NL1032995C2

NL1032995C2 - Werkwijze voor beeldvorming met röntgenstralen CT en CT röntgentoestel.

Info

Publication number: NL1032995C2
Application number: NL1032995A
Authority: NL
Inventors: Akihiko Nishide; Takashi Fujishige; Yasuro Takiura
Original assignee: Ge Med Sys Global Tech Co Llc
Priority date: 2005-12-05
Filing date: 2006-12-05
Publication date: 2009-10-27
Also published as: KR20070058997A; DE102006057630A1; NL1032995A1; US20070140408A1; CN101023874A; JP2007151806A

Description

Korte Aanduiding: Werkwijze voor beeldvorming met röntgenstralen CT en CT röntgentoestel

De onderhavige uitvinding heeft betrekking op een CT röntgentoestel voor medisch gebruik of op een CT röntgentoestel voor industrieel gebruik, een werkwijze voor het met behulp van CT (computer ondersteunde tomografie) vormen van röntgenbeelden en een CT röntgen-5 toestel, en op het verbeteren van de resolutie van tomogrammen van eenvoudig vervaardigde röntgendetectoren voor conventioneel scannen (axiaal scannen), cine scannen, schroefvormig scannen of schroefvormig scannen met variabele spoed.

Op de gebruikelijke wijze werd in een met meerdere rijen wer-10 kend röntgen CT toestel met een röntgendetector of met een CT röntgentoestel waarin gebruik wordt gemaakt van een tweedimensionele röntgendetector van matrixvormige structuur, een röntgendetector met meerdere rijen of een tweedimensionele zoneröntgendetector van een vierkante rooster- of rechthoekige roosterstructuur zoals getoond in 15 fig. 15 gebruikt, een en ander beschreven in JP-A 19375/2000. Wanneer de resolutie van de röntgendetector moest worden verbeterd, moest de breedte van elk daarvan worden verkleind tot 1/n (n een geheel getal) zowel in de kanaalrichting als in de rijrichting, een en ander zoals getoond in fig. 16, doch dit levert bij de vervaardiging van de rönt-20 gendetector problemen op.

Voor een conventionele met meerdere rijen uitgevoerde detector of een tweedimensionele oppervlakteröntgendetector, een cirkelvormige röntgendetector met meerdere rijen volgens fig. 18(a), een vlakke, tweedimensionele röntgenoppervlaktedetector volgens fig. 18(b) of een 25 tweedimensionele röntgendetector waarin een aantal vlakke röntgendetectoren worden gecombineerd, zoals volgens fig. 18(c), gevormd door het combineren van röntgendetectorstructuren van een vierkante roosterstructuur zoals getoond in fig. 18, dit in combinatie met een röntgen CT toestel.

30 Dit levert het probleem op dat het volume van de reflectoren binnen de röntgendetectormodule toeneemt, resulterend in een afname in het rendement van de röntgenacquisitie en daarmee ook een verslechtering van de röntgendetector.

Eén voorbeeld van de opbouw van een röntgendetectormodule zo- 1032995 - 2 - als getoond in fig. 18 is het eerst doorsnijden van een plaatvormige scintillator in de kanaalrichting, het plaatsen van reflectoren op de afgesneden secties die daarna opnieuw met elkaar werden verbonden, en het vervolgens doorsnijden in de rijrichting waarbij reflectoren wer-5 den geplaatst en de afgesneden delen met elkaar werden verbonden voor het verkrijgen van een detectormodule met een matrixvormige structuur met een vierkant rooster of een rechthoekig rooster. Naarmate echter de eisen voor wat betreft de hoogte van de resolutie van röntgende-tectoren strenger werden, werd getracht een twee maal zo fijne reso-10 lutie te verkrijgen in de kanaalrichting en een twee maal zo fijne resolutie in de rijrichting door het verdelen van de röntgendetector of de röntgendetectormodule volgens fig. 15 in zowel de kanaalrichting als in de rijrichting, evenals dit het geval is bij de röntgendetector of de röntgendetectormodule volgens fig. 16, doch dit leidde 15 tot problemen bij de vervaardiging van de röntgendetector of röntgendetectormodule .

Echter worden in een uit meerdere rijen opgebouwde röntgendetector voor een röntgen CT toestel of een röntgen CT toestel met een tweedimensionele röntgendetector de eisen voor wat betreft een hogere 20 resolutie van de röntgendetectoren in de toekomst nog strenger.

Het is dan ook een doel van de uitvinding het met een eenvoudige werkwijze mogelijk te maken dat een hogere resolutie van de röntgendetector bij uit meerdere rijen opgebouwde röntgendetectoren of bij tweedimensionele röntgendetectoren met matrixstructuur wordt 25 gerealiseerd, met een verbetering van de resolutie van tomogrammen gevormd door een röntgentoestel dat gebruik maakt van dergelijke röntgendetectoren en conventioneel scannen (axiaal scannen), cine scannen, schroefvormig scannen of schroefvormig scannen met variabele spoed.

30 De onderhavige uitvinding lost het hierboven beschreven pro bleem op door het verschaffen van een röntgen CT toestel of een werkwijze voor röntgen CT beeldvorming waarin een röntgendetector met meerdere rijen of een tweedimensionele röntgendetector met een matrixvormige structuur een röntgendetector met hoge resolutie en meer-35 dere rijen verschaft met weinig werkingshandelingen, en waarbij middelen voor de beeldreconstructie zijn verschaft in staat tot het leveren van tomogrammen met hoge resolutie door beeldreconstructie.

Volgens een eerste aspect van de uitvinding wordt een röntgen - 3 - CT toestel verschaft omvattende: röntgendata acquisitiemiddelen voor het verkrijgen van projectiedata van een bundel röntgenstralen die is gegaan door een subject dat is geplaatst tussen de generator van de röntgenstralen en de detector van de röntgenstralen welke tegenover 5 elkaar zijn geplaatst; middelen voor de beeldreconstructie voor het uitvoeren van een reconstructie van het beeld uitgaande van de projectiedata verkregen vanuit de middelen voor het verkrijgen van de röntgendata; beeldweergeefmiddelen voor het weergeven van eén tomo-grafisch beeld verkregen door het beeld reconstruerende middelen en 10 middelen voor het instellen van de beeldweergeefomstandigheden voor het instellen van verschillende parameters voor de beeldacquisitie voor de acquisitie van een tomografisch beeld, waarin de detector van de röntgenstralen omvat een detector van de röntgenstralen met meerdere rijen waarvan de module van de detector van de röntgenstralen is 15 verdeeld in detectiekanalen van de röntgenstralen door parallelle lijnen in drie of meer richtingen.

In het röntgen CT toestel volgens het eerste aspect kan, omdat de detectiemodule voor de röntgenstralen is verdeeld in detectiekanalen van de röntgenstralen door parallelle lijnen in drie of meer 20 richtingen de structuur gemakkelijk worden vervaardigd.

Volgens een tweede aspect van de uitvinding wordt een röntgenstralen CT toestel verschaft omvattende: acquisitiemiddelen voor röntgenstralendata voor het verkrijgen van projectiedata van röntgenstralen die zijn gegaan door een subject geplaatst tussen een rönt-25 genstralengenerator en een detector van de röntgenstralen die tegenover elkaar zijn gelegen; middelen voor de beeldreconstructie voor het uitvoeren van een beeldreconstructie uitgaande van projectiedata verkregen uit de acquisitiemiddelen voor röntgenstralendata; beeldweergeefmiddelen voor het weergeven van een tomografisch beeld ver-30 kregen door de middelen voor de beeldreconstructie en middelen voor het instellen van de afbeeldingscondities voor het instellen van verschillende parameters voor de beeldacquisitie ter acquisitie van een tomografisch beeld, waarin de detector van de röntgenstralen een tweedimensionele röntgenstralenoppervlaktedetector omvat waarvan de 35 detectiemodule voor de röntgenstralen is verdeeld in detectiekanalen van de röntgenstralen door parallelle lijnen in drie of meer richtingen .

In het röntgenstralen CT toestel volgens het tweede aspect - 4 - kan, omdat de detectiemodule voor de röntgenstralen is verdeeld in detectiekanalen van de röntgenstralen door parallelle lijnen in drie of meer richtingen de structuur gemakkelijk worden vervaardigd.

Volgens een derde aspect van de uitvinding wordt een röntgen-5 stralen CT toestel verschaft volgens het eerste of het tweede aspect dat daardoor wordt gekenmerkt dat het röntgenstralenacquisitiemidde-len heeft waarvan elk detectiekanaal voor de röntgenstralen een driehoekige vorm heeft.

Het röntgenstralen CT toestel volgens het derde aspect heeft 10 een structuur die gemakkelijk kan worden vervaardigd omdat elk detectiekanaal voor de röntgenstralen een driehoekige vorm heeft.

Volgens een vierde aspect van de uitvinding wordt een röntgenstralen CT toestel verschaft, omvattende: acquisitiemiddelen voor röntgenstralendata voor het verkrijgen van projectiedata van een 15 röntgenstralenbundel die is gegaan door een subject dat is geplaatst tussen een röntgenstralengenerator en een detector van de röntgenstralen welke tegenover elkaar zijn opgesteld; middelen voor de beeldreconstructie voor het uitvoeren van een beeldreconstructie uitgaande van de projectiedata verkregen uit de de röntgenstralendata 20 verkrijgende middelen; beeld weergevende middelen voor het weergeven van een tomografisch beeld verkregen door de het beeld reconstruerende middelen een beeldconditie instellende middelen voor het instellen van verschillende parameters voor de beeldacquisitie voor de acquisitie van een tomografisch beeld waarin de middelen voor de beeldrecon-25 structie een bewerking uitvoeren met een op drie punten gewogen additie of bewerkingen met een interpolatie met drie punten.

Het röntgenstralen CT toestel volgens het vierde aspect kan, omdat data, die driedimensioneel is teruggeprojecteerd of tweedimen-sioneel is teruggeprojecteerd in bepaalde pixels in een tomogram van 30 projectiedata voor de röntgenstralen worden uitgenomen door het uitvoeren van een bewerking van een driepunts gewogen additie of een driepunts interpolatiebewerking van de projectiedata voor de röntgenstralen driedimensioneel wordt teruggeprojecteerd of tweedimensioneel worden teruggeprojecteerd zonder optreden van veegeffecten en kunnen 35 tomogrammen worden verkregen zonder een verslechtering van de spatia-le resolutie daarvan.

Volgens een vijfde aspect van de uitvinding wordt een röntgenstralen CT toestel verschaft volgens de eerste t/m de derde aspecten - 5 - dat wordt gekenmerkt doordat het is uitgevoerd met middelen voor de beeldreconstructie waarin gebruik wordt gemaakt van een bewerking met driepunts gewogen additie of een bewerking met een driepunts interpolatie .

5 Het röntgenstralen CT toestel volgens dit vijfde aspect kan, omdat data die is driedimensionele teruggeprojecteerde of tweedimen-sionele teruggeprojecteerde data naar bepaalde pixels in een tomogram verkregen uitgaande van de projectiedata voor de röntgenstralen door het gebruik van driepunts gewogen additiebewerkingen of driepunts 10 interpolatiebewerkingen de projectiedata voor de röntgenstralen drie-dimensioneel worden teruggeprojecteerd of tweedimensioneel worden teruggeprojecteerd zonder optreden van veegeffecten en kunnen tomo-grammen worden verkregen zonder verslechtering van de spatiale resolutie daarvan.

15 Volgens een zesde aspect van de uitvinding wordt een röntgen stralen CT toestel volgens een of meer van de eerste t/m derde aspecten verkregen dat wordt gekenmerkt doordat er middelen voor de beeldreconstructie zijn die gebruik maken van een vierpunts gewogen addi-tiebewerking of een vierpunts interpolatiebewerking.

20 Het röntgenstralen CT toestel volgens het zesde aspect maakt het , omdat data wordt verkregen die is driedimensioneel teruggeprojecteerde of tweedimensioneel teruggeprojecteerde data naar bepaalde pixels in een tomogram van röntgenprojectiedata wordt verkregen gebruikmakend van vierpunts gewogen additiebewerkingen of vierpunts 25 interpolatiebewerkingen gewogen, mogelijk dat additiecoëfficiënten of interpolatiecoëfficiënten gemakkelijk kunnen worden bepaald.

Volgens een zevende aspect van de uitvinding wordt een röntgen CT toestel verschaft volgens een of meer van de eerste t/m de derde aspecten dat wordt gekenmerkt doordat het is voorzien van middelen 30 voor de beeldreconstructie waarin gebruik wordt gemaakt van een twee-punts gewogen additiebewerking of een tweepunts interpolatiebewerking .

In het röntgenstralen CT toestel volgens het zevende aspect kunnen, omdat dat die is driedimensioneel teruggeprojecteerde of 35 tweedimensioneel teruggeprojecteerde data naar bepaalde pixels in een tomogram van projectiedata voor de röntgenstralen wordt uitgenomen door het gebruik van tweepunts gewogen additiebewerkingen of tweepunts interpolatiebewerkingen gewogen additiecoëfficiënten of inter- - 6 - polatiecoëfficiënten gemakkelijk worden bepaald.

Volgens een achtste aspect van de uitvinding wordt een röntgenstralen CT toestel verschaft volgens een of meer van de eerste t/m derde aspecten, gekenmerkt doordat dit is voorzien van middelen voor 5 de beeldreconstructie die gebruik maken van bewerkingen op de dichtst bij zijnde buur.

In een CT röntgentoestel volgens het achtste aspect kunnen, omdat data, die is driedimensionele teruggeprojecteerde of tweedimensionale teruggeprojecteerde data naar bepaalde pixels in een tomogram 10 uitgaande van projectiedata voor de röntgenstralen wordt verkregen gebruikmakend van bewerkingen uitgevoerd op de dichtstbijzijnde buur gewogen additiecoëfficiënten of interpolatiecoëfficiënten gemakkelijk worden bepaald.

Volgens een negende aspect van de uitvinding wordt een rönt-15 genstralen CT toestel verschaft volgens een of meer van de eerste t/m achtste aspecten, dat wordt gekenmerkt doordat het is voorzien van middelen voor de beeldreconstructie die gebruik maakt van driedimensionele beeldreconstructiebewerkingen.

Het röntgenstralen CT toestel volgens het negende aspect maakt 20 gebruik van een beeldreconstructie door het gebruik van driedimensionele beeldreconstructiebewerkingen en kan een tomogram opleveren met een hoge kwaliteit dat weinig wordt beïnvloed door artefacten ofwel in het centrum van het tomogram of in een positie op afstand van het centrum van de beeldreconstructie. Er wordt een tomogram met een hoge 25 beeldkwaliteit, weinig beïnvloed door artefacten verkregen, ook niet wanneer gebruik wordt gemaakt van conventioneel scannen (axiaal scannen) of cine scannen of wanneer het tomogram is op een buitenste rij van een röntgendetector gezien in de z-richting.

Volgens een tiende aspect van de uitvinding wordt een röntgen-30 stralen CT toestel volgens het negende aspect verkregen dat wordt gekenmerkt doordat het is voorzien van middelen voor de beeldreconstructie die, wanneer conventioneel scannen (axiaal scannen) of cine scannen wordt uitgevoerd een beeldreconstructie van een tomogram kan geven van elke gewenste plakdikte in elke positie op de coördinaat in 35 de z-richting.

Het röntgenstralen CT toestel volgens dit vierde aspect voert een beeldreconstructie uit door het gebruik van een driedimensionele beeldreconstructiebewerkingen en kan aldus een beeldreconstructie van - 7 - een tomogram bereiken van elke gewenste plakdikte in elke coördinaat-positie in de z-richting bij conventioneel scannen (axiaal scannen) of bij cine scannen.

Volgens een elfde aspect van de uitvinding wordt verschaft een 5 röntgenstralen CT toestel volgens het negende aspect dat wordt gekenmerkt doordat het is voorzien van middelen voor de beeldreconstructie die, wanneer schroefvormig scannen of schroefvormig scannen met variabele spoed wordt uitgevoerd, een beeldreconstructie kan verkrijgen van een tomogram met elke gewenste plakdikte in elke positie langs de 10 coördinaat in de z-richting.

Het röntgen CT toestel volgens dit elfde aspect gebruikt een beeldreconstructie door toepassing van driedimensionele beeldrecon-structiebewerkingen en kan daarmee een beeldreconstructie bereiken van een tomogram van elke gewenste plakdikte in elke positie in de 15 richting van de z-coördinaat bij schroefvormig scannen of bij schroefvormig scannen met variabele spoed.

Volgens een twaalfde aspect van de uitvinding wordt een röntgen CT toestel volgens het tiende of het elfde aspect verschaft dat wordt gekenmerkt door middelen voor de beeldreconstructie die afwis-20 selend de projectiedata voor de röntgenstralen betreffende aangrenzende rijen opnieuw rangschikt of tussenschuift, projectiedata voor de röntgenstralen met hoge resolutie reconstrueert en een beeldreconstructie uitvoert van de projectiedata voor de röntgenstralen.

Het röntgenstralen CT toestel volgens dit twaalfde aspect kan 25 de resolutie verbeteren van de detector van de röntgenstralendata in de kanaalrichting door het afwisselend invoegen en tussenvoegen van detectiedata voor de röntgenstralen betreffende aangrenzende rijen, en kan in overeenstemming daarmee de spatiale resolutie van tomogram-men verbeteren.

30 Volgens een dertiende aspect van de uitvinding wordt een rönt genstralen CT toestel verschaft volgens het twaalfde aspect, dat wordt gekenmerkt door middelen voor de beeldreconstructie die afwisselend projectiedata voor de röntgenstralen herrangschikt en tussen-voegt op aangrenzende rijen in het geval van de functionaliteit van 35 reconstructie met hoge frequentie.

Het röntgenstralen CT toestel volgens dit dertiende aspect kan de resolutie verbeteren van de detector van de röntgenstralendata in de kanaalrichting door het afwisselend invoegen en tussenvoegen van - 8 - detectiedata voor de röntgenstralen op aangrenzende rijen, in het bijzonder wanneer de beeldreconstructie wordt uitgevoerd als een hoogfrequente beeldreconstructie, en kan daarmee de spatiale resolutie van tomogrammen verbeteren.

5 Volgens een dertiende aspect van de uitvinding wordt een rönt genstralen CT toestel verschaft met acquisitiemiddelen voor röntgenstralendata welke tijdens het roteren van een röntgenstralen genererende inrichting en een met meerdere rijen uitgevoerde detector van de röntgenstralen welke röntgenstralen detecteert in een tegenover 10 elkaar gelegen wijze of in een tweedimensionele detector van de röntgenstralen met een matrixstructuur rond een tussenliggende rotatie-centrumpositie verzamelde projectiedata voor de röntgenstralen afkomstig van een daartussen aanwezig project; middelen voor de beeldreconstructie die een beeldreconstructie uitvoeren uitgaande van de 15 projectiedata verzameld uit de acquisitiemiddelen voor röntgenstralendata; beelddisplaymiddelen welke een tomogram weergeven dat een beeldreconstructie heeft ondergaan en beeldconditie instelmiddelen die verschillen beeldvormende condities van de tomografie instellen, waarbij dit röntgenstralen CT toestel wordt gekenmerkt doordat het is 20 voorzien van middelen voor de beeldreconstructie die gebruik maken van een driepunts gewogen additiebewerking of een driepunts interpo-latiebewerking met gewogen additiebewerking of een interpolatiebewer-king voor beeldreconstructie.

Het röntgen CT toestel volgens het veertiende aspect maakt ge-25 bruik van driepunts gewogen additiebewerkingen of driepunts interpo-latiebewerkingen en kan daardoor een beeldreconstructie uitvoeren met minimale veegvorming van projectiedata voor de röntgenstralen en kan tomogrammen met hoge resolutie verkrijgen.

Het röntgenstralen CT toestel of de werkwijze voor het recon-30 strueren van de röntgenstralen CT beeldvorming volgens de uitvinding kan een hoge resolutie realiseren voor een uit meerdere rijen bestaande röntgendetector of een tweedimensionele oppervlaktedetector van een matrixstructuur met een eenvoudige werkwijze, en bereikt een hoge resolutie voor tomogrammen met conventioneel scannen (axiaal 35 scannen), cine scannen, schroefvormig scannen of schroefvormig scannen met variabele spoed met het röntgenstralen CT toestel waarin dergelijke röntgendetectoren worden gebruikt.

De uitvinding wordt toegelicht aan de hand van de tekening.

- 9 -

Fig. 1 is een blokschema van een röntgenstralen CT toestel in één uitvoeringsmode voor het uitvoeren van de onderhavige uitvinding.

Fig. 2 is een diagram en toont een röntgenstralen genererende inrichting {röntgenstralenbuis) en een detector van de röntgenstralen 5 met meerdere rijen gezien in het xy-vlak.

Fig. 3 is een diagram en toont een röntgenstralen genererende inrichting (röntgenstralenbuis) en een detector van de röntgenstralen met meerdere rijen gezien in het yz-vlak.

Fig. 4 is een stroomkaart die de stroom van het afbeelden van 10 subject beschrijft.

Fig. 5 is een stroomkaart die de werking beschrijft van het röntgenstralen CT toestel volgens één uitvoeringsvorm van de uitvinding.

Fig. 6 is een stroomkaart die details toont van de voorbewer-15 kingen.

Fig. 7 is een stroomkaart die details toont van de bewerking van het driedimensioneel reconstrueren van een beeld.

De figs. 8(a) en 8(b) zijn diagrammen die de projectielijnen tonen op een reconstructiezone in de richting van het uitzenden van 20 de röntgenbundel.

Fig. 9 is een diagram dat de projectielijnen op detectoropper-vlakken toont.

Fig. 10 is een diagram dat de projectie toont van data Dr(inspectie, x, y) op de reconstructiezone.

25 Fig. 11 is een diagram dat het terugprojecteren van pixeldata D2 van pixels op de reconstructiezone toelicht.

Fig. 12 is een diagram van de toestand van projectielijnen in een cirkelvormige reconstructiezone in de richting van het uitzenden van de röntgenstralen.

30 Fig. 14 is een diagram dat een invoerscherm van het invoeren van beeldvoorwaarden voor een röntgen CT toestel toont.

Fig. 15 is een afbeelding van een conventioneel stelsel.

Fig. 16 toont het bereiken van een hogere resolutie met de conventionele werkwijze.

35 Fig. 17 licht de hier voorgestelde werkwijze toe.

Fig. 18(a) is een diagram en toont een cirkelvormig gebogen röntgendetector met meerdere rijen.

Fig. 18(b) is een diagram en toont een tweedimensionele vlakke - 10 - detector voor röntgenstralen.

Fig. 18(c) is een diagram en toont een tweedimensionele detector voor röntgenstralen bestaande uit een combinatie van een aantal vlakke röntgendetectoren.

5 Fig. 19 dient ter toelichting van een wijze van het vervaardi gen van een conventionele detectormodule van de röntgenstralen.

Fig. 20 is een diagram ter toelichting van een wijze van vervaardigen van een detectormodule van de röntgenstralen volgens deze uitvoeringsvorm.

10 Fig. 21 is een afbeelding ter toelichting van de wijze van vervaardigen van een detectormodule van de röntgenstralen volgens deze uitvoeringsvorm.

Fig. 21 toont een detectormodule van de röntgenstralen met 8 kanalen en 8 rijen.

15 Fig. 22 toont een detectormodule met 16 kanalen en 16 rijen.

Fig. 23 is een diagram ter toelichting van voorbeeld 1 van een detectormodule van de röntgenstralen met 16 kanalen en 16 rijen.

Fig. 24 is een diagram ter toelichting van een detectormodule van de röntgenstralen met 32 kanalen en 16 rijen.

20 Fig. 25 is een diagram en toont het proces van terugprojectie met vierpunts gewogen additie.

Fig. 26 is een diagram en toont het proces van terugprojectie met vierpunts interpolatie.

Fig. 27 is een diagram en toont de teruggeprojecteerde data 25 gerangschikt volgens een tandvormig patroon.

Fig. 28 is een diagram van een tandvormige patrooncontrole met vierpunts gewogen additie.

Fig. 29 is een diagram van een vierkant vierpuntsrooster met gewogen additie.

30 Fig. 30 is een diagram en toont de controle van een tandvormig patroon met driepunts gewogen additie.

Fig. 31 is een diagram en toont een vierkant driepuntsrooster met gewogen additie.

Fig. 32 is een diagram van het verkrijgen van data door gewo- 35 gen additie gebruikmakend van drie punten.

Fig. 33 is een diagram en toont een vergelijking van een methode voor het uitnemen van data met gewogen additie en gebruikmaking van drie punten en een methode voor het uitnemen van data met gewogen - 11 - additie gebruikmakend van vier punten.

Fig. 34 is een diagram en toont een roostercoördinatenstelsel (Cartesiaans stelsel).

Fig. 35 is een diagram en toont de roostercoördinaten van een 5 beeld gereconstrueerd tomogram en een focuslijn in een bewerking van terugprojectie.

Fig. 36 is een diagram van voorbeeld 2 van de detectormodule volgens deze uitvoeringsvorm.

Fig. 37 is een diagram van voorbeeld 1 van de aangrenzende de- 10 tectormodule van de röntgenstralen.

Fig. 38 is een diagram van voorbeeld 2 van de aangrenzende de-tectormodule van de röntgenstralen.

Fig. 39 is een diagram en toont een detectormodule van de röntgenstralen met 16 kanalen en 16 rijen.

15 Fig. 40 is een diagram en toont een detectormodule van de röntgenstralen met 32 kanalen en 16 rijen.

Fig. 41 is een diagram van voorbeeld 1 van een detectormodule van de röntgenstralen met 16 kanalen en 16 rijen volgens deze uitvoeringsvorm.

20 Fig. 42 is een diagram van voorbeeld 2 van een detectormodule van de röntgenstralen met 16 kanalen en 16 rijen.

Fig. 43 is een diagram en toont de bewerking van projectiedata van onderling dicht bijeen gelegen rijen ineengevoegd tot eendimensi-onele gerangschikte data.

25 Fig. 44 is een diagram van een rechthoekige detectormodule van de röntgenstralen.

Fig. 45 is een diagram van een parallellogramvormige detectormodule van de röntgenstralen.

Fig. 4 6 is een diagram ter toelichting van de keuze van drie 30 punten voor een driepunts interpolatie in uitvoeringsvorm 1.

Fig. 47 is een diagram dat details toont van de keuze van drie punten voor een driepunts interpolatie in uitvoeringsvorm 1.

Fig. 48 is een diagram te toelichting van de keuze van drie punten voor de driepunts interpolatie in uitvoeringsvorm 2.

35 Fig. 49 is een diagram dat de data toont op enkele van de de- tectorkanalen van de röntgenstralen in de met meerdere rijen uitgevoerde detector 24 van de röntgenstralen of een tweedimensionele detector 24 van de röntgenstralen.

- 12 -

Fig. 50 is een diagram van de contourlijnen in het geval van een vierpunts interpolatie.

Fig. 51 is een diagram van de contourlijnen in het geval van een driepunts interpolatie.

5 De onderhavige uitvinding zal verder in detail worden beschre ven met betrekking tot uitvoeringsvormen die geschikt zijn voor het uitvoeren van de uitvinding en zijn getoond in de tekening. Uiteraard zijn deze niet bedoeld de uitvinding op enige wijze te beperken.

Fig. 1 toont een blokschema van een röntgen CT toestel in één 10 uitvoeringsvorm van de uitvinding. Dit röntgen CT toestel 100 is uitgevoerd met een bedieningslessenaar 1, een beeldvormende tafel 10 en een scanportaal 20.

De bedieningslessenaar 1 is uitgevoerd met een invoerinrich-ting 20 die invoeren afkomstig van de gebruiker kan accepteren, een 15 centrale bewerkende inrichting 3 voor het uitvoeren van voorbewerkingen, voor het uitvoeren van een reconstructie van een beeld, voor het uitvoeren van nabewerkingen en dergelijke, een data acquisitiebuffer 5 voor het verkrijgen van projectiedata afkomstig van het scanportaal 20, een monitor 6 voor het weergeven van tomogrammen die zijn gere-20 construeerd uit de projectiedata die is verkregen door de voorbehandeling van de detectordata van de röntgenstralen, en een geheugeneen-heid 7 voor het opslaan van programma's, een detector van de röntgenstralendata, projectiedata en tomogrammen van de röntgenstralen.

Beeldcondities worden ingevoerd via de invoerinrichting 2 en 25 opgeslagen in de opslageenheid 7. Fig. 14 toont een voorbeeld van een installatie voor het invoeren van de beeldcondities.

De beeldvormende tafel 10 is voorzien van een wieg 12. De wieg 12 beweegt een subject in en uit de opening 12 van het scanportaal 20, waarbij dit subject op de wieg 12 ligt. De wieg 12 word geheven, 30 omlaag bewogen en bewogen volgens de lengteafmeting van de tafel door een in de beeldvormtafel 10 opgenomen motor.

Het scanportaal 20 is uitgevoerd met de röntgenbuis 21, de besturing 22 van de röntgenbuis, een collimator 23, een de röntgenbun-del vormend filter 28, een röntgendetector 24 met meerdere rijen, een 35 DAS (Data Acquisitie Stelsel) 25, een besturing 26 voor de roterende eenheid voor het besturen van de röntgenbuis 21 en andere elementen die roteren rond de lichaamsas van het subject, en een regelbesturing 29 voor het uitwisselen van besturende signalen en dergelijke met de - 13 - bedieningslessenaar 1 en met de beeldvormtafel 10. Het de röntgenbun-del vormend filter 28 is een röntgenstralenfilter met de kleinste dikte van het filter in de richting van de röntgenstralen naar het rotatiecentrum, dat is het centrum van beeldvorming, en met een toe-5 nemende dikte van het filter naar de randen zodat steeds meer röntgenstralen zullen worden geabsorbeerd. Hierdoor kan de belichting van het liggend oppervlak van een subject waarvan de doorsnede die van een cirkel of een ovaal benadert, worden gereduceerd. Voorts kan het scanportaal 20 hoog achter de z-richting over bij benadering ±30° 10 hellen door een de helling van het scanportaal besturende besturing 27.

De röntgenbuis 21 en de uit meerdere rijende bestaande detector van de röntgenstralen 24 roteren rond een rotatiecentrum IC. De verticale richting wordt aangenomen te zijn de y-richting, de hori-15 zontale richting wordt aangenomen te zijn de x-richting en de richting van de beweging van de tafel en de wieg dwars daarop wordt aangenomen te zijn de z-richting, waarbij het rotatievlak van de röntgenbuis 21 en de uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 liefst in het xy-vlak. De bewegingsrichting van de wieg 12 is de z-20 richting.

De fig. 2 en 3 tonen de geometrische rangschikking van de röntgenbuis 21 en de uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 zoals gezien in het xy-vlak of in het yz-vlak.

De röntgenstralenbuis 21 genereert een bundel röntgenstralen 25 bekend als de kegelbundel CB. Wanneer de richting van de centrale as van de kegelbundel CB evenwijdig is aan de y-richting, wordt aangenomen dat de zichthoek 0° is.

De uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 heeft bijvoorbeeld 256 detectorrijen in de z-richting. Elke detector van de 30 röntgenstralenrij heeft bijvoorbeeld 1024 detector van de röntgenstralenkanalen .

Zoals getoond in fig. 2 ondergaat, nadat een röntgenstralenbundel het röntgenstralenfocus van de röntgenstralenbuis 21 verlaat, een spatiale besturing door het de röntgenstralenbundel vormend fil-35 ter 28 zodanig dat meer röntgenstralen het centrum bestralen van de reconstructiezone P en minder röntgenstralen de randzones bestralen van de reconstructiezone P; röntgenstralen aanwezig in de reconstructiezone P worden geabsorbeerd door het subject en doorgelaten rönt- - 14 - genstralen worden verzameld door de uit meerdere rijen bestaande detector van de röntgenstralen 24 als de detectiedata van de röntgenstraling.

Zoals getoond in fig. 3 wordt de bundel röntgenstralen die de 5 röntgenstralenfocus van de röntgenstralenbuis 21 verlaat, bestuurd door de röntgenstralencollimator 23 in de dikte van de plak van het tomogram, en wel zodanig dat de breedte van de bundel röntgenstralen is D op de centrale rotatieas IC, en de röntgenstralen worden geabsorbeerd door het subject dat ligt nabij de centrale rotatieas IC 10 terwijl de doorgelaten röntgenstralen worden opgenomen door de uit meerdere rijen bestaande detector van de röntgenstralen 24 als de detectiedata voor de röntgenstralen.

De verzamelde detectiedata verkregen na de bestraling met röntgenstraling wordt geleverd van uit de uit meerdere rijen bestaan-15 de detector van de röntgenstralen 24 en wordt dan onderworpen aan een A/D omzetting door de DAS 25, en ingevoerd naar de data acquisitie-buffer 5 via een sleepring 30. De data, ingevoerd in de data acquisi-tiebuffer 5, wordt bewerkt door de centrale bewerkende eenheid 3 in overeenstemming met een programma in de geheugeneenheid 7 en wordt 20 gereconstrueerd tot een tomogram dat wordt weergegeven op de monitor 6.

De detector van de röntgenstralen volgens deze uitvoeringsvorm is een detector van de röntgenstralen met hoge resolutie die in een eenvoudig proces kan worden vervaardigd. Door het onderwerpen van de 25 data afkomstig van de bestraling, die een hoge resolutie heeft, aan beeldreconstructie kan een tomogram met een hoge resolutie worden verkregen.

Zoals fig. 20 toont wordt een plaatvormige scintillator allereerst in de rijrichting, die is de eerste richting, gesneden, en de 30 snijvlakken worden bedekt met een reflectormateriaal dat overspraak door optische signalen in de rijrichting onderdrukt. Deze staafvormi-ge delen van de scintillator, bedekt met het reflecterende materiaal, worden opnieuw gecombineerd. Daarna worden zij gesneden in een tweede richting, en de staafvormige delen van de gesneden scintillator wor-35 den opnieuw bedekt met reflecterende verf en gecombineerd. Daarna worden zij gesneden in de derde richting en de staafvormige delen van de gesneden scintillator worden bedekt met het reflecteren materiaal en opnieuw gecombineerd. De uit meerdere rijen bestaande röntgende- - 15 - tector 24 of de tweedimensionele detector van de röntgenstralen 24 die op deze wijze is verkregen heeft een detectorstructuur waarbij elk detectorkanaal de in fig. 17 getoonde driehoekige vorm heeft.

Een voorbeeld van een conventionele detectormodule voor rönt-5 genstralen is getoond in fig. 21. Deze detectormodule voor röntgenstralen die is een detectormodule voor röntgenstralen met acht kanalen in de kanaalrichting en met acht kanalen in de rijrichting kan een uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 vormen. De intervallen in de kanaalrichting zijn hier aangegeven met dc en die in de 10 rijrichting met dr. Een detectormodule van de röntgenstralen die het resultaat was van een poging de spatiale resolutie van de detector van de röntgenstralenbundel volgens fig. 21 in zowel de kanaalrichting als in de rijrichting te vergroten is in fig. 22 getoond.

Zoals in fig. 22 getoond, heeft de röntgendetectormodule 16 15 kanalen in de kanaalrichting en 16 kanalen in de rijrichting. De intervallen tussen de röntgendetectoren zijn dc/2 in de kanaalrichting en dr/2 in de rijrichting. In deze uitvoeringsvorm zijn daarentegen de intervallen dc/4 in de kanaalrichting en dr/3 danwel (2/3)Dir in de rijrichting zoals getoond in fig. 23.

20 Zoals fig. 24 toont heft de detectormodule van de röntgenstra len 32 kanalen in de kanaalrichting en 16 kanalen in de rijrichting. In dit geval zijn de intervallen tussen de röntgendetectoren dc/4 in de kanaalrichting en dr/2 in de rijrichting.

Fig. 24 toont de röntgendetectormodule met 32 kanalen in de 25 kanaalrichting en 16 kanalen in de rijrichting. In dit geval zijn de intervallen tussen de röntgendetectoren dc/4 in de kanaalrichting en dr/2 in de rijrichting.

De röntgendetectormodule volgens fig. 23 heeft, voor wat betreft de spatiale resolutie, tussen de 16x16 röntgendetectormodules 30 volgens fig. 22 en de 32x32 röntgendetectormodule volgens fig. 24.

Omdat bij de röntgendetectormodule volgens fig. 23 de röntgen-detectorkanalen zijn verdeeld in een tweedimensionele ruimte mag een hogere spatiale resolutie dan die van de röntgendetectormodule volgens fig. 22 worden verwacht.

35 Omdat in de uitvoering volgens fig. 23 de tweede richting en de derde richting niet evenwijdig zijn en loodrecht staan op de röntgendetectormodule volgens fig. 20 heeft het röntgendetectorkanaal in het einddeel de helft van het oppervlak vergeleken met de andere bin- - 16 - nenste röntgendetectorkanalen en dit geeft een probleem bij het verwerken voor wat betreft de continuïteit van alle röntgendetectorkanalen. Gewoonlijk zijn de eindoppervlakken van een röntgendetectormodu-le in zowel de kanaalrichting als in de rijrichting met reflecterende 5 verf bedekt. Het resultaat is dat de continuïteit van de röntgende-tectoren verslechtert omdat de reflectoren komen tussen aangrenzende röntgendetectormodules, tussen een röntgendetectorkanaal in een einddeel en de daaraan grenzende röntgendetectormodule zoals getoond in fig. 1 bij toevoeging van röntgendetectormodules zoals getoond in 10 fig. 37. Verbeteringen voor wat dat betreft worden bereikt met het geval getoond in fig. 36 en dat getoond in fig. 38.

Zoals getoond in voorbeeld 2 met betrekking tot het toevoegen van röntgendetectormodules zoals getoond in fig. 38 is het röntgendetectorkanaal in een einddeel hetzelfde als een ander röntgendetector-15 kanaal in het binnenste gedeelte, zowel voor wat betreft vorm als voor wat betreft oppervlak. De reflector op het einddeel van de röntgendetectormodule in de kanaalrichting geplaatst tussen aangrenzende röntgendetectormodules geeft geen problemen voor wat betreft de continuïteit van de röntgendetectorkanalen. Echter hoewel het voorbeeld 20 volgens fig. 23 een exacte tandvorm te zien geeft, toont het voorbeeld volgens fig. 36 en dat volgens fig. 28 geen exacte tandvorm in de j-de rij en de (j+l)-de rij, en zijn daar vormen die enigszins hellen in één van de kanaalrichtingen.

In het volgende worden de volumeverhoudingen beschouwd van de 25 reflector in de kanaalrichting en de y-richting voor wat betreft de röntgendetectormodule volgens fig. 39 met 16 kanalen en 16 rijen en de röntgendetectormodule volgens fig. 40 met 32 kanalen en 16 rijen. Van alle eigenschappen van de reflector op het detector van de röntgenstralenoppervlak (aan de kant van de focussering van de röntgen-30 stralen) wordt aangenomen dat zij de gebruikelijke grootheden zijn zodat daaraan hier geen aandacht wordt besteed. Volgens fig. 39 is de reflector aanwezig in de volgende kwantiteit in het detector van de röntgenstralenoppervlak van (dc/2)2.

4Ddc/2Dir=2DdcDtr

De volumeverhoudingen van de reflector in de kanaalrichting en in de rijrichting zijn als volgt.

35 5 - 17 - (2DdcDir>'(dc/2)2 = 8Dir/dc

Volgens fig. 40 geldt voor het röntgendetectoroppervlak van (dc/2)D(dc/4) = dc2/8, (2Ddc/2D2Ddc/4)nir=3/2DdcDir

De volumeverhouding van de reflector in de kanaalrichting en in de rijrichting zijn als volgt.

10 (3/2DdcDir)/dc2/8 = 12Dir/dc

In tegenstelling daartoe is in fig. 42 het detector van de röntgenstralenoppervlak ‘dcDdy2 = dc2/2, 15 (2Ddc + 2Ddc/2 + 2.5^ο/2)Πιτ=(3 + 5w)dcDtr

De volumeverhoudingen van de reflector in de kanaalrichting en de rijrichting zijn als volgt.

20 ((3 + 5l~) dcEhr)/(dc2/2) = (6 + 2.5]a) ir/dc = 10.472ir/dc

Dienovereenkomstig is in fig. 41 in het detector van de röntgenstralenoppervlak van dcDdc/2 = dc2/2, 25

(2 [Ddc/2 + 4Π17l/2Ddc/4)Dir=(] + H^jdcDiT

De volumeverhoudingen van de reflector in de kanaalrichting en de r-richting zijn als volgt.

((1 +2Dl7,a)dcniiy(dc2/2) = (2 + 2!Hl7,0)dc[Ilir = 10.246tr/dc 30 - 18 -

Aldus kunnen in voorbeeld 1 en voorbeeld 2 van de röntgende-tectormodule met 16 kanalen en 16 rijen volgens de uitvoeringsvorm getoond in fig. 21 en 22 een resolutie worden bereikt equivalent aan die van de röntgendetectormodule volgens fig. 40 met 32 kanalen en 16 5 rijen en een kleinere reflectorvolumeverhouding; aldus kunnen röntgenstralen worden gedetecteerd met een hoog röntgenstralenvangrende-ment.

Fig. 4 toont een stroomkaart van de bewerkingen van het röntgen CT toestel in deze uitvoeringsvorm.

10 In stap PI wordt het subject op de wieg 12 gelegd en uitge lijnd. Het op de wieg 12 aangebrachte subject ondergaat een uitlij-ning van het referentiepunt van elk gebied ten opzichte van de centrale positie van het licht op het scanportaal 20.

In stap P2 worden verkennende beelden verzameld. De verkennen-15 de beelden worden gewoonlijk genomen bij 0° en 90°, doch in sommige gevallen, bijvoorbeeld voor het hoofd, worden uitsluitend 90° verkennende beelden genomen. Details van het opnemen van verkennende beelden zullen hierna worden gegeven.

In stap P3 worden de condities voor het beeldvormen ingesteld. 20 In het algemeen wordt beeldvorming uitgevoerd onder het weergeven van positie en afbeelding van het af te beelden tomogram op het verkennend beeld. In dit geval zijn dit informatie betreffende de totale röntgendosis per rondloop, schroefvormig scannen, scannen met variabele spoed, conventioneel scannen (axiaal scannen) of cine scannen. 25 Bij cine scannen wordt het aantal omwentelingen per tijdeenheid ingevoerd; de informatie betreffende de röntgendosis voor het aantal omwentelingen per tijdeenheid ingevoerd in de van belang zijnde zone zal getoond worden.

In stap P4 wordt de tomografie uitgevoerd. Details van de to-30 mografie zullen hierna worden gegeven.

Fig. 5 is een stroomkaart van de bewerkingen van de topografie en het vormen van het verkennend beeld met behulp van het röntgen CT toestel 100 volgens de uitvinding.

In de stap SI wordt, tijdens schroefvormig scannen, data van 35 de röntgendetector verzameld tijdens het roteren van de röntgenbuis 21 en de uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 rond het af te beelden object en het lineair bewegen van de wieg 12 op de tafel 10, waarbij de signalen van de detector van de röntgenstralen worden - 19 - verzameld onder toevoeging van de z-positie van de tafel ten opzichte van de detector van de röntgenstralendata DO (inspectie,j, i), gerepresenteerd door de inspectiehoek, het nummer van de detectorrijen, j, en het kanaalnummer i. Bij scannen met variabele spoed wordt niet 5 alleen het opnemen van data volgens het schroefvormig scannen uitgevoerd over een constant bereikt doch wordt ook data opgenomen tijdens versnellen en vertragen.

Bij conventioneel scannen (axiaal scannen) of cine scannen wordt data vanuit de röntgendetector opgenomen door het doen roteren 10 van een dataopzamellijn over één omwenteling of over een aantal omwentelingen waarbij de wieg 12 op de beeldvormtafel 10 in een vaste positie in de z-richting wordt gehouden. De data van de röntgendetector wordt verder verkregen door het roteren van de dataopzamellijn over één omwenteling of een aantal omwentelingen, een en ander zoals 15 nodig, na het bewegen naar de eerstvolgende z-positie.

Bij het vormen van verkennende beelden kan de data van de röntgendetector worden verkregen onder het in een vaste stand houden van de röntgenbuis 21 en de uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 en het lineair bewegen van de wieg 12 op de tafel 10.

20 In stap S2 wordt de data DO (inspectie, j, i) van de röntgen detector onderworpen aan een voorbehandeling om te worden omgezet in projectiedata. Deze voorbehandeling bestaat uit een correctie van de verplaatsing in stap S21, een logaritmische omzetting in stap S22, een correctie voor de röntgenstralendosis in stap S23 en een correc-25 tie voor de gevoeligheid in stap 24, zoals getoond in fig. 6.

Bij het vormen van het verkennend beeld wordt door het weergeven van de voorbewerkte data van de röntgendetector aangepast aan de afmetingen van de pixel in kanaalrichting'en afmeting van de pixel in de z-richting welke is de richting waarin de wieg lineair beweegt, 30 aangepast aan de pixelafmeting van de monitor 6, en aldus wordt het verkennend beeld voltooid.

In stap S3 wordt de voorbewerkte projectiedata Dl (inspectie, j, i) onderworpen aan een correctie voor het verharden van de bundel. Deze correctie voor de verharding van de bundel in stap S3 kan bij-35 voorbeeld worden uitgedrukt in een polynomium zoals hierna weergegeven waarbij de projectiedata een correctie voor wat betreft de gevoeligheid ondergaat in stap S24 van de voorbewerking S2 gerepresenteerd door Dl (inspectie, j, i) en de data na de correctie voor de verhar- - 20 - ding van de bundel op S3 door Dll (inspectie, j, i) .

Mathematische Uitdrukking 1 5 Dll (inspectie J, i) = D\(inspectieJ,i) (Bo(j,i) + Bi(j,i) Dl(inspectieJ,i) + B20,i) Dl(inspectieJ,i)2)

Omdat elke j rijen van detectoren kan worden onderworpen aan een correctie voor bundelverharding onafhankelijk van de andere kan 10 een compensatie worden verkregen voor de situatie waarin de buisspan-ning voor elke lijn van dataopname verschilt van de andere afhankelijk van de condities van beeldvorming, verschillen in detectorkarak-teristieken van rij tot rij.

In stap S4 wordt projectiedata Dll (inspectie, j, i) die een 15 correctie voor de verharding van de bundel heeft ondergaan onderworpen aan filterconvolutie, waarbij filteren wordt uitgevoerd in de z-richting (de rijrichting).

Aldus wordt de data Dll (inspectie, j, i) (i = 1 tot CH, j = 1 tot ROW (=RIJ) van de uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 20 die een correctie voor de verharding van de bundel heeft ondergaan na voorbewerking voor elke inspectiehoek en op elke datacorrectielijn onderworpen aan, bijvoorbeeld, een filtering waarbij de filterafme-ting bestaat uit vijf rijen.

25 Mathematische Uitdrukking 2 (wl(i), w2(l), w3(i), w4(i), w5(i)), j

Onder voorwaarde dat = 1 *-i 30

De gecorrigeerde detectordata D12 (inspectie, j, i) zal als volgt zijn.

Mathematische Uitdrukking 3 35 s D12( inspectie ,j,i) = (Dl 1 {inspectie ,j + *-3,ο·Η>ω) *-l - 21 -

Wanneer wordt aangenomen dat de maximale kanaalbreedte is CH en de maximale rijwaarde is ROW(=RIJ), geldt het volgende.

Mathematische uitdrukking 4 5

Dl \{inspectie = Dl l(tnspectie}0,i) = Dl l(inspectie ,1,/) £)11 (inspectie3 RIJ ,i) = Dl 1 ('inspectie, jfyy +1?/) = Dl 1 (inspectie, RIJ+ 2,z)

Anderzijds kan de dikte van de plak worden ingesteld in overeenstemming met de afstand tot het centrum van de beeldreconstructie 10 door het variëren van de filtercoëfficiënt, van kanaal tot kanaal, in de rijrichting. Omdat de dikte van de plak gewoonlijk groter is in een tomogram aan de randzones dan in het centrum van de reconstructie kan de plakdikte in hoofdzaak uniform worden gemaakt, voor wat betreft de omtrek of het centrum van de beeldreconstructie door een 15 verschil in de filtercoëfficiënt in de rijrichting tussen het centrale deel en de randdelen zodat het bereik van de filtercoëfficiënt van het rij filter meer variaties vertoont in de nabijheid van het centrale kanaal en minder in de nabijheid van het omtrekskanaal.

Door het besturen van de filtercoëfficiënt van het rij filter 20 voor wat betreft de centrale kanalen en de omtrekskanalen van de uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 kan een verschil optreden in de instelling van de plakdikte tussen het centrale deel en de om-treksdelen. Door het enigszins vergroten van de plakdikte van het filter in de rijrichting kunnen zowel het optreden van artefacten als 25 van ruis aanzienlijk worden verbeterd. De mate van verbetering voor artefacten en ruis is op deze wijze regelbaar. Met andere woorden is een regeling mogelijk van een tomogram dat een driedimensionele beeldreconstructie heeft ondergaan, voor wat betreft de beeldkwaliteit in het xy-vlak. In een andere mogelijke uitvoeringsvorm kan een 30 tomogram van een dunne plakdikte worden gerealiseerd door deconvolu-tie filteren in de richting van de rijrichting (de z-richting).

Voorts wordt de röntgenprojectiedata van de divergerende bundel omgezet in een röntgenprojectiedata van de parallelle bundel.

In stap S5 wordt de convolutie van deze functie van reconstru-35 eren uitgevoerd. Het resultaat van de Fourier transformatie wordt vermenigvuldigd met de reconstructieve functie voor het bereiken van een inverse Fourier transformatie. In de convolutie van de recon- - 22 - structieve functie in S5 wordt data na de convolutie van het z-filter gerepresenteerd door D12, data na de convolutie van de recondensatie-ve functie door Dl3 en kan de reconstructieve functie worden geconvo-lueerd door Kernei (j), en deze bewerking van convolueren van de re-5 constructieve functie kan als volgt worden uitgedrukt.

Mathematische Uitdrukking 5 D\2 (inspectie, j,i) = D\2(inspectie J,i)* KemelQ) 10

Aldus maakt de reconstructieve functie Kernei (j) een onafhankelijke convolutie mogelijk van de reconstructieve functie op elk van j rijen detectoren waarbij een compensatie kan worden verkregen voor verschillen in ruiskarakteristieken en resolutiekarakteristieken van 15 de ene rij tot de andere.

In stap S6 wordt de pro j ectiedata D13 (inspectie, j, i) die een convolutie heeft ondergaan van de reconstructieve functie onderworpen aan een driedimensionele terugprojectie voor het verkrijgen van teruggeprojecteerde data D3 (x, y, z). Het te reconstrueren beeld 20 wordt gereconstrueerd in een driedimensioneel beeld op een vlak dwars op de z-as, het xy-vlak. De volgende reconstructiezone P wordt aangenomen evenwijdig te zijn aan eenheid xy-vlak. De driedimensionele terugprojectie wordt beschreven aan de hand van fig. 7.

In stap S7 wordt de teruggeprojecteerde data D3 (x, y, z) on-25 derworpen aan nabewerkingen waaronder een beeldfilterconvolutie en een conversie van de CT waarde voor het verkrijgen van een tomogram D31 (x, y).

In de beeldfilterconvolutie als nabewerking waarbij de data een driedimensionele terugprojectie heeft ondergaan gerepresenteerd 30 door D31 (x, y, z) wordt de data die is gegaan door de beeldfilter convolutie aangegeven met D32 (x, y, z) en het beeldfilter aangegeven door Filter (z), en dan geldt:

Mathematische Uitdrukking 6 35 D32(x, y, z) = Dl l(x, y, z) * Filter(z)

Omdat aldus een onafhankelijke beeldfilterconvolutie mogelijk - 23 - is voor elke j rijen detectoren kan een compensatie worden verkregen voor verschillen in ruiskarakteristieken en resolutiekarakteristieken van de ene rij tot de andere.

Het tomogram dat wordt verkregen wordt afgebeeld op de monitor 5 6.

Fig. 7 is een stroomkaart die details toont van de driedimen-sionele bewerking van terugprojectie (stap S6 in fig. 5).

In deze uitvoeringsvorm wordt het beeld dat moet worden gereconstrueerd tot een driedimensioneel beeld in een vlak dat loodrecht 10 staat op de z-as en het xy-vlak. De volgende reconstructiezone P

wordt aangenomen evenwijdig te zijn met het xy-vlak.

In stap S61 wordt de ruis uitgenomen bij één inspectie van alle inspecties die nodig zijn voor de beeldregelfunctie van een tomogram (namelijk 360° aanzichten of ”180°C + uitbreidhoek" inspecties), 15 en wordt projectiedata Dr, corresponderend met de pixels in de reconstructiezone P, uitgenomen.

Zoals getoond in fig. 8(a) en fig. 8(b) wordt aangenomen dat een vierkante zone van 512 X 512 pixels parallel aan het xy-vlak de reconstructiezone P is, en worden als rijen genomen pixelrij L0 met 20 y=9, een pixelrij L63 met y=63,m een pixelrij L 127 met y=127, een pixelrij L191 met y=191, een pixelrij L 255 met y=255, een pixelrij L319 met y=319, een pixelrij L 383 met y=383, een pixelrij L 447 met y=447 en een pixelrij L 511 met y=511, alle evenwijdig met de x-as waarbij y=0, wanneer de projectiedata op de lijnen PO t/m P511 wordt 25 uitgenomen zoals getoond fig. 9, waarbij deze pixelrijen L0 t/m L511 worden geprojecteerd op het vlak van de uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 in de richting van het uitzenden van de röntgen-bundel en zij zullen dan projectiedata Dr (inspectie, x, y) vormen van de pixelrijen L0 t L511. Er wordt voor gezorgd dat x en y over-30 eenkomen met de pixels (x, y) in het tomogram.

Omdat de röntgendetectoren in de detector 24 met meerdere rijen of de tweedimensionele röntgendetector 24 volgens deze uitvoeringsvormen geen röntgendetectoren zijn met de gebruikelijke rooster-of rechthoekige roosterstructuur zijn maatregelen nodig om te voorko-35 men dat de resolutie afneemt bij het uitnemen van de röntgenprojectiedata in de driedimensionele bewerking van terugprojectie volgens de uitvinding. De maatregelen voor het voorkomen van een verslechtering van de resolutie zullen later worden besproken.

- 24 -

Terwijl de richting van het uitzenden van de röntgenbundel wordt bepaald door de geometrische posities van het röntgenfocus van de röntgenbuis 21, de pixels en de uit meerdere rijen röntgendetector 21 kan, omdat de z-coördinaat z (inspectie) van de röntgendetector 5 DO (inspectie, j, i) bekend is als de z-richting van de lineaire ta-felbeweging Z van de tafel gekoppeld met de data van de röntgendetector kan de richting van uitzenden van de röntgenbundel nauwkeurig worden bepaald in het geometrische systeem van het dataverzamelen en de röntgendetector, zelfs wanneer de data DO van de röntgendetector 10 (inspectie, j, i) wordt verkregen tijdens versnellen en vertragen.

Wanneer een gedeelte van de lijnen uitgaat in de kanaalrich-ting van de röntgendetector 24 zoals dit geldt, bijvoorbeeld, voor de lijn TO die resulteert uit de projectie van de pixelrij L0 op het vlak van de röntgendetector 24 in de richting van het uitzenden van 15 de röntgenstralen wordt de daarmee overeenkomende projectiedata DR (inspectie, x, y) gezet op "0". Wanneer zij uitgaan in de z-richting wordt dit berekend door het extrapoleren van de projectiedata Dr (inspectie,x, y).

Op deze wijze kan projectiedata Dr (inspectie, x, y), die de 20 pixels van de reconstructiezone P aanpast, worden verkregen zoals in fig. 10 getoond.

Verwijzend naar fig. 7 wordt in stap S62 projectiedata Dr (inspectie, xDy) vermenigvuldigd met een kegelbundelreconstructie-weegcoëfficiënt voor het vormen van projectiedata D2(inspectie, 25 x, y), getoond in fig. 11.

De kegelbundelreconstructie wegende coëfficiënt w(i,j) is de volgende. Bij het reconstrueren van een divergerend bundelbeeld geldt de volgende relatie waarin y is de hoek welke een rechte lijn die een verbinding vormt tussen het focus van de röntgenbuis 21 en een pixel 30 g(x,y) insluit ten opzichte van de centrale as PC van de röntgenbundel, terwijl inspectie = pa en de tegenovergestelde afbeelding is inspectie = pb: pD =pD +180° -2y 35

Met de hoeken gevormd door de röntgenbundel die gaat door de pixel g (x, y) op de reconstructiezone P en de röntgenbundel tegenge- - 25 - steld daaraan ten opzichte van het reconstructievlak P voorgesteld met respectievelijk da en Db wordt de teruggeprojecteerde pixeldata D2 (0, x, y) verkregen door het sommeren na vermenigvuldiging met de weegcoëfficiënten voor de reconstructie ma en mb. In het onderhavige 5 geval geldt het volgende.

Mathematische Uitdrukking 7 D2(0,x,y) = ωα · D2(0,xty)_a+ <ob· 1)2(0,x,y)_b 10 waarin D2 (0, x, y)_a wordt verondersteld te zijn de geprojecteerde data van inspectie pa en D2 (0, x, y)_b de geprojecteerde data van inspectie pb.

De som van de onderling tegengestelde bundels van de weegcoëf-15 ficiënten voor de reconstructie van de kegelbundel is: ma + mb = 1

Door het sommeren van de producten van vermenigvuldiging door 20 weegcoëfficiënten voor de reconstructie van de kegelbundel a>a en cob kan de kegelhoekartefact worden gereduceerd.

Zo kunnen bijvoorbeeld weegcoëfficiënten voor de reconstructie ma en mb verkregen met de volgende formules worden gebruikt. In deze formules is ga de weegcoëfficiënt van de inspecties Pa en gb, de 25 weegcoëfficiënt van de inspectie Pb.

τ

Wanneer 1/2 van de divergerende bundelhoek is ymax, geldt het volgende.

30 Mathematische Uitdrukking 8 ga- f(ymsK.aa,fia) gb = /(γτηαχ,αα,βδ) xa = 2-go<1 l(gaq +gb‘') xb = 2 · gb9 /(ga9 + gb9) wa = xa~ (3 - 2xa) wb = xb2 (3 - 2xb) - 26 - (Bijvoorbeeld wordt aangenomen q = 1).

Wanneer bijvoorbeeld wordt aangenomen dat max een functie is die de grootste waarde aanneemt van bijvoorbeeld ga en gb, geldt het 5 volgende.

Mathematische Uitdrukking 9 ga = max[o,{(tt / 2 -f /max) - \βα\ }J-|tan(aa)| gb = max[o,\(π / 2 +γmax)-\β)\ }]-|tan(ai)j 10

In het geval van de reconstructie van het divergerende bundel-beeld wordt elk pixel van de reconstructiezone P nog vermenigvuldigd met een afstandscoëfficiënt. De afstandscoëfficiënt is (rl/rO)2, waarbij rO is de afstand van het focus van de röntgenbuis 21 tot de-15 tectorrij j en het kanaal i van de uit meerdere rijen bestaande rönt-gendetector 24 overeenkomend met de projectiedata Dr, terwijl rl de afstand is van het focus van de röntgenbuis 21 tot een pixel overeenkomend met de projectiedata Dr op de reconstructiezone P.

In het geval van een reconstructie van een parallel bundel-20 beeld is het voldoende om elke pixel van de reconstructiezone P te vermenigvuldigen met uitsluitend de kegelbundelreconstructieweegcoëf-ficiënt w (i# j).

In stap S63 wordt projectiedata D2 (inspectie, x, y) toegevoegd, corresponderend met de data D3 (x, y) van de terugprojectie, 25 vooraf bewerkt zoals getoond in fig. 12.

De reconstructiezone P kan een cirkelvormige zone zijn met een diameter van 512 pixels zoals getoond in fig. 13(a) en 13(b) in plaats van een vierkante zone van 512 x 512 pixels.

Het voorgaande beschreef de totale stroom waaronder het opne-30 men van de röntgenstralendata, ter voorbewerking en de bewerking van terugprojectie. In het nuvolgende zal terugprojectie voor het voorkomen van het verslechteren van de resolutie in de bewerking van de beeldreconstructie in deze uitvoeringsvorm in meer detail worden beschreven.

35 Voor wat betreft Uitvoeringsvorm 1 zal een geval waarin data wordt opgezameld door de uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 of de tweedimensionele röntgendetector 24 onder gebruikmaking van - 27 -

Voorbeeld 1 van de röntgendetectormodule in de uitvoeringsvorm volgens fig. 23 worden beschreven.

Voor wat betreft Uitvoeringsvorm 2 zal een geval waarin gebruik wordt gemaakt van Voorbeeld 2 van de röntgendetectormodule vol-5 gens de uitvoeringsvorm getoond in fig. 36 worden beschreven.

Voor wat betreft Uitvoeringsvorm 3 zal een geval waarin resolutie in de kanaalrichting wordt verbeterd voor het verbeteren van de spatiale resolutie van tomogrammen door het tussenschuiven van rönt-gendetectordata van aangrenzende rijen worden beschreven.

10

Uitvoeringsvorm 1

Voor wat betreft Uitvoeringsvorm 1 zal een geval worden beschreven waarin data, verzameld door de uit meerdere rijen bestaande 15 röntgendetector 24 of een tweedimensionele röntgenzonedetector 24 gebruikmakend van de röntgendetector volgens fig. 23 worden beschreven.

In dat geval zal, omdat de data wordt verzameld door de uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 of de tweedimensionele 20 röntgenzonedetector 24 gebruikmakend van de röntgendetectormodule volgens fig. 23 de data van de röntgendetector er uit zien alsof deze resulteerde uit een verzameling röntgenstralingsdata verkregen door röntgendetectoren in een tandvormig patroon.

De voorbewerkingen en de bewerking van convolutie voor de re-25 constructie kunnen in dat geval bestaan uit de voorbewerkingen volgens de stap S2 van fig. 5 als reeds beschreven, en de correctiestap voor de bundelverharding volgens stap S3, de bewerking van de Z-filterconvolutie volgens stap S4, de bewerking van de convolutie voor de reconstructie in stap S5 en de nabewerkingen volgens stap S7.

30 In de beeldreconstructie van de driedimensionele bewerking van terugprojecteren volgens stap S3 wordt een driedimensionele terugprojectie uitgevoerd op projectiedata afkomstig van een tandvormige structuur waarin de even genummerde rijen en de oneven genummerde rijen van elkaar zijn verschoven over de helft van de afstand in de 35 kanaalrichting dc van de röntgendetectoren in de kanaalrichting, namelijk over dc/2 en over dr/3 ofwel (2/3)IHdr in de rijrichting zoals getoond in fig. 23.

In dit geval worden vier punten van het tandvormige patroon - 28 - genomen zoals getoond in fig. 28, en dan zal de afstand tot de actuele projectiedata worden verlengd, en zal de gewogen additie de pro-jectiedata vager maken.

Gewoonlijk, wanneer de uit meerdere rijen bestaande röntgende-5 tector 24 of te tweedimensionele röntgendetector 24 röntgenstralings-data opneemt van alle rijen van de röntgendetectoren in een vierkante roosterstructuur met dezelfde timing, wordt data verkregen door een gewogen sommering van punten aangegeven met "x" in fig. 29 worden verkregen door gewogen sommering van vier nabijgelegen punten, name-10 lijk vier punten van de actuele data van de projectiedata in de posities aangegeven met "·". De lengte in de kanaalrichting en de rijrichting van maas van de vierkante roosterstructuur van de uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 en de tweedimensionele röntgendetector is aangegeven met "1" en de vervaagde afstand door de 15 gewogen sommering is in dit geval "1" zowel in de kanaalrichting als in de rijrichting.

Het berekenen van data door gewogen sommering van de data afkomstig van de invallend röntgenstralen in het tandvormige patroon, als uitbreiding van dit idee geeft de data door het onderwerpen van 20 de vier hoekpunten van een parallellogram verlopende in de kanaalrichting, zoals getoond in fig. 28, aan een bewerking van gewogen sommering. In dat geval zal de data van de invallende röntgenstraling vervagen in de kanaalrichting, en het uiteindelijk verkregen tomogram zal ook vervaagd zijn, resulterend in een verslechterde spatiale re-25 solutie. De afstand die wordt vervaagd door gewogen sommering is in dit geval "1,5" in de kanaalrichting en "1" in de rijrichting.

Met het oog daarop maakt een driepunts gewogen sommeringsbe-werking van drie verkozen punten nabij de hoekpunten van het parallellogram zoals getoond in fig. 20 een gewogen sommering mogelijk die 30 minder gevoelig is voor vervagen van de pro jectiedata dan een vier-punts gewogen sommeringsbewerking. In da geval is de afstand die is vervaagd door gewogen sommering "0,5" in de kanaalrichting en "1" in de rijrichting.

Een overeenkomstig effect kan worden verkregen door het ge-35 bruik van röntgenprojectiedata van een vierkante roosterstructuur in de driepunts gewogen sommering zoals getoond in fig. 31. In dit geval is eveneens de afstand vervaagd door gewogen sommering "0,5" in de kanaalrichting en "1" in rijrichting.

- 29 -

Voor een ander voorbeeld van een reductie van vervagen van projectiedata in een driepunts gewogen sommeringsbewerking wordt verwezen naar fig. 33.

De afstand naar de actuele data in de driepunts gewogen somme-5 ring is L4 = SI = S2 + S5.

De afstand naar de feitelijke data in de vierpunts gewogen sommering is L4 = SI = S2 = S3 + S4.

Omdat S5 kleiner is dan zowel S3 als S4 geldt het volgende: 10 L4 > L3

Derhalve zal een driepunts gewogen sommering minder vervaging van de projectiedata geven.

Terugkerend naar de beschrijving van de driepunts gewogen som-15 mering van röntgendetectoren in de tandvormige structuur getoond in fig. 30 kan de reële data van de röntgenprojectiedata op de vier punten nabij de positie van data worden berekend door gewogen sommering, g(i + Δί, j + Δj) , waarbij ^ Δ < 1, 0 < Aj <1, zoals getoond in fig. 30 worden aangenomen te zijn: 20 g(ij) g(i + IJ), g(>J + *), g(« + 1»j + 1)

Voor het kiezen van drie dichter bij gelegen punten uit deze vier punten: 25 (1) wanneer 0<Δχ < 1/2, 0 ^ Aj ^ 1/2 g(ij), g(i+ lJ)>g(iJ + 1) worden gekozen 30 (2) wanneer : 0 < Ai ^ 1/2,1/2 < Aj <1 g0J)>g(i.j + l)>g(i+ 1J + O worden gekozen (3) wanneer 1/2<Δί<1,0<Aj<1/2 g(ij)> g(i> j + ï)> g(i + 1J + !) worden gekozen 35 - 30 - (4) wanneer 1/2<Δϊ<1, l/2<Aj < 1 gÖ + l»j),g(i,j + 1XgO + lJ + l) worden gekozen 5 Gewogen sommering wordt op de volgende wijze verwerkt door het vermenigvuldigen van de drie punten, op deze wijze gekozen, met weeg-coëfficiënten.

Mathematische Uitdrukking 10 10 g(i + Ai, j + Aj) = wa · g(i, j) t wb g(i + 1,7') + ^· g(i, j +1) m-0+wa + h’c =1

Hoewel er vele methoden zijn voor het bepalen van de weegcoëf-ficiënt wa, wb en wc worden lineaire weegcoëfficiënten (weegcoëffici-15 enten van de eerste orde) als hierna gegeven als voorbeeld vermeld.

Fig. 32 toont een werkwijze voor het uitnemen van data gebruikmakend van driepunts gewogen sommering met lineair gewogen sommering .

20 Mathematische Uitdrukking 11

Ad(J + Ai+x, j)d(i + \,j)d(i + l,j +1) bd(i + Ai+x, j)d (i + Ai, j)d{i + Ai, j + Af)

De overeenkomstigheid als bovenstaand leidt tot de volgende 25 relatie.

Mathematische Uitdrukking 12 x Ai :—— ~ (Formule 1) Ι-Δι+jc 1

Hieruit kan x als volgt worden berekend.

30 - 31 -

Mathematische Uitdrukking 13 λ = Δ/(1 - Ai + x) - Δ/(1 - Ai) + Ajx r· (1 — Aj) = Δ/(1 -Ai) (Formule 2) 1-Δ/ A. x ---Aj 1 A/ 5 Incidenteel kan d(i + Δΐ + s,j) worden verkregen door het op de vol gende wijze onderwerpen van d(i,j) en d(i+lj) aan gewogen sommering.

Mathematische Uitdrukking 14 10 d(i + Ai + x,j) = (l-Ai + x)-d(i,j) + (Ai-x)-d(i + \,j) (Formule 5)

Uit Formule 5 kunnen (l-Δί + χ) en (i - x) op de volgende wijze uit (Formule 2) worden verkregen.

15 Mathematische Uitdrukking 15 (1-Δ/ + χ) = 1-Δ/ + ^—~T'4? 1-Δ/ _ (\ _ AA/1 ~~ 4/+4/\ 1-Δ/ (Formule 3) 1-Δ; ~ 1 “4/ *

Mathematische Uitdrukking 16 20 (Ai — x) = Ai — -—— · Aj 1 -Aj _ Ai — Ai · Aj — Aj + Ai · Δ/ 1 — Aj (Formule 4) _ Ai - Δ; ~ 1 - Aj d(l+Ai,j+ Aj) kan op de volgende wijze worden verkregen uit (For- - 32 - mule 5), (Formule 3) en (Formule 4).

Mathematische Uitdrukking 17 d(i + Ai,7 + Δ/) = (/(/ + 1,7 + 1)+ 1—f=^—* ·<ƒ(/ +Δ/+ xj)

Vl + ίΜ)2 I, Vl + (Δ*)2 J

= 7......—, -rf(/ + lj + l) + i 1—7

Vl + (M)2 ^ Vl + (^)2J

• ((1 - Ai + x) · d{ij) + (Ai-x) · d(i + IJ» / . > = / 2 -rf(/ + lj + l) + 1—,

λ/ΐ + (Μ)2 I, Vl + (A*)2J

• i—- - (/, y) + · d(i+ij) \1 —4/ l —Af J)) = , A^- .rf(i + lj + l) + i 1—τ -

yl + (Afc)2 Vl + (M)2J

(1 - Ai) · (/, j) + (Ai - Af) d(i + h j)

5 ‘“'V

Formule (6)

Op deze wijze kan uitnemen van data onder gebruikmaking van 10 driepunts gewogen sommering met lineair gewogen sommering worden bereikt .

Door het gebruik van de werkwijze als hierboven beschreven voor de bewerking van de driedimensionele terugprojectie in stap S5 volgens fig. 5 kan data worden verkregen door de bewerking met gewo-15 gen sommering zonder het vervagen van data in de kanaalrichting wanneer data wordt uitgenomen uit röntgenprojectiedata in een tandvormi-ge omgeving waarin het opnemen van de röntgendata afwisselend plaatsvindt tussen de even genummerde rijen en de oneven genummerde rijen van een uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 of de tweedi-20 mensionele röntgendetector 24, en kunnen tomogrammen met een hoge resolutie worden verkregen zonder vervagende pixels zelfs in tomogrammen met behulp van driedimensionele terugprojectie.

Terwijl de wijze met drie punten voor een bewerking met driepunts gewogen sommering of driepunts interpolatie volgens Uitvoe-25 ringsvorm 1 in wezen is "het kiezen van de dichtstbijzijnde drie pun- - 33 - ten" is deze meer in het bijzonder in fig. 46 getoond.

De rangschikking van de röntgendetectorkanalen in de uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 of de tweedimensionele rönt-gendetector 24 in deze Uitvoeringsvorm 1 is zoals getoond in fig.

5 46(a). Het merkpunt geeft de centrale positie (de positie van het zwaartepunt) van elk röntgendetectorkanaal aan.

Terwijl data op het punt wordt verkregen door een bewerking met gewogen sommering kan, omdat het zich bevindt in AEFG

het ook worden berekend door bewerking van gewogen sommering van data 10 in de drie punten omvattende punt E, punt F en punt G.

Wanneer data op het punt "A" op overeenkomstige wij ze wordt verkregen door de bewerking van gewogen sommering kan deze, daar het punt A zich bevindt in AFGH, ook worden berekend door een bewerking van gewogen sommering van de data in de drie punten omvattende punt 15 F, punt G en punt H.

Aldus kunnen punten die liggen binnen de driehoek in fig. 46(a) worden berekend door het onderwerpen van de data in de drie hoekpunten van de driehoek aan een bewerking van gewogen sommering.

Waar voorts de punten liggen in het vierkant ABCD in fig.

20 46(a), een en ander zoals getoond in fig. 46(b), kunnen drie punten worden gekozen en als volgt worden bepaald. Wanneer "x" is in het onderste linker deel van het vierkant ACD zoals getoond in fig.

46(c), worden de punten punt A, punt C en punt D van AACD gekozen op de wijze zoals getoond in fig. 46(d) voor driepunts interpolatie, en 25 wanneer "x" ligt in het onderste rechter deel van het vierkant ABCD zoals getoond in fig. 46(e) worden punt B, punt C en punt D van ABCD gekozen op de wijze als getoond in fig. 46(f) voor driepunts interpolatie .

Details van deze classificatie voor verschillende gevallen 30 zijn verder getoond in fig. 47.

Zoals getoond in fig. 47(a), waarin het vierkant ABCD is verdeeld in acht kwadranten 1 t/m 8, de punten: punt A, punt B en punt D van de AABD, getoond in fig. 47(b), gekozen in het geval van de kwadranten 1 en 2, worden de punten: punt A, punt B en punt C van de 35 AABC getoond in fig. 47(c) gekozen in het geval van de kwadranten 2 en 4, worden de punten: punt A, punt C en punt D van AACD, getoond in fig. 47(d) gekozen in het geval van de kwadranten 5 en 6 en worden de punten: punt B, punt C en punt D van ABCD getoond in fig. 47(e) geko- - 34 - zen in het geval van de kwadranten 7 en 8.

Het hierboven beschreven concept van de driepunts gewogen sommering kan op overeenkomstige wijze worden toegepast bij interpola-tiebewerkingen.

5 Applicatie van de bewerking van gewogen sommering op applica- tiebewerking zal worden beschreven aan de hand van de fig. 25 en 26.

Allereerst verwijzend naar fig. 25 zal gedetailleerd het verschil tussen de bewerking van gewogen sommering en interpolatiebewer-king worden beschreven. De beschrijving zal worden gegeven aan de 10 hand van een geval waarin data wordt verkregen uit de röntgenprojec-tiedata op het moment van een driedimensionele beeldreconstructie en een driedimensionele terugprojectie wordt bewerkt op een tomogram van het beeldreconstructievlak.

Fig. 25 toont een geval van terugprojectie door vierpunts ge-15 wogen sommering. Aangenomen wordt dat het punt g(i + Ai,j + Aj) op de rönt-genprojectiedata dat moet worden teruggeprojecteerd wordt berekend en het wordt teruggeprojecteerd naar een tomogram op het beeldreconstructievlak. De reële data van de röntgenprojectiedata en de omgeving van het punt g(i + Ai,j + Aj) wordt aangenomen te zijn g(i, j), g(i + lj),g(i,j 20 + 1) en g(i + 1, j + 1), wanneer de weegcoëfficiënten wl, w2, w3 en w4 zodanig worden bepaald dat de volgende gelijkheid geldt:

Mathematische Uitdrukking 18 g(i + Ai, j + Aj) = g(i, j)x wl + g(i +1, j)x w2 + g(i, J + l)xw3 + g(i + l,J + ï)x w4 25 in plaats van het bepalen van het punt g(i + Δϊ, j + Aj) uit de voorgaande gelijkheid worden de producten van de röntgenprojectiedata vermenigvuldigd met de vierpunts gewogen coëfficiënten van de röntgenprojec-30 tiedata voor een aanpassing van de pixels van het tomogram op het beeldreconstructievlak onder het scannen van het beeldreconstructievlak wl*g(ij) w2xg<i+lj) \\3xg (i-j+1) w4Xg(i+lj+l) - 35 - gesommeerd aan de pixels (x, y) van het tomogram op het beeldrecon-structievlak.

In fig. 26 is daarentegen een geval van bewerking van terugprojectie met een vierpunts interpolatie getoond.

5 Aangenomen wordt dat het punt g(i + Ai J + Aj) van de röntgenprojec- tiedata die wordt teruggeprojecteerd wordt bepaald en wordt teruggeprojecteerd op een tomogram in het beeldreconstructievlak. De reële data van de röntgenprojectiedata in de omgeving van het punt g(i + Ai,j + Aj) wordt aangenomen te zijn g(i,j), g(i + IJ), g(i,j + 1) en g(i + 1J + 1), 10 wanneer de weegcoëfficiënten wl, w2, w3 en w4 zodanig worden bepaald dat de volgende uitdrukking geldt:

Mathematische Uitdrukking 19 , c g(i + Ai, j + Aj) = g{i,j) x wl + g(i + IJ) x w-2 + g(ij +1) x wtf + g(i +1,j +1) x W’4 en dan wordt het punt (i+Ai,j + (j) berekend uit de bovenstaande gelijkheid. Onder een aanpassing van de röntgenprojectiedata met de tomo-grampixeldata met het scannen van het beeldreconstructievlak worden 20 interpolatiecoëfficiënten wl, w2, w3 en w4, die zijn bepaald, uitge oefend op de pixels f(x, y) van het tomogram in het beeldreconstructievlak bij het zoeken naar g(i + Ai,j+Aj) waarbij een dataverkrijging is uitgevoerd door de vierpunts interpolatie zoals hierboven beschreven.

Op deze wijze wordt, wanneer de driedimensionele terugprojec-25 tie wordt uitgevoerd op de pixels f(x, y) van het tomogram van het beeldreconstructievlak, hetzij bij een bewerking van gewogen sommering of bij de interpolatiebewerking, een eventuele toevoeging van het hieronder genoemde punt g(i + AiJ+Aj) naar f(x,y) uitgevoerd zodat er geen mathematisch verschil daartussen bestaat.

30

Mathematische Uitdrukking 20 g(i + Ai, j + Aj) = g(i,/)xwl + g(i +1, j)x w2 + g(i, j +1)x w3 + g(i + 1,;' + 1)xh4 35 Bij de bewerking van het terugprojecteren echter of bij de driedimensionele terugprojectie wordt g(i + Ai,j + Aj) toegevoegd aan het tomogram van het reconstructievlak van het beeld van de terugprojec- - 36 - tie op de verwerkingslijn voor de terugprojectie zoals getoond in fig. 25 en fig. 26. Het tomogram bestaat in feite uit punten "·" van het roostercoördinaatstelsel (Cartesiaans stelsel) zoals getoond in fig. 34.

5 In dat geval gaat de locuslijn van de bewerking van terugpro jectie niet noodzakelijkerwijs door de roosterpunten van dit rooster-coördinatenstelsel. Een geval wordt beschouwd waarin, bijvoorbeeld, de sommering van de bewerking van terugprojectie van g(i + Ai,j + Aj) aan een pixel f(x',y') in de nabijheid van f(x,y) op de dezelfde locuslijn van 10 de terugprojectie als het pixel f(x,y) op het tomogram moet worden uitgevoerd. Aannemend dat f(x',y') niet is een roostercoördinaatpunt en de roostercoördinatenpunten nabij f(x',y') zijn f(xl,,yl')f f(x2’,y2'), f(x3',y3') en f(x4',y4'), zoals getoond in fig. 35, bij de bewerking van gewogen sommering wordt de röntgenprojectiedata g(i + Δί,j + Aj), voor een aanpas-15 sing van het pixel f(xl', y 1') op het tomogram berekend als hierna gegeven en aan (fxl',yl') worden toegevoegd.

Mathematische Uitdrukking 21 20 g{i + Δ/1), j + Δ/1) = g(i, j)x wl 1 + g(i +1, j) xw2l + g(i, j +1)x w31 -f g(i +1, j +1)x w4

Projectiedata voor de röntgenstralen g(i + ΔΪ2,j + Aj2), overeenkomend met het pixel f(x2',y2') op het tomogram, worden op de volgende wijze berekend en aan f^x2',y2') toegevoegd.

25 Mathematische Uitdrukking 22 g(i + Δ/2), j + Δ/2) = g(i, j) x wl 2 + g(i +1, ƒ) * ^22 + g(i, j +1) x w32 + g(i +1, j +1) x w42

Projectiedata voor de röntgenstralen g(i + ΔΪ3,j + Aj3), overeenkomend met het pixel f(x3',y3') op het tomogram, worden op de volgende wijze bere-30 kend en aan f(x3',y3') toegevoegd.

Mathematische Uitdrukking 23 g(i + Δ/3), j + Δ/3) = g(i, j) x wl3 + g(i +1, j) x w23 + g(i,j +1) x w33 + g(i +1, j +1) x w43 35 Projectiedata voor de röntgenstralen g(i + ΔΪ4,j + Aj4), overeenkomend met het pixel f(x4',y4') op het tomogram, worden op de volgende wijze bere- - 37 - kend en aan f(x4',y4') toegevoegd.

Mathematische Uitdrukking 24 g(i + Δ/4), j + 4/4) = g(j, j) x >vl 4 + g(i +1,7') x w24 + g(i,j +1) x w34 + g(i +1, j +1) x w44

De weegcoëfficiënten wlx, w2x, w3x en w4x worden nieuw berekend uit de respectievelijke roostercoördinaatpunten f(xl',yl'), f(x2',y2'), f(x3', y3') en f(x4’, y4’) in de omgevingen van f(x\ y*) en onderworpen aan de bewerking van gewogen sommering.

10 Waar de punt op de röntgenprojectiedata die het pixel f(x,y) aanpast aan het tomogram van het beeldreconstructievlak in de bewerking van interpoleren wordt gerepresenteerd door g(i+Ai,j + Aj) en g(i + Δί, j + Aj) verkregen door de bewerking van interpoleren wordt gerepresenteerd door gl(□,1) wordt de data op de nabije projectiedata 15 voor de röntgenstralen als volgt.

In dit geval is de pixel f(x', y') in de omgevingen van f(x,y) op dezelfde terugprojectie bewerkende locuslijn van het pixel f(x,y) op het tomogram gevolgd.

20 Mathematische Uitdrukking 25 ƒ s gKk, 0 x wal + gl(k +1,/) x WÖ2 + g\{k,l +1) x wa3 + g\{k +1,1 +1) x wa4

Op deze wijze kan f(x', y') worden verkregen uit de data die re-25 sulteert uit de interpolatiebewerking.

Wanneer aldus de driedimensionele terugprojectie wordt uitgevoerd door het gebruik van gewogen sommeerbewerkingen kan een tomogram worden verkregen door een bewerking van driedimensioneel terugprojecteren zonder dat de resolutie van de röntgenprojectiedata ver-30 slechtert.

In tegenstelling daartoe zal, wanneer interpolatiebewerking wordt gebruikt, de resolutie van het tomogram verkregen door driedimensioneel terugprojecteren verslechteren tenzij de resolutie van de röntgenprojectiedata geconverteerd door interpolatiebewerking vol-35 doende is. In tegenstelling daartoe zal, zelfs wanneer interpolatiebewerking wordt gebruikt, wanneer de resolutie van de omgezette röntgenprojectiedata voldoende is, resolutie van het tomogram dat wordt - 38 - verkregen door een driedimensionele bewerking van terugprojectie niet verslechteren.

Zoals hierboven beschreven wordt data die moet worden teruggeprojecteerd uitgenomen door het gebruik van een driepunts gewogen 5 sommeerbewerking of een driepunts interpolatiebewerking, gevolgd door driedimensionele terugprojectie. Zelfs wanneer data die moet worden teruggeprojecteerd wordt uitgenomen door een vierpunts gewogen sommeerbewerking of een vierpunts interpolatiebewerking en een driedimensionele terugbewerking, bewerkt zoals getoond in fig. 28, de reso-10 lutie in de kanaalrichting enigszins verslechteren, doch kan een tomogram met een hogere resolutie dan die getoond in fig. 21 worden verkregen.

Uitvoeringsvorm 2 15

Uitvoeringsvorm 2 getoond in fig. 36 is een versie van Uitvoeringsvorm 1 waarin de omtreksdelen van de röntgendetectormodule gemakkelijker kunnen worden vervaardigd.

In Uitvoeringsvorm 2 wordt een tandvormige structuur overeen-20 komstig die van Uitvoeringsvorm 1 gebruikt.

In Uitvoeringsvorm 2 worden eveneens voorbewerkingen, convolu-tie voor de reconstructie etc. uitgevoerd overeenkomstig de voorbewerking in stap S2, een correctie voor de verharding van de bundel in stap S3 en een z-filterconvolutiebewerking in stap S4, een convolutie 25 voor de reconstructie stap S5 en nabewerkingen in stap S7.

In driedimensioneel terugprojecteren, uitgevoerd in stap S6, kan, door een gebruik van een driepunts gewogen sommeerbewerking, volgens Uitvoeringsvorm 1, data worden uitgenomen zonder vervaging van de projectiedata, en kan een reconstructie van het beeld worden 30 uitgevoerd zonder verslechtering van de spatiale resolutie van het tomogram dat is verkregen tijdens de driedimensionele terugprojectie.

Door het kiezen van de drie punten in de bewerking van de driepunts gewogen sommering of driepunts interpolatie volgens Uitvoeringsvorm 2 is in wezen sprake van het "kiezen van de dichtbij gele-35 gen drie punten". Fig. 8 toont de wijze van kiezen van deze drie punten bij het proces van driepunts gewogen sommering of driepunts interpolatie volgens Uitvoeringsvorm 2.

De rangschikking van de röntgendetectorkanalen in de uit meer- - 39 - dere rijen bestaande röntgendetector 24 of de tweedimensionele rönt-gendetector 24 in Uitvoeringsvorm 2 is zoals in fig. 48 getoond. De merktekens " ·" geven aan de centrale positie (de positie van het zwaartepunt) van elk kanaal van de röntgendetector.

5 Wanneer data betreffende het punt "wordt verkregen door het proces van gewogen sommering kan, omdat het punt ligt in AABC, deze worden bepaald door de bewerking van gewogen sommering van data in de drie punten inclusief het punt A, punt B en punt C.

Wanneer op overeenkomstige wijze data van het punt "A" wordt 10 verkregen door de bewerking van gewogen sommering kan deze, omdat het punt "A" ligt in AACB, deze worden berekend door het proces van gewogen sommering in de drie punten: het punt A, punt C, punt D.

In fig. 48 is, in tegenstelling tot fig. 46 die de drie punten van Uitvoeringsvorm 1 toont, geen sprake van een vierkant, doch is 15 elk geval geconfigureerd als een driehoek. Daarom kunnen de drie te kiezen punten steeds uniek worden bepaald.

Uitvoeringsvorm 3 20 In tegenstelling tot de projectiedata voor de röntgenstralen verkregen met de röntgendetectoren door de röntgendetectiemodule getoond in fig. 23 of fig. 36 is het mogelijk dat projectiedata voor de röntgenstralen, die de voorbewerkingen heeft doorlopen volgens stap S2 in fig. 5, röntgenstralenprojectie die de correctie voor de ver-25 harding van de bundel heeft doorlopen in stap S3 in fig. 5 of röntgenstralenprojectie die is gegaan door de z-filterconvolutiebewerking in stap S4 volgens fig. 5 weergegeven door D(inspectie, j,i) met een tussenvoeging door het alternatief invoegen van röntgenstralendata in de kanaalrichting in de j-de rij röntgenstralendata D(inspectie, j/i) 30 van detector van de röntgenstralen en de (j+i)-de rij detectiedata voor de röntgenstralen D(inspectie, j,i) van de röntgendetectie kan nieuwe k-de rij 1-de kanaaldetectiedata voor de röntgenstralen D(inspectie, j,i) opleveren.

35 Onder voorwaarde dat geldt l<l<2CH,l<k<^/2.

Bijvoorbeeld Dl (inspectie, 1,1) = (D(inspectie, 1,1), D (inspectie, 2,1), - 40 - DQnspectie, 1,2), D(inspectie, 2,2),

Dffnspecrte, 1,3), THfnspectie^ 2,3), K □□□ □□□

D

JXinspectie, 1, CH), D(fnspectie, 2, CH).

Nameli j k Dl (inspectie, 2j +1) = O(inspectiej, int(l/2)), 10

Dl {inspectie, 2j, 1)—JXirtspectie/), ini(l/2)).

Dit leidt tot een verbetering van de resolutie van de projec-tiedata voor de röntgenstralen in de kanaalrichting, waarmee de spa-15 tiale resolutie van het tomogram kan worden verbeterd.

Wanneer de afstand tussen de j-de rij en de (j+l)-de rij verwaarloosbaar is ten opzichte van de dikte van de plak is, zelfs wanneer meer of minder artefacten als gevolg van een vertraging tussen de j-de en de (j+l)-de rij wordt gegenereerd de voorgaande methode 20 effectief wanneer goede prestaties van het tomogram voor wat betreft de spatiale resolutie worden gevraagd.

De dan tussengevoegde projectiedata voor de röntgenstralen kan worden behandeld alsof deze eendimensioneel gerangschikte data zou zijn zoals getoond in fig. 32. In wezen wanneer de plakdikte voldoen-25 de groot is ten opzichte van de rijbreedte dr, en wanneer de projectiedata voor de röntgenstralen equivalent aan die plakdikte moet worden gesommeerd in de rijrichting (z-richting) zal, wanneer de plakdikte groot genoeg is om de rijbreedte dr verwaarloosbaar te maken, deze benadering gelden.

30 Het is ook acceptabel om data uit te nemen na het onderwerpen van de tussengeschoven projectiedata voor de röntgenstralen aan een gewogen sommering en interpolatie in de kanaalrichting door een twee-punts gewogen sommering of een tweepunts interpolatie, en een driedi-mensionele bewerking van terugprojectie uit te voeren; 35 Het is ook acceptabel de bewerking van de "dichtstbijzijnde buur” uit te voeren wat de "dichtstbijzijnde data" oplevert in plaats - 41 - van een tweepunts gewogen sommering of tweepunts interpolatie, uitnemen van data en het uitvoeren van driedimensionele terugprojectie.

Uitvoeringsvorm 4 5

Voor het vergelijken van driepunts gewogen sommering en die interpolatiebewerkingen met vierpunts gewogen sommeringsbewerking en vierpunts interpolatiebewerking worden in het algemeen de volgende verschillen gevonden.

10 (1) Driepunts gewogen sommeringsbewerking en driepunts interpolatiebewerking: slechts voor wat betreft signaal-ruisverhouding doch goed voor wat betreft resolutie.

(2) Vierpunts gewogen sommeringsbewerking en vierpunts interpolatiebewerking: goed voor wat betreft signaal-ruisverhouding doch 15 slecht voor wat betreft de resolutie.

Het verschil in signaal-ruisverhouding is het gevolg van het verschil in het aantal data gebruikt bij gewogen sommeringsbewerking of interpolatiebewerking: in het algemeen geldt: hoe groter het aantal data, des te hoger de signaal-ruisverhouding en des te lager de 20 beeldruis.

Feiten betreffende de resolutie getoond in fig. 49.

Fig. 49 toont data van enkele van de röntgendetectorkanalen in 25 de uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 24 of de tweedimensi-onele röntgenzone 24. Voor een beter begrip geeft röntgenprojectieda-ta die een hoogfrequente variatie aangeeft waarin data betreffende "1" is gevonden op slechts één kanaal uit- "0" data van 3x3 kanalen. Nu wordt een geval beschouwd waarin wordt aangenomen dat het interval 30 van één roostereenheid getoond in fig. 50 wordt aangenomen "1" te zijn, projectiedata voor de röntgenstralen wordt onderworpen aan data uitnemen op fijne intervallen in vierpunts gewogen sommeringsbewerking of vierpunts interpolatiebewerking. Verwijzend naar fig. 50: wanneer data wordt uitgenomen op intervallen van 0,125 in de vier-35 punts sommeringsbewerking of de vierpunts interpolatiebewerking getoond in fig. 50 terwijl de halve breedte FWHM (Full Width Half Maximum) is "1" in de horizontale richting en "1,414" in een richting onder 45 graden ten opzichte van de intervallen van "1", en in de - 42 - driepunts gewogen sommeringsbewerking of de driepunts interpolatiebe-werking getoond in fig. 51 waar de halve breedte FWHM is "1" in horizontale richting en "0,707" in een richting onder 45 graden.

Het blijkt aldus dat de resolutie hoger is bij driepunts gewo-5 gen sommeringsbwerkingen of driepunts interpolatiebewerking.

In Uitvoeringsvorm 4 worden voorbewerkingen in stap S2, een correctie voor de verharding van de bundel in stap S3 en een z-filterconvolutiebewerking in stap S4 getoond in fig. 5 uitgevoerd op dezelfde wijze als in Uitvoeringsvorm 1. Echter in de van divergentie 10 -naar-parallel-conversie van het omzetten van de röntgenprojectiedata van de uiteindelijke divergerende bundel naar röntgenprojectiedata van een parallelle bundel in de z-filterconvolutiebewerking volgens stap S4 kan een driepunts gewogen sommeringsbewerking of een driepunts interpolatiebewerking ook worden gebruikt.

15 Wanneer een driepunts gewogen sommeerbewerking of een drie punts interpolatiebewerking wordt gebruikt in de stap S6 van de drie-dimensionele terugprojectie na de bewerking totdat de convolutie voor de reconstructie in stap S5 is uitgevoerd op dezelfde wijze als in Uitvoeringsvorm 1 kan blijken dat de resolutie van het tomogram hoger 20 is dan wanneer een vierpunts gewogen sommeerbewerking of een vier-punts interpolatiebewerking wordt gebruikt.

Op deze wijze kan de resolutie van het tomogram worden verbeterd door een driepunts gewogen sommeerbewerking of driepunts.

In het röntgen CT toestel 100 dat tot nu toe is beschreven kan 25 het röntgen CT toestel of de röntgen CT afbeelding volgens de onderhavige uitvinding worden gerealiseerd met een eenvoudige werkwijze die leidt tot een hogere resolutie van de röntgendetector voor uit meerdere rijen bestaande röntgendetectoren of tweedimensionele rönt-genzonedetectoren met een matrixvormige structuur en een verbetering 30 van de resolutie van tomogrammen bij een röntgen CT toestel dat dergelijke röntgendetectoren gebruikt en werkt met conventionele scanning (axiale scanning), cine scanning, schroefvormige scanning of schroefvormige scanning met variabele spoed.

De beeldreconstructiewerkwijze volgens deze uitvoeringsvorm 35 kan zijn de gebruikelijke driedimensionele beeldreconstructiewerkwij-ze zoals de algemeen bekende Feldkamp methode. Het kan ook een andere driedimensionele beeldreconstructiewerkwijze zijn. Alternatief kan het een tweedimensionele beeldreconstructie zijn.

- 43 -

Een uniforme plakdikte van rij tot rij en een uniforme beeldkwaliteit voor wat betreft artefacten en ruis kan worden bereikt met de onderhavige uitvoeringsvorm door convoluerende rijrichting (z-richting) filters die van rij tot rij in filtercoëfficiënt verschil-5 len door het bijstellen van fluctuaties in beeldkwaliteit, en verschillende filtercoëfficiënten in de z-richting zijn voor dit doel denkbaar. Elk daarvan kan leiden tot overeenkomstige effecten.

Hoewel de onderhavige uitvoeringsvorm is beschreven onder de aanname dat gebruik wordt gemaakt van een röntgen CT toestel voor 10 medische doeleinden kan de uitvinding ook worden gebruikt als een röntgen CT toestel voor industriële doeleinden of als een röntgen CT PET toestel of een röntgen CT SPECT toestel in combinatie met enig ander toestel.

Hoewel deze uitvoeringsvorm gebruik maakt van sommeren of in-15 terpolatie in een driepunts gewogen sommering of driepunts interpolatie met lineaire benaderingen kunnen ook sommeringen of interpolaties van hogere orde worden gebruikt, zoals van de tweede of de derde orde .

Hoewel de röntgendetectormodule wordt aangenomen rechthoekig 20 te zijn zoals getoond in fig. 44 kan deze ook een programmeerbare röntgendetectormodule zijn zoals getoond in fig. 45. In dat geval zal, omdat het röntgendetectorkanaal in een einddeel steeds dezelfde vorm zal hebben als een röntgendetectorkanaal in het centrale deel het probleem met het röntgendetectorkanaal in een einddeel zoals ge-25 toond in fig. 23 niet optreden.

- 44 -

VERTALING VAN TEKST IN TEKENINGEN

Fig. 1: 100 Röntgen CT toestel 1 bedieningsconsole 2 invoerinrichting 3 centrale bewerkingseenheid 5 data opnemende buffer 6 monitor 7 geheugeneenheid 10 afbeeldtafel 12 wieg 15 roterende eenheid 20 scanportaal 21 röntgenbuis 22 besturingsröntgenbuis 23 collimator 24 uit meerdere rijen bestaande röntgendetector of tweedi-mensionele röntgenzonedetector

25 DAS

26 besturing draaibare eenheid 27 besturing hellingscanportaal 28 röntgenbundel vormend filter 29 regelmatigheidsbesturing 30 sleepring 40 optische camera

Fiq. 2: 21 Röntgenbuis 24 uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 28 röntgenbundel vormend filter 201 Röntgenfocus P reconstructiezone 203 röntgenbundel (kegelbundel) 204 röntgendetectoroppervlak 205 bundel centrale as - 45 - 206 kanaalrichting IC rotatiecentrum (ISO)

Fiq. 3: 21 röntgenbuis 23 röntgenstralingscollimator 24 uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 301 breedte van uit meerdere rijen bestaande röntgendetector op centrum rotatieas 302 centrum röntgenbundelas 303 detectierichting 304 rotatiecentrum 305 as bundel

Fiq. 4: 401 start

Pl Stap PI - plaats subject op wieg 1 en lijn positie uit P2 Stap P2 - verzamel verkennende beelden P3 Stap P3 - zet beeldvormcondities P4 Stap P3 - neem tomogram op 402 Einde

Fig. 5; 501 Start 51 Stap SI - verzamel data 52 Stap S2 - voorbewerkingen 53 Stap S3 - corrigeer bundelverharding 54 Stap S4 - bewerking van Z-filterconvolutie 55 Stap S5 - reconstructiefunctie convolutiebewerking 56 Stap S6 - driedimensionele bewerking van terugprojectie 57 Stap S7 - nabewerkingen 502 Einde

Fig. 6: 601 Start - 46 - 521 Stap S21 - corrigeer verschil 522 Stap S22 - logaritmische conversie 523 Stap S23 - corrigeer dosis röntgenstraling 524 Stap S24 - corrigeer gevoeligheid 602 Einde

Fig. 7: 701 Start driedimensionele terugprojectie

561 Stap S61 - neem projectiedata Dr uit onder aanpassing van elke pixel in reconstructiezone P

562 Stap S62 - vermenigvuldig elk stel projectiedata Dr met kegelbundelreconstructieweegcoëfficiënt ter vorming van terugprojectiedata D2 563 Stap S63 - sommeer terugprojectiedata D2 pixel voor pixel met terugprojectiedata D3 564 Stap S64 - is terugprojectiedata D2 toegevoegd voor alle beelden noodzakelijk voor beeldreconstructie? 702 Einde

703 JA

704 NEE

Fig. 8 (a) : 21 Röntgenbuis 801a Reconstructiezone (xy-vlak) 802a oorsprong (0,0)

Fig 8(b) : 21 Röntgenbuis 24 Uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 801b Reconstructiezone 802b xz-vlak 803b rotatieas 804b z-as - 47 -

Fig. 9: 24 Uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 901 Detectierijrichting 902 Kanaalrichting

Fig. 10, 11: 1001 Reconstructiezone

Fig. 13(a): 21 Röntgenbuis 1301a Reconstructiezone (xy-vlak)

Fig. 13(b): 21 Röntgenbuis 24 Uit meerdere rijen bestaande röntgendetector 1301b Reconstructiezone (xz-vlak) 1302 Rotatieas 1303 xz-vlak 1304 z-as

Fig. 14: 1401 Longveld 1402 Tomogram 1403 Gedeeltelijk vergrote beeldreconstructiezone 1404 Biosignaal 1405 Periode 1406 Tijd t 1407 Biosignaaldisplay 1408 Reconstructiefunctie 1409 Plakdikte (mm) 1410 toon localisator 1411 Beeldnr.

1412 Beeldfilter 1413 Matrixafmeting 1414 Type 3 - 48 - 1415 Reconstructiezone Centrum (x, y) Diameter 10 1416 Beeld 1417 Start Loc.

1418 Einde Loc.

1419 Aftasting

Fiq. 18: 21 Röntgenbuis 1801a Kanaalrichting 1802 Rijrichting 1803 Detectormodule

Fiq. 19: 1901 Kanaalrichting 1902 Rijrichting 1903 Scintillatorplaat gesneden in kanaalrichting 1904 Scintillator met reflectoren ingevoerd in kanaalrichting 1905 Scintillatorplaat gesneden in rijrichting 1906 scintillator van plaatsoort 1907 Röntgendetectiemodule opgebouwd uit scintillator met reflectoren ingevoerd in kanaalrichting en rijrichting 1908 Scintillator 1909 Reflector 1910 Fotodiodes 1911 xy-doorsnede van röntgendetectiemodule

Fiq. 20: 2001 Kanaalrichting 2002 Rijrichting 2003 scintillator van plaatsoort 2004 Scintillator met reflectoren ingevoerd in kanaalrich ting, wat is de eerste richting - 49 - 2005 Scintillator met reflectoren ingevoerd in rijrichting, wat de tweede richting is 2006 Röntgendetectormodule opgebouwd uit scintillatoren met reflectoren ingevoerd in rijrichting, wat de derde richting is

Fiq. 21, 22 2101 Kanaalrichting 2102 Reflector 2103 Rijrichting

Fiq. 23: 2301 Kanaalrichting 2302 Eerste rij 2303 Tweede rij 2304 Detectorkanaal van de röntgenstralen in einddeel 2305 Reflector 2306 Rijrichting

Fig. 24: 2401 Kanaalrichting 2402 Rijrichting 2403 Reflector

Fiq. 25: 2501 Kanaalrichting 2502 wl, w2, w3 en w4 zijn weegcoëfficiënten 2503 Rijrichting 2504 Bewerking van terugprojectie 2505 Verzamellijn van bewerking van terugprojectie 2506 Tomogram van beeldreconstructievlak - 50 -

Fig. 26 2601 Kanaalrichting 2602 wl, w2, w3 en w4 zijn weegcoëfficiënten 2603 Rijrichting 2604 Terugprojectie g(i + Ai,j+Aj) gevormd door vierpunts interpolatie 2605 Terugprojectie 2606 Verzamellijn van bewerking van terugprojectie 2607 Tomogram van beeldreconstructievlak

Fig. 27: 2701 Kanaalrichting 2702 even genummerde rij: 2k-de rij 2703 oneven genummerde rij: (2k+l)-de rij 2704 dr x röntgendetector Interval in kanaalrichting 2705 even genummerde rij: (2k+2)-de rij 2706 oneven genummerde rij: (2k+3)-de rij 2707 Rijrichting 2708 Interval van röntgendetector in kanaalrichting Fig. 28: 2801 Kanaalrichting 2802 Rijrichting 2803 x geeft aan positie van data verkregen door gewogen sommering 2804 · geeft aan positie van reële data van geprojecteerde data

Fig. 29 t/m 34: 2901 Kanaalrichting 2902 Rijrichting - 51 -

Fig. 35 3501 Kanaalrichting 3502 Punt op verzamellijn van bewerking van terugprojectie ontbreekt in roostercoördinaten 3503 Rijrichting 3504 Verzamellijn van bewerking van terugprojectie 3505 Punt of verzamellijn van bewerking van terugprojectie aanwezig in roostercoördinaten

Fig. 36: 3601 Kanaalrichting 3602 Rijrichting 3603 Reflector

Fig. 37: 3701 Röntgendetectorkanaal in einddeel 3702 Wordt discontinu 3703 Reflector 3704 i-de röntgendetectormodule 3705 (i+l)-de röntgendetectormodule

Fig. 38: 3801 Sterk continu 3802 j-de rij 3803 (j+l)-de rij 3804 Reflector 3805 i-de röntgendetectormodule 3806 (i+l)-de röntgendetectormodule

Fig. 39&40: 3901 Scintillator 3902 Fotodiode - 52 -

Fig. 43: 4301 Tussenschuiven 4302 Bewerkt als een eendimensioneel gerangschikte data Fiq. 44: 4401 Kanaalrichting 4402 Reflector 4403 Rijrichting

Fiq. 46&48 4601 Detectormodule van twee-dimensionale röntgengebiedde-tector 4602 Kanaalrichting 4603 Rijrichting

Fiq. 49: 4901 Roosterinterval "1" 4902 Datawaarde 4903 roosterinterval "1"

Fig. 50&51: 5001 Halve breedte "1" in kanaalrichting 5002 Contourlijnen van datawaarden 5003 Halve breedte in 45-graden richting 1032995

Claims

1. Een röntgen CT toestel (100), omvattende: acquisitiemiddelen (25) voor röntgenstralingsdata voor het 5 verkrijgen van projectiedata van röntgenstraling die is gegaan door een subject dat is geplaatst tussen een, tegenover elkaar gelegen, röntgenstralengenerator (21) en een detector van de röntgenstralen (24) ; middelen voor de beeldreconstructie (3) voor het uitvoeren van 10 een beeldreconstructie uitgaande van de projectiedata verkregen uit de acquisitiemiddelen (25) voor röntgenstralendata; beeld weergevende middelen (6) voor het weergeven van een to-mografisch beeld verkregen met de reconstructiemiddelen voor de röntgenstralen (25) ; en 15 instelmiddelen (2) voor de beeldconditie voor het instellen van verschillende parameters voor de beeldacquisitie ter verkrijging van een tomografisch beeld; waarin de detector van de röntgenstralen (24) omvat een uit meerdere rijen bestaande detector van de röntgenstralen waarvan de 20 detectormodule van de röntgenstralen is verdeeld in detectorkanalen van de röntgenstralen door parallelle lijnen in drie of meer richtingen.

2. Een röntgen CT toestel (100), omvattende: 25 acquisitiemiddelen (25) voor röntgenstralingsdata voor het verkrijgen van projectiedata van röntgenstraling die is gegaan door een subject dat is geplaatst tussen een, tegenover elkaar gelegen, röntgenstralengenerator (21) en een detector van de röntgenstralen (24); 30 middelen voor de beeldreconstructie (3) voor het uitvoeren van een beeldreconstructie uitgaande van de projectiedata verkregen uit de acquisitiemiddelen (25) voor röntgenstralendata; beeld weergevende middelen (6) voor het weergeven van een tomografisch beeld verkregen met de reconstructiemiddelen voor de rönt- 35 genstralen (25); en instelmiddelen (2) voor de beeldconditie voor het instellen van verschillende parameters voor de beeldacquisitie ter verkrijging van een tomografisch beeld; 4 1032995 - 54 - waarin de detector van de röntgenstralen (24) omvat een twee-dimensionele röntgenstralenzonedetector waarvan de detectormodule van de röntgenstralen is verdeeld in detectorkanalen van de röntgenstralen door parallelle lijnen in drie of meer richtingen. 5

3. Het röntgenstralen CT toestel volgens conclusie 1 of 2, waarin: het detectorkanaal van de röntgenstralen een driehoekige vorm heeft. 10

4. Een röntgenstralen CT toestel (100) omvattende: acquisitiemiddelen (25) voor röntgenstralendata voor het verkrijgen van projectiedata van röntgenstraling die is gegaan door een subject dat is geplaatst tussen een, tegenover elkaar gelegen, rönt- 15 genstralengenerator (21) en een detector van de röntgenstralen (24); middelen voor de beeldreconstructie (3) voor het uitvoeren van een beeldreconstructie uitgaande van de projectiedata verkregen uit de acquisitiemiddelen (25) voor röntgenstralendata; beeld weergevende middelen (6) voor het weergeven van een to- 20 mografisch beeld verkregen met de reconstructiemiddelen voor de röntgenstralen (25) ; en instelmiddelen (2) voor de beeldconditie voor het instellen van verschillende parameters voor de beeldacquisitie ter verkrijging van een tomografisch beeld; 25 waarin de middelen voor de beeldreconstructie (3) een drie- punts gewogen sommeerbewerking of een driepunts interpolatiebewerking uitvoeren.

5. Het röntgenstralen CT toestel (100) volgens een van de con- 30 clusies 1 t/m 4, waarin: de middelen voor de beeldreconstructie (3) een driepunts gewogen sommeerbewerking of een driepunts interpolatiebewerking uitvoeren .

6. Het röntgenstralen CT toestel (100) volgens een van de con clusies 1 t/m 4, waarin: de middelen voor de beeldreconstructie (3) een vierpunts gewogen sommeerbewerking of een vierpunts interpolatiebewerking uitvoe- - 55 - ren.

7. Het röntgenstralen CT toestel (100) volgens een van de conclusies 1 t/m 4, waarin: 5 de middelen voor de beeldreconstructie (3) omvatten een twee- punts gewogen sommeerbewerking of een tweepunts interpolatiebewer-king.

8. Het röntgenstralen CT toestel (100) volgens een van de con-10 clusies 1 t/m 4, waarin: de middelen voor de beeldreconstructie een "meest nabije buur" bewerking uitvoeren.

9. Het röntgenstralen CT toestel (100) volgens een van de'con-15 clusies 1 t/m 8, waarin: de middelen voor de beeldreconstructie een driedimensionele beeldreconstructiebewerking uitvoeren.

10. Het röntgenstralen CT toestel (100) volgens een van de 20 voorgaande conclusies, waarin: de middelen voor de beeldreconstructie (3) middelen omvatten voor het uitvoeren van een beeldreconstructie van het tomogram van elke gewenste plakdikte in enige positie in de richting van de z-coördinaat wanneer conventioneel scannen (axiaal scannen) of cine 25 scannen wordt uitgevoerd.

11. Het röntgenstralen CT toestel (100) volgens een van de voorgaande conclusies, waarin: De middelen voor de beeldreconstructie (3) omvatten middelen 30 voor het uitvoeren van een beeldreconstructie van een tomogram van elke gewenste plakdikte in enige positie in de richting van de z-coördinaat wanneer schroefvormig scannen of schroefvormig scannen met variabele spoed wordt uitgevoerd.

12. Het röntgenstralen CT toestel (100) volgens conclusie 10 of conclusie 11, waarin: de middelen voor de beeldreconstructie (3) die alternatief projectiedata voor de röntgenstralen betreffende aangrenzende rijen -56- herrangschikken en tussenvoegen met hoge resolutie de projectiedata voor de röntgenstralen reconstrueren en een beeldreconstructie uitvoeren van de röntgenprojectiedata.

13. Het röntgenstralen CT toestel (100) volgens conclusie 12, waarin: de middelen voor de beeldreconstructie (3) alternatief projectiedata voor de röntgenstralen betreffende aangrenzende rijen herrangschikken en tussenvoegen in het geval van een reconstructiebewer-10 king met hoge frequentie. 1032995