B. 1000) Ansichtswinkeln pro Scandrehung erfasst.
Die Anzahl der Projektionsdatenelemente pro Ansicht ist gleich der Anzahl der Kanäle der Detektoranordnung 24 und ist beispielsweise 1000. Das Projektionsdatenelement aus jedem Kanal repräsentiert die Intensität eines durchlaufenden Röntgenstrahls, welcher auf dem Kanal von dem Brennpunkt der Röntgenröhre 20 ausgehend auftrifft. Dementsprechend werden die Projektionsdaten erfasst, die beispielsweise von 1000 Röntgenstrahlen, die auf unterschiedlichen Pfaden wandern, erzeugt werden.
Die Erfassung der Projektionsdaten wird von einem System durchgeführt, das aus der Detektoranordnung 24, dem Datenerfassungsabschnitt 26 und dem Datenerfassungspuffer 64 besteht. Die Röntgenröhre 20, der Kollimator 22, die Detektoranordnung 24, der Datenerfassungsabschnitt 26 und der Datenerfassungspuffer 64 sind ein Beispiel der Messeinrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung.
Ein Ansichtswinkel, bei welchem die Projektionsdaten gemessen werden, wird nun unter Bezugnahme auf 5 erläutert. Ein Winkel θ, der durch die Winkelbezugsachse 400 und beispielsweise eine vertikale Achse an einer Winkelposition, bei welcher die Röntgen-Emissions/Detektions-Vorrichtung sich aufgrund von Rotation befindet, gebildet wird, wird als der Ansichtswinkel bezeichnet. Jedoch kann der Ursprung, von welchem der Ansichtswinkel θ aus gemessen wird, an jeder geeigneten Position anstelle der an der vertikalen Achse gewählt werden.
Durch das Röntgen-Detektionselement 24(γ) erfasste Daten bei dem Ansichtswinkel θ bei dem Kanalwinkel γ werden als D(γ, θ) dargestellt. Beispielsweise werden, wenn γ = 0 ist, dann die Daten als D(0, θ) dargestellt; wenn γ = +γ_m ist, ist dann D(+γ_m, θ); und wenn γ = –γ_m ist, ist dann D(–γ_m, θ).
Es existieren gegenüberliegende Ansichtsdaten für alle Ansichtsdaten, was in 6 dargestellt ist. Was die in (a) dargestellten Daten D(+γ_m, θ) betrifft, sind deren gegenüberliegenden Ansichtsdaten die Daten D(–γ_m, θ') bei dem Ansichtswinkel θ' = θ + π + 2(+γ_m) gemäß Darstellung in (b). Diese Daten D(+γ_m, θ) und D(–γ_m, θ') sind die Projektionsdaten, welche durch Röntgenstrahlen erfasst werden, welche denselben Abbildungsraumabschnitt in gegenüberliegenden Richtungen passieren.
Ebenso liegen gegenüberliegende Ansichtsdaten für jeden weiteren Kanal vor. Im Allgemeinen sind die gegenüberliegenden Ansichtsdaten für die Daten D(γ, θ) gleich groß D(–γ, θ + π + 2γ). Da die Ansichtsdaten, welche einander gegenüberliegen, von unterschiedlichen Ansichtswinkeln, d. h., unterschiedlichen Rotationspositionen in dem Scanportal 2 erfasst werden, unterscheiden sie sich im Datenerfassungszeitpunkt.
Die CPU 60 findet die entsprechenden gegenüberliegenden Ansichtsdaten für die erfassten Projektionsdaten in dem Datenerfassungspuffer 64. Die CPU 60 berechnet auch geschätzte Projektionsdaten mittels einer Gewichtungsberechnung unter Verwendung eines Paares von Datenelementen, welche einander gegenüberliegen. Die CPU 60 ist ein Beispiel einer Berechnungseinrichtung für geschätzte Projektionsdaten in der vorliegenden Erfindung. Ferner ist die CPU 60 ein Beispiel der Steuereinrichtung in der vorliegenden Erfindung. Die Berechnung der geschätzten Projektionsdaten wird beispielsweise unter Anwendung der nachstehenden Formel durchgeführt. D(γ1, θ1) = w(γ1, θ1)·D(γ1, θ1) + w(γ2, θ2)·D(γ2, θ2) (1)
Diese Gleichung bedeutet, dass die Gewichtungsberechnung an den Datenelementen gegenüberliegender Ansichtsdatenelemente, welche ein Paar bilden, die geschätzten Projektionsdaten zur Verwendung in der Erzeugung eines tomographischen Bildes mit einer gewünschten zentral gewichteten Zeitphase ergibt.
In der vorstehenden Gleichung sind D(γ₁, θ₁) und D(γ₂, θ₂) ein Datenpaar gegenüberliegender Ansichten und die Beziehungen zwischen den Kanälen γ₁ und g und zwischen den Ansichtswinkeln θ₁ und θ₂ sind wie folgt: γ2 = –γ1 (2)und θ2= θ1 + π + 2(γ1) (3)
7(a)–(d) stellen dar, wie der Gewichtungsfaktor w(γ, θ) in Verbindung mit dem Portaldrehwinkel und dem Kanalwinkel γ zu ermitteln ist. In dieser Ausführungsform werden die Ansichtsdaten und ihre gegenüberliegenden Ansichtsdaten gewichtet, d. h., mit Gewichtungsfaktoren multipliziert, sodass sie gemäß der Nähe von der Winkelstelle π zu der Strahlungsquellenstelle zu dem Zeitpunkt, an welchem die entsprechenden Daten erzeugt werden, proportioniert werden.
Die Gewichtungsfaktoren sind normiert, sodass die Summe des Gewichtungsfaktors der Ansichtsdaten und des Gewichtungsfaktors ihrer gegenüberliegenden Ansichtsdaten 1 ist. Beispielsweise erscheint, wenn die Strahlungsquelle an einer Winkelstelle θ gemäß Darstellung in 7(a) platziert ist, deren gegenüberliegende Ansicht an der Stelle θ + π + 2γ und der Gewichtungsfaktor wird ausgedrückt als: wa(γ, θ) = (θ + 2γ)/[(π – 2γ) + (θ + 2γ)] = (θ + 2γ)/(π + 2γ) (4)
Wenn die Strahlungsquelle an der Winkelstelle θ gemäß Darstellung in 7(b) platziert ist, ist dessen gegenüberliegende Ansicht gerade an einer Winkelstelle 2π platziert, eine andere Form der Gewichtungsfaktorgleichung wird bezogen auf diese Winkelstellung abgeleitet.
Wenn die Strahlungsquelle bei einer Winkelposition θ gemäß Darstellung in 7(c) platziert ist, ist der Gewichtungsfaktor gegeben wie folgt: wc(γ, θ) = (θ + 2γ – 2π)/[(π – 2γ) + (θ + 2γ – 2π)] = (2π – θ + 2γ)/(π – 2γ) (5)
Wenn die Strahlungsquelle bei einer Winkelposition θ gemäß Darstellung in 7(d) platziert ist, ist der Gewichtungsfaktor gegeben wie folgt: wd(γ, θ) = (θ – 2γ – 2π)/[(θ – π) + (2π – θ + 2γ)] = (2π – θ + 2γ)/(π – 2γ) (6)
Demzufolge ist der Gewichtungsfaktor (γ, θ) für die Schätzungsberechnung wie folgt gegeben: w(γ, 0) = (θ + 2γ)/(π + 2γ) wenn 0 ≤ θ ≤ π – 2γ = (2π – θ – 2γ)/(π – 2γ) wenn π – 2γ ≤ θ ≤ 2γ (7)
Indem dem Gewichtungsfaktor w(γ,) gemäß Gleichung (7) angegeben wird, ist die Summe der Gewichtungsfaktoren w(γ₁, θ₁) und w(γ_2, θ₂) für die gegenüberliegende Ansicht immer 1. Dieses wird beispielhaft durch das in 6 dargestellte Paar gegenüberliegender Ansichten D(+γ_m, θ) und D(–γ_m, θ') dargestellt, wobei die Gewichtungsfaktoren wie folgt gegeben sind: w(+γm, θ) = (θ + 2γm)/(π + 2γm) (8) und w(–γm, θ') = [2π-(θ + π + 2γm) – 2(–γm)]/[π – 2(–γm)] = (π – θ)/(π + 2γm) (9)
Tatsächlich ist deren Summe: w(+γm, θ) + w(–γm, θ') =(π + 2γm)/(π + 2γm) = 1 (10)
Dasselbe Ergebnis wird für jedes andere Datenpaar einander gegenüberliegender Ansichten erhalten.
Die Veränderung des Gewichtungsfaktors w(γ, θ) während einer Umdrehung des Scanportals 2, d. h., während sich der Ansichtswinkel von 0 bis 2π ändert, ist in 8 für die Daten D(0, θ) als Beispiel dargestellt. 8 stellt die Veränderung in dem Gewichtungsfaktor w(γ, θ) für die Daten D(0, θ) dar, wenn ein tomographisches Bild bei θ = π zu erzeugen ist. Mit anderen Worten, 8 stellt eine Funktion dar, welche einen Gewichtungsfaktor für γ = 0 ergibt, d. h., für das mittige Strahlbündel von mehreren Strahlbündeln, welche ein Fächerstrahlbündel bilden und dessen gegenüberliegendes Strahlbündel immer erscheint, wenn der Portaldrehwinkel um 180 Grad fortschreitet. Dieses gilt in ähnlicher Weise für einen Fall, in welchem die Strahlungsbündelerzeugungseinrichtung einen parallelen Strahl erzeugt. Wenn die Röntgen-Strahlemissions/Detektions-Vorrichtung eine Pa rallelstrahlbündel-Erzeugungsseinrichtung enthält, wird der Gewichtungsfaktor auf alle Strahlbündel angewendet.
Gemäß Darstellung ist der Gewichtungsfaktor w(γ, θ) zu 0, wenn θ = 0 ist, nimmt linear zu, um "1" zu erreichen, wenn θ = π ist, und nimmt danach linear ab, um "0" zu erreichen, wenn θ = 2π ist.
D. h., der Gewichtungsfaktor hat ein Profil, in welchem die Daten mit der maximalen Gewichtung versehen werden, wenn der Ansichtswinkel θ = π ist, und die Daten für die Ansichten vor dieser und anschließend an diese Ansicht werden entsprechend mit Gewichtungen versehen, welche symmetrisch um den Ansichtswinkel π herum zentriert abnehmen. Die einen derartigen Gewichtungsfaktor verwendende abschätzende Berechnung ergibt die Daten, welche hauptsächlich an der Stelle θ = π gewichtet sind. Die Abschätzungsberechnung der Projektionsdaten beinhaltet sowohl interpolative als auch extrapolative Techniken gemäß einer Kombination von gegenüberliegenden Ansichtsdaten.
Da der Ansichtswinkel θ eine Drehphase des Scanportals 2 repräsentiert, kann eine Zeitachse t die Abszisse θ unter der Annahme ersetzen, dass die Drehung mit einer konstanten Winkelgeschwindigkeit durchgeführt wird. In einem derartigen Falle entsprechen θ = 0, p und 2π jeweils t = 0, T/2 und T, wobei T eine Scanzeit ist.
Wie vorstehend beschrieben, und gemäß dem durch die vorliegende Vorrichtung durchgeführten Gewichtungsprozess kann ein hauptsächlich an einer Stelle der Drehphase θ = π, d. h., bei T/2 gewichtetes Datenprofil erhalten werden, und die Bildqualität kann in geeigneter Weise durch die Gewichtung bewertet werden, indem ein Bild auf der Basis von Daten, die äquivalent zu denen der FWHM (Full width at half Maximum-Halbwertsbreite) sind, beispielsweise um die vorstehende Drehphase zentriert rekonstruiert wird. In diesem Falle kann die FWHM als einer effektiven Scheibendicke eines Wendelscans entsprechend erkannt werden und kann für die Bewertung der Bildqualität durch die Gewichtung genutzt werden.
BETRIEB
Der Betrieb der vorliegenden Vorrichtung wird nun beschrieben. 9 ist ein Flussdiagramm für den Betrieb der Vorrichtung. Der Betrieb der Vorrichtung wird als Reaktion auf einen Befehl gestartet, der durch den Bediener über die Betätigungsvorrichtung 70 an die CPU 60 gesendet wird. Danach läuft der Betrieb der Vorrichtung unter der Steuerung der CPU 60 ab.
Zuerst wird die Atmungsüberwachung des Versuchsobjektes im Schritt 800 gestartet.
Dann wird die Eingabe des externen Signals im Schritt 802 durchgeführt, in welchem das Atmungssignal aus der Überwachungseinrichtung 10 für periodische Bewegung an die CPU geliefert wird, und mittels der CPU 60 auf der Anzeigeeinrichtung 68 dargestellt wird. Somit wird eine Wellenform des Atmungssignals, welches die Zeitphasen der maximalen Einatmung und Ausatmung repräsentiert, auf der Anzeigeeinrichtung 68 wie beispielsweise der in 10 gezeigten, dargestellt. Der Bediener erkennt die Atmungsaktion des Versuchsobjektes 8 auf der Basis der dargestellten Wellenform.
Der Bediener gibt einen geeigneten Schwellenwert für die Unterscheidung der Zeitphase der maximalen Ausatmung beispielsweise über die Betätigungsvorrichtung 70 ein. Im Allgemeinen wird ein Zustand des die internen Organe enthaltenden Versuchsobjektes bei der maximalen Ausatmung als dem stationären Zustand am nächsten kommend betrachtet. Es dürfte sich verstehen, dass ein Wert zur Unterscheidung der Zeitphase der maximalen Einatmung ebenfalls als der Schwellenwert definiert werden kann.
Wenn die Amplitude des Atmungssignals den Schwellenwert schneidet, wird ein Scanstart-Auslösesignal im Schritt 804 erzeugt.
Auf der Basis des Scanstart-Auslösesignals wird ein Scan im Schritt 806 gestartet, werden Röntgenstrahlen im Schritt 808 aufgestrahlt und eine Datenerfassung im Schritt 810 durchgeführt.
Anschließend an die Vorverarbeitung der erfassten Daten im Schritt 812 werden die geschätzten Projektionsdaten wie hierin vorstehend beschrieben unter Verwendung eines Paares von Datenelementen gegenüberliegender Ansichten im Schritt 814 berechnet.
Im Schritt 816 wird eine Bildrekonstruktion auf der Basis geschätzter Projektionsdaten durchgeführt, und das rekonstruierte Bild wird im Schritt 818 dargestellt und gespeichert.
Da die vorstehend beschriebenen geschätzten Projektionsdaten ein Profil mit der zentral gewichteten Zeitphase von T/2 haben, kann eine Bildrekonstruktion unter Verwendung von Daten durchgeführt werden, welche effektiv über eine Hälfte der tatsächlichen Scanzeit durch das Scanportal 2 zentriert und die Zeitphase von T/2 erfasst wurden. Diese Beziehung ist beispielhaft in 11 dargestellt. Gemäß Darstellung kann, wenn das Versuchsobjekt 8 über eine Scanzeit T zu dem Zeitpunkt der maximalen Ausatmung gescannt wird, eine Zeit T/2 gleich der FWHM des Gewichtungsfaktorprofils als eine effektive Scanzeit betrachtet werden, welche einer effektiven Scanscheibendicke eines Wendelscans entspricht.
Beispielsweise ist, wenn die Scanzeit 0,8 Sekunden ist, die effektive Scanzeit 0,4 Sekunden. Somit kann ein tomographisches Bild erhalten werden, welches kaum durch die atmungsbedingte Körperbewegung des Versuchsobjektes 8 beeinflusst ist.
Wenn ein Elektrokardiograph als das Überwachungsgerät 10 für periodische Bewegung anstelle des Atmungsüberwachungsgerätes verwendet wird, kann ein tomographisches Bild zu einer gewünschten Zeitphase eines Herzschlags in ähnlicher Weise wie vorstehend erzielt werden. Die Herzschlagphase wird durch die Spezifizierung eines geeigneten Schwellenwertes usw. für ein EKG-Signal bestimmt.
Die vorstehend beschriebene Ausführungsform weist die Schritte auf: Steuern einer Gewichtungsberechnung so, dass eine gewünschte Zeitphase während einer Drehung des Portals hauptsächlich gewichtet wird; Abgleichen der Zeitphase mit einer Zeitphase, bei welcher die Bewegung der internen Or gane eines Untersuchungsversuchsobjektes relativ langsam ist; Erfassen von Bildinformation hauptsächlich zu der Zeitphase, bei welcher die Bewegung relativ langsam ist; und Erzeugen eines einem stationären Bild der internen Organe des Untersuchungsversuchsobjektes nahe kommenden Bildes. Die vorstehende Bildinformationserfassungsprozedur kann mehrere Male in einem vorbestimmten Intervall durchgeführt werden, und kann dazu genutzt werden, sequenziell die Bewegung interner Organe zu beobachten. D. h., es wird ein zusammenhängender Scan über zwei Herzschläge durchgeführt, um beispielsweise Daten während mehrerer Umdrehungen zu empfangen.
Von den so erfassten Daten können zu denen der ersten 360° äquivalente Daten S1, wie exemplarisch in 12 dargestellt, verwendet werden, um ein tomographisches Bild bei einer Phase zur Durchführung einer Bildrekonstruktion aus geschätzten Daten zu erhalten, die aus Datenelementen eines Paares gegenüberliegender Ansichten erhalten werden. In ähnlicher Weise können Daten S2–S6 anschließend in derselben Weise wie vorstehend verarbeitet werden, indem geeignet ein 360° überdeckender Bereich verschoben wird, um Bilder an entsprechenden Phasen zu erhalten.
Obwohl das Versuchsobjekt 8 in diesem Falle kontinuierlich gescannt wird, ist die Röntgenbelastung auf die Versuchsperson erheblich geringer als bei der herkömmlichen Herzsychronisierungs-Scantechnik, da die Scanzeit höchstens zwei Herzschlägen entspricht.
Wenn die in 12 dargestellte Scan- und Bildrekonstruktionsprozedur sequenziell an mehreren Scheibenstellen durchgeführt wird, kann ein tomographisches Bild bei jeder Phase bei jeder der mehreren Scheibenstellen abgebildet werden. In diesem Falle kann beispielsweise die R-Welle (eine Welle, welche die maximale Spitze ausbildet) in dem EKG-Signal als ein Scanauslöser verwendet werden, um die Anpassung der Phasen über die mehreren Scheiben zu erleichtern. Tomographische Bilder für mehrere Scheiben bei einer identischen Phase können dazu genutzt werden, um ein Änderungsbild für eine beliebige Scheibe oder ein dreidimensionales Bild bei jeder Phase zu konstruieren.
Indem die Drehgeschwindigkeit des rotierenden Abschnittes 32 in dem Scanportal 2 geregelt wird, kann die Scanzeit T einer Zeit für einen Herzschlag (d. h., einem Zyklus) angeglichen werden, welcher üblicherweise etwa 1 Sekunde ist. In diesem Falle, können wie exemplarisch in 13 dargestellt, Ansichtsdaten für alle Phasen innerhalb eines Zyklus des Herzschlages durch einen einzigen Scan erfasst werden. Da die Herzschlagphasen der ersten und letzten Ansichten in dem Scan identisch sind, lassen die Herzschlagphasen einen Zyklus die Kontinuität beibehalten.
Aufgrund einer derartigen zyklischen Natur der Herzschlagphase kann eine zentrale Stelle mit der maximalen Gewichtung (hierin nachstehend als zentral gewichtete Stelle bezeichnet) bei einer Hälfte einer Scandrehung (θ = π) gemäß Darstellung durch eine durchgezogene Linie positioniert werden oder an einer beliebigen Winkelstelle (θ = θ_c) gemäß Darstellung durch eine Punktstrichlinie positioniert werden, wobei das Gewichtungsfaktorprofil zyklisch abhängig von der Winkelposition verschoben wird oder irgendeine Inkonsistenz in der Abschätzungsberechnung zu verursachen.
Daher kann durch Ausrichten der zentral gewichteten Stelle zu einer Phase, bei welcher die Bewegung gering ist, wie z. B. bei der Diastole des Herzens, ein rekonstruiertes Bild erhalten werden, in welchem den Ansichtsdaten bei der Phase die maximale Gewichtung gegeben wird, womit kann ein tomographisches Bild des Herzens, welches nicht stark durch Bewegung beeinflusst ist, erhalten werden kann.
Ferner kann durch Ausrichtung der zentral gewichteten Stelle zu einer gewünschten Herzschlagphase ein tomographisches Bild bei dieser Phase erhalten werden. Jedoch wäre die Bildqualität bei einer eine rasche Bewegung beinhaltenden Phase unvermeidlich verschlechtert. Bei der Positionierung der zentral gewichteten Stelle, wird bevorzugt die R-Welle der EKG-Wellenform als eine Referenzstelle gewählt, da die Referenzstelle bestimmt ist. Alternativ kann die zentral gewichtete Stelle unter Verwendung einer relativen Zeit innerhalb einer Scanzeit definiert werden.
14 ist ein Flussdiagramm, das den Betrieb der vorliegenden Erfindung darstellt, wenn das Herz wie vorstehend beschrieben abgebildet wird. Gemäß Darstellung wird eine Herzrate zuerst im Schritt 800' gemessen. Die Herzrate wird auf der Basis eines Signals aus der Überwachungseinrichtung 10 für periodische Bewegung, wie z. B. einem Elektrokardiographen, gemessen. Dann wird die durchschnittliche Zeit für einen Herzschlag usw. aus der Messung der Herzrate gefunden.
Anschließend wird eine optimale Scanzeit im Schritt 802' bestimmt. Die optimale Scanzeit wird so bestimmt, dass sie beispielsweise dem Durchschnittswert für einen Herzschlag gleichgesetzt ist.
Dann werden ein Gewichtungsfaktor und eine Herzschlagphase, zu welcher eine zentral gewichtete Stelle ausgerichtet ist, im Schritt 804' ermittelt.
Im Schritt 806 wird ein Scan gestartet. Der Scan wird über die im Schritt 802' ermittelte optimale Scanzeit durchgeführt. Danach werden das Scannen des Versuchsobjektes 8, die Rekonstruktion eines tomographischen Bildes, die Anzeige des rekonstruierten Bildes usw. gemäß derselben Prozedur, wie sie durch das Flussdiagramm von 9 dargestellt wird, durchgeführt. Ein Scan, beispielsweise über eine Zeit gleich der eines Herzschlages wird somit durchgeführt und ein tomographisches Bild des Herzens an der Herzschlagphase gemäß Bestimmung in dem Schritt 804' erhalten.
Nachdem die Daten erfasst sind, kann wiederum eine Bildrekonstruktion an den Ansichtsdaten für einen in der Speichervorrichtung 66 gespeicherten Scan mit der verschobenen zentral gewichteten Stelle durchgeführt werden, um ein weiteres tomographisches Bild des Herzens bei einer anderen Phase zu erhalten. Falls erforderlich, können durch Rekonstruieren von Bildern mit sequenziell verschobener zentral gewichteter Stelle tomographische Bilder des Herzens bei verschiedenen Phasen beliebig aus den Ansichtsdaten für einen Scan erhalten werden. Wenn die einen Anteil mit rascher Bewegung enthaltenden Bilddaten ausgeschlossen werden sollen, kann eine Segmentrekonstruktionstechnik durchgeführt werden, welche die einem Halbscan entsprechenden Ansichtsdaten anstelle der vorstehenden effektiven Scanzeit-reduzierten Bildrekonstruktionstechnik bei der Rekonstruktion eines Bildes verwendet. D. h., abhängig von der Anwendung kann gewählt werden, welche von der effektiven Scanzeit-reduzierten Bildrekonstruktion und der Segmentrekonstruktion unter Verwendung von Halbscan-Ansichtsdaten für das zu erzielende tomographische Bild durchzuführen ist, und die Bildrekonstruktion kann entsprechend der Auswahl durchgeführt werden.
Der Herzschlag kann auch durch ein besser geeignetes Instrument wie z. B. einen Pulsmesser anstelle eines EKG-Gerätes gemessen werden. In diesem Falle kann die Herzschlagphase (die zentral gewichtete Stelle) nicht auf der Basis der R-Welle der EKG-Wellenform bestimmt werden. Jedoch kann ein geeignetes Bild erzeugt werden, indem rekonstruierte Bilder für eine Anzahl zentral gewichteter Stellen geeignet innerhalb einer Scanzeit definiert und ein geeignetes Bild ausgewählt werden.
In dem Falle, dass kein Elektrokardiograph verwendet wird, werden, da kein mit der EKG-Wellenform synchroner Scan durchgeführt werden kann, wenn mehrere Scheiben des Herzens unter Verwendung einer Mehrscheiben-Scantechnik abgebildet werden, die Herzschlagphasen zu Beginn der entsprechenden Scans unterschiedlich. Demzufolge werden gemäß Darstellung in 15 die Scans für die Scheiben 1 und 2 beispielsweise bei unterschiedlichen Herzschlagphasen gestartet. Jedoch ist jede Scanzeit eine Herzschlagzeit T.
Wenn die zentral gewichteten Stellen für die durch eine derartige Mehrscheibentechnik erfassten Ansichtsdaten mit derselben relativen Zeit innerhalb den entsprechenden Scanzeiten definiert werden, sind tomographische Bilder für die Scheiben in der Herzschlagphase unterschiedlich, was zu Nachteilen bei der Beobachtung aller Scheiben von der ersten bis zur letzten führt.
Dann wird, wie es exemplarisch in 15 dargestellt ist, wenn ein tomographisches Bild für die Scheibe 1 mit der bei einer relativen Zeit t_c innerhalb der Scanzeit definierten zentral gewichteten Stelle rekonstruiert wird, die zentral gewichtete Stelle für die n Schläge (n ist eine natürliche Zahl) später gescannte Scheibe 2 bei einer Zeit nT nach der für die Scheibe 1 definierten zentral gewichteten Stelle t_c definiert.
Da die der Stelle der relativen Zeit t_c für die Scheibe 1 entsprechende Herzschlagphase wiederholt zu jedem Zeitpunkt T auftritt, ist die Phase nach der Zeit nT nach der relativen Zeit t_c mit der Phase bei der relativen Zeit t_c identisch. Daher kann ein tomographisches Bild bei derselben Herzschlagphase wie der der Scheibe 1 auf der Basis der zentral gewichteten Stelle erzielt werden, die an dem Zeitpunkt wie vorstehend definiert ist.
Ferner können, indem die zentral gewichteten Stellen für die Scheiben anschließend an die vorstehende in derselben Weise gemäß dem gemessenen Wert der Herzrate definiert werden, Bilder für alle Scheiben in einer gemeinsamen Herzschlagphase erzeugt werden.
Obwohl die vorstehende Beschreibung für den Fall erfolgt, in welchem Röntgenstrahlung als Strahlung verwendet wird, ist die Strahlung nicht auf Röntgenstrahlen beschränkt und kann auch auf andere Arten von Strahlung wie z. B. Gammastrahlen angewendet werden. Jedoch werden derzeit Röntgenstrahlen bevorzugt, da praktische Einrichtungen zum Erzeugen, Detektieren und Steuern von Röntgenstrahlen allgemein verfügbar sind.

Claims

Strahlungstomographieverfahren mit den Schritten: Erzeugen eines Zeitphasensignals für ein Versuchsobjekt (8); Messen von das Versuchsobjekt (8) repräsentierenden Projektionsdaten mittels Strahlungsbündeln (40) in mehreren Ansichtsrichtungen um das Versuchsobjekt (8) herum; Berechnen geschätzter Projektionsdaten für jede von den mehreren Ansichtsrichtungen; Erzeugen eines tomographischen Bildes des Versuchsobjektes auf der Basis der geschätzten Projektionsdaten; wobei die Berechnung der geschätzten Projektionsdaten für jede von den mehreren Ansichtsrichtungen die Durchführung einer gewichteten Berechnung an Datenelementen der Projektionsdaten umfasst, die durch Strahlungen erzeugt werden, welche denselben Pfad in entgegengesetzten Richtungen durchlaufen, so dass eine gewünschte Zeitphase für das Versuchsobjekt zentral gewichtet wird, dadurch gekennzeichnet, dass der auf die Projektionsdaten angewendete Gewichtungsfaktor berechnet wird, gemäß w(γ, θ) = (θ + 2γ)/(π + 2γ) wenn 0 ≤ θ ≤ π – 2γ = (2π – θ – 2γ)/(π – 2γ) wenn π – 2γ ≤ θ ≤ 2γ ist, wobei γ der Kanalwinkel eines Detektionselementes ist, und θ der Ansichtswinkel ist, und wobei das tomographische Bild aus den geschätzten Projektionsdaten rekonstruiert wird, die über eine Zeit (T/2) gleich der FWHM (Halbwertsbreite) des Gewichtungsfaktorprofils erfasst wurden.
Vorrichtung für Strahlungstomographie, aufweisend: eine Strahlungsbündel-Erzeugungseinrichtung (20) zum Erzeugen eines Strahlungsbündels; eine Messeinrichtung (24, 26, 64) zum sequentiellen Messen von ein Versuchsobjekt (8) darstellenden Projektionsdaten mittels des Strahlungsbündels in mehreren Ansichtsrichtungen um das Versuchsobjekt; eine Berechnungseinrichtung (60) für geschätzte Projektionsdaten, um geschätzte Projektionsdaten für jede von den mehreren Ansichtsrichtungen zu berechnen; eine Bewegungsüberwachungseinrichtung (10) zum Erzeugen eines Zeitphasensignals für das Versuchsobjekt (8); eine Steuereinrichtung (60) zum Steuern der Gewichtungsberechnung so, dass die Gewichtungsberechnung auf eine gewünschte Zeitphase für das Versuchsobjekt (8) zentriert durchgeführt wird; und eine Bilderzeugungseinrichtung (60) zum Erzeugen eines tomographischen Bildes des Versuchsobjektes auf der Basis der geschätzten Projektionsdaten; wobei die Berechungseinrichtung (60) für geschätzte Projektionsdaten eine gewichtete Berechnung an Datenelementen der Projektionsdaten durchführt, die durch die Strahlen erzeugt werden, welche denselben Pfad (400) in entgegengesetzten Richtungen durchlaufen, dadurch gekennzeichnet, dass der auf die Projektionsdaten angewendete Gewichtungsfaktor berechnet wird, gemäß w(γ, θ) = (θ + 2γ)/(π + 2γ) wenn 0 ≤ θ ≤ π – 2γ = (2π – θ – 2γ)/(π – 2γ) wenn π – 2γ ≤ θ ≤ 2γist, wobei γ der Kanalwinkel eines Detektionselementes ist, und θ der Ansichtswinkel ist, und wobei das tomographische Bild aus den geschätzten Projektionsdaten rekonstruiert wird, die über eine Zeit (T/2) gleich der FWHM (Halbmaximumsbreite) des Gewichtungsfaktorprofils erfasst wurden.
Vorrichtung für Strahlungstomographie nach Anspruch 2, wobei die Strahlungsbündel-Erzeugungseinrichtung (20) einen parallelen Strahl erzeugt.
Vorrichtung für Strahlungstomographie nach Anspruch 2, wobei die Strahlungsbündel-Erzeugungseinrichtung (20), einen Fächerstrahl erzeugt.
Vorrichtung für Strahlungstomographie nach Anspruch 2, wobei die Berechnungseinrichtung (60) für geschätzte Projektionsdaten die Gewichtungsberechnung durch lineare Interpolation/Extrapolation gemäß Zeitphasen, an welchen die Projektionsdaten, welche einander gegenüberliegen, erfasst werden, und bei der gewünschten Zeitphase durchführt.
Vorrichtung für Strahlungstomographie nach Anspruch 2, wobei die gewünschte Zeitphase zur Verwendung in der Steuereinrichtung (60) eine Zeitphase der maximalen Ausatmung des Versuchsobjektes (8) ist.
Vorrichtung für Strahlungstomographie nach Anspruch 2, wobei die gewünschte Zeitphase zur Verwendung in der Steuereinrichtung (60) an mehreren Punkten innerhalb eines Herzschlags des Versuchsobjektes (8) definiert ist.
Vorrichtung für Strahlungstomographie nach Anspruch 2, ferner aufweisend: eine zweite Bilderzeugungseinrichtung zum Erzeugen eines tomographischen Bildes des Versuchsobjektes auf der Basis der Projektionsdaten für mehrere Ansichten, die äquivalent zu denjenigen einer Halbdrehung um das Versuchsobjekt sind; und eine Auswahleinrichtung zum Auswählen der Bilderzeugungseinrichtung oder der zweiten Bilderzeugungseinrichtung, um eines von den tomographischen Bildern zu erzeugen.
Vorrichtung für Strahlungstomographie nach Anspruch 2, wobei die gewünschte Zeitphase zur Verwendung in der Steuereinrichtung (60) an mehreren Punkte definiert ist, die durch Intervalle eines Herzzyklusses des Versuchsobjektes (8) getrennt sind, und mehrere durch die Bilderzeugungseinrichtung erzeugte und den mehreren Zeitphasen, welche identisch sind, entsprechende tomographische Bilder unterschiedliche Stellen in dem Versuchsobjekt darstellen.