NL1034066C2 - Röntgen-CT-apparatuur. - Google Patents

Description

Korte aanduiding: Röntgen-CT-apparatuur

De uitvinding heeft betrekking op röntgen-CT(computertomografie)apparatuur en een röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze en meer in het bijzonder op röntgen-CT-apparatuur en een röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze, die, wanneer conventionele aftasting (axiale aftasting) of cineaftasting door röntgen-CT-apparatuur met een röntgenoppervlakdetector van matrixstruc-5 tuur, typisch een meervoudige-rij röntgendetector of een vlak paneel, dient te worden uitgevoerd in verschillende opeenvolgende aftastposities in de lichaamsasrichting (z-asrichting) van een subject, het mogelijk maken dat de van de positie van het gereconstrueerde vlak afhankelijke ongelijkmatigheid van beeldkwaliteit kan worden verbeterd en enig onnodig bestraald oppervlak kan worden gereduceerd.

10 Technieken, door middel waarvan conventionele aftasting door röntgen-CT-appara tuur met een meervoudige-rij röntgendetector wordt uitgevoerd in verschillende opeenvolgende aftastposities in de z-asrichting zijn reeds bekend (zie JP-A nr. 250794/2003 bijvoorbeeld).

Om bestraling van een gebied verder weg in de richting van lineair transport dan het lineaire-transportgebied waarin projectiegegevens dienen te worden verworven bij schroefvor-15 mige aftasting te voorkomen, is anderzijds röntgen-CT-apparatuur bekend, welke apparatuur met een collimator voorwaarts in de richting van lineair transport de eindvlakpositie van de rönt-genbundel in een gebied voorwaarts in de richting van lineair transport beperkt op het moment van het starten van bestraling met röntgenstralen, en welke apparatuur met een collimator achterwaarts in de richting van lineair transport de eindvlakpositie van de röntgenbundel in een ge-20 bied achterwaarts in de richting van lineair transport beperkt op het moment van beëindiging van bestraling met röntgenstralen (zie JP-A nr. 320609/2002 bijvoorbeeld).

Fig. 28 toont een eerste geval volgens de stand van de techniek, waarin conventionele aftasting of cineaftasting door röntgen-CT-apparatuur met een meervoudige-rij röntgendetector 24 wordt uitgevoerd in verschillende opeenvolgende aftastposities in de z-asrichting.

25 In dit eerste geval volgens de stand van de techniek wordt conventionele aftasting of cineaftasting uitgevoerd in verschillende aftastposities in de z-asrichting, z1, z3 (= z1 + D), z5 (= z3 + D) en z7 (=z5 + D), en worden tomogrammen op reconstructievlakken PO tot P8 of to-mogrammen op willekeurige posities tussen PO en P8 onderworpen aan afbeeldingsrecon-structie op basis van verworven projectiegegevens. In deze vergelijkingen is D de breedte van 30 een meervoudige-rij röntgendetector 24 in de z-asrichting op de rotatiemiddenas IC van rönt-genbuis 21 en de meervoudige-rij röntgendetector 24, wanneer de meervoudige-rij röntgendetector 24 wordt gezien vanaf de focus van de röntgenbuis 21, en bedraagt ongeveer 1/2 van de breedte van de actuele meervoudige-rij röntgendetector 24 in de z-asrichting.

1034066 -2-

Fig. 29 toont conventionele aftasting of cineaftasting op de aftastpositie z1. Fig. 30 toont conventionele aftasting of cineaftasting op de aftastpositie z3.

Geprojecteerde gegevens voor het onderwerpen van pixels op de rotatieas van het tomogram op het reconstructievlak PO aan afbeeldingsreconstructie kunnen alleen worden ver-5 kregen door middel van conventionele aftasting of cineaftasting op de aftastpositie z1, weergegeven in fig. 29, omdat het reconstructievlak PO aan een einde is gepositioneerd. Bovendien kunnen projectiegegevens op het pixel g in het reconstructievlak PO, bijvoorbeeld weergegeven in fig. 29, worden verkregen bij de in fig. 29(b) weergegeven aanzichthoek, maar niet bij de in fig. 29(a) weergegeven aanzichthoek. Bovendien is de röntgenbundel CB sterk hellend ten op-10 zichte van het reconstructievlak PO. Dit resulteert in het probleem, dat de beeldkwaliteit van het tomogram op het reconstructievlak PO wordt verslechterd door het optreden van artefacten. Op overeenkomstige wijze bestaat er ook het probleem, dat ook de beeldkwaliteit van het tomogram op het reconstructievlak P8 aan het andere einde wordt verslechterd. Bovendien bestaat er nog een ander probleem, dat onnodig bestraalde gebieden buiten de reconstructievlakken 15 PO en P8 aan de twee einden treden.

Hoewel projectiegegevens voor het onderwerpen van het tomogram op het reconstructievlak P1 slechts kunnen worden verkregen door middel van conventionele aftasting cineaftasting op de in fig. 29 weergegeven aftastpositie z1, kunnen deze vervolgens op enig pixel onder elke aanzichthoek worden verkregen. Bovendien is de röntgenbundel CB niet hellend ten 20 opzichte van het reconstructievlak P1. Als resultaat hiervan is de beeldkwaliteit van het tomogram op het reconstructievlak P1 voldoende hoog.

Vervolgens kunnen projectiegegevens voor het aan afbeeldingsreconstructie onderwerpen van het tomogram op het reconstructievlak P2 worden verkregen door middel van conventionele aftasting op de in fig. 29 weergegeven aftastpositie z1 en door middel van conven-25 tionele aftasting of cineaftasting op de in fig. 30 weergegeven aftastpositie z3. Echter kunnen bijvoorbeeld projectiegegevens op het pixel g op het in fig. 29 en fig. 30 weergegeven reconstructievlak P2 worden verkregen onder de in fig. 29(b) en fig. 30(b) weergegeven aanzichthoek, maar niet onder de in fig. 29(a) en fig. 30(a) weergegeven aanzichthoek. Verder is de röntgenbundel CB sterk hellend ten opzichte van het reconstructievlak P2. Als resultaat hiervan 30 treedt het probleem op, dat de beeldkwaliteit van het tomogram op het reconstructievlak P2, hoewel beter dan die van het tomogram op het reconstructievlak PO, inferieur is aan die van het tomogram op het reconstructievlak P1.

Fig. 31 toont een tweede geval volgens de stand van de techniek, waarin conventionele aftasting of cineaftasting door röntgen-CT-apparatuur met een meervoudige-rij röntgen-35 detector wordt uitgevoerd op verschillende opeenvolgende aftastposities in de z-asrichting.

In het tweede geval volgens de stand van de techniek wordt conventionele aftasting of cineaftasting uitgevoerd op verschillende aftastposities in de z-asrichting, zO, z2, z4,z6 en z8, -3- en worden tomogrammen op de reconstructievlakken PO tot P8 onderworpen aan afbeeldings-reconstructie op basis van verworven projectiegegevens.

In dit geval is de beeldkwaliteit van de tomogrammen op de reconstructievlakken PO, P2 en P8 voldoende hoog. Er bestaat echter het probleem, dat de beeldkwaliteit van het tomo-5 gram op het reconstructievlak P1 inferieur is aan die van de tomogrammen op de reconstructievlakken PO, P2 en P8.

Het is daarom een doel van de uitvinding de ongelijkmatigheid van beeldkwaliteit afhankelijk van de positie van het gereconstrueerde vlak bij het uitvoeren van conventionele aftasting of cineaftasting door middel van röntgen-CT-apparatuur met een meervoudige-rij rönt-10 gendetector op verschillende opeenvolgende aftastposities in de z-asrichting te verbeteren.

Volgens een eerste aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur, die wordt gekenmerkt doordat deze is uitgerust met een projectiegegevensverwervingsinrichting voor het tijdens het roteren van een röntgenopwekinrichting en een meervoudige-rij röntgendetector tegenover de röntgenopwekinrichting in een xy-vlak rond een tussen de röntgenopwekinrichting 15 en de meervoudige-rij röntgendetector gepositioneerde centrale as van rotatie verwerven van projectiegegevens van een daartussen gepositioneerd subject; een collimator voor het besturen van de openingsbreedte van een röntgenbundel, die de meervoudige-rij röntgendetector bestraalt, in een richting loodrecht op het xy-vlak; een aftasttafel voor het transporteren van het subject in de z-asrichting; een afbeeldingsreconstructie-inrichting voor het afbeelding-recon-20 strueren van tomogrammen op basis van de verworven projectiegegevens; een beeldweergave voor het weergeven van de tomogrammen, die de afbeeldingsreconstructie hebben ondergaan; een afbeeldingsvoorwaarde-instelinrichting voor het instellen van verschillende aftastvoorwaar-den voor het verwerven van de projectiegegevens; en een stuureenheid voor het tijdens het uitvoeren van conventionele aftasting (axiale aftasting) of cineaftasting op opeenvolgende af-25 tastposities in de z-asrichting besturen van de collimator op beide aftastposities teneinde de breedte van de röntgenbundel in te stellen op D/2 of bij benadering D/2 ten opzichte van de meervoudige-rij-röntgendetectorbreedte D op de centrale as van rotatie of om de expansiehoek van de röntgenbundelin te stellen op Θ/2 of bij benadering Θ/2 ten opzichte van een detector-hoek Θ, en het besturen van de aftasttafel om het interval tussen één aftastpositie en een ande-30 re aftastpositie op niet meer dan D te houden.

Zodra het reconstructievlak is ingesteld binnen het bereik vanaf de eerste aftastpositie tot de eindaftastpositie, kan de röntgen-CT-apparatuur volgens het eerste aspect projectiegegevens onder elke aanzichthoek voor enig pixel op reconstructievlakken aan beide einden verkrijgen en reduceert deze de helling van de röntgenbundel ten opzichte van het re-35 constructievlak. Als resultaat hiervan wordt de beeldkwaliteit van tomogrammen voldoende gelijkmatig op de reconstructievlakken aan beide einden. Aangezien het interval tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie op niet meer dan D wordt gehouden, kunnen ook de -4- helling van de röntgenbundel en de fluctuaties daarvan op een reconstructievlak gepositioneerd tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie worden verminderd, waardoor het mogelijk is om de beeldkwaliteit van tomogrammen te verbeteren. Daardoor kan ongelijkmatigheid van beeldkwaliteit afhankelijk van de positie van het reconstructievlak worden verbe-5 terd. Aangezien de breedte van de röntgenbundel op aftastposities aan beide einden wordt verkleind, kan bovendien onnodig bestraald gebied worden gereduceerd.

Volgens een tweede aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur, die wordt gekenmerkt doordat deze is uitgerust met een projectiegegevensverwervingsinrichting voor het tijdens het roteren van een röntgenopwekinrichting en een meervoudige-rij röntgendetector 10 tegenover de röntgenopwekinrichting in een xy-vlak rond een tussen de röntgenopwekinrichting en de meervoudige-rij röntgendetector gepositioneerde centrale as van rotatie verwerven van projectiegegevens van een daartussen gepositioneerd subject; een collimator voor het besturen van de openingsbreedte van een röntgenbundel, die de meervoudige-rij röntgendetector bestraalt, in een richting loodrecht op het xy-vlak; een aftasttafel voor het transporteren van het 15 subject in de z-asrichting; een afbeeldingsreconstructie-inrichting voor het afbeelding-recon-strueren van tomogrammen op basis van de verworven projectiegegevens; een beeldweergave voor het weergeven van de tomogrammen, die de afbeeldingsreconstructie hebben ondergaan; een afbeeldingsvoorwaarde-instelinrichting voor het instellen van verschillende aftastvoorwaar-den voor het verwerven van de projectiegegevens; en een stuureenheid voor het tijdens het 20 uitvoeren van conventionele aftasting (axiale aftasting) of cineaftasting op opeenvolgende aftastposities in de z-asrichting besturen van de collimator op beide aftastposities teneinde de breedte van de röntgenbundel in te stellen op D/2 of bij benadering D/2 ten opzichte van de meervoudige-rij-röntgendetectorbreedte D op de centrale as van rotatie of om de expansiehoek van de röntgenbundel in te stellen op ΘΙ2 of bij benadering Θ/2 ten opzichte van een detector-25 hoek Θ.

Zodra het reconstructievlak is ingesteld binnen het bereik vanaf de eerste aftastpositie tot de eindaftastpositie, kan de röntgen-CT-apparatuur volgens het tweede aspect projectiegegevens onder elke aanzichthoek voor enig pixel op reconstructievlakken aan beide einden verkrijgen en reduceert deze de helling van de röntgenbundel ten opzichte van het re-30 constructievlak. Aangezien de breedte van de röntgenbundel op aftastposities aan beide einden is verkleind, kan onbedoeld bestraald gebied worden gereduceerd.

Volgens een derde aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur, die wordt gekenmerkt doordat deze is uitgerust met een projectiegegevensverwervingsinrichting voor het tijdens het roteren van een röntgenopwekinrichting en een meervoudige-rij röntgendetector 35 tegenover de röntgenopwekinrichting in een xy-vlak rond een tussen de röntgenopwekinrichting en de meervoudige-rij röntgendetector gepositioneerde centrale as van rotatie verwerven van projectiegegevens van een daartussen gepositioneerd subject; een collimator voor het besturen -5- van de openingsbreedte van een röntgenbundel, die de meervoudige-rij röntgendetector bestraalt, in een richting loodrecht op het xy-vlak; een aftasttafel voor het transporteren van het subject in de z-asrichting; een afbeeldingsreconstructie-inrichting voor het afbeelding-recon-strueren van tomogrammen op basis van de verworven projectiegegevens; een beeldweergave 5 voor het weergeven van de tomogrammen, die de afbeeldingsreconstructie hebben ondergaan; een afbeeldingsvoorwaarde-instelinrichting voor het instellen van verschillende aftastvoorwaar-den voor het verwerven van de projectiegegevens; en een stuureenheid voor het tijdens het uitvoeren van conventionele aftasting (axiale aftasting) of cineaftasting op opeenvolgende af-tastposities in de z-asrichting besturen van de aftasttafel op beide aftastposities om het interval 10 tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie op niet meer dan D ten opzichte van een meervoudige-rij-röntgendetectorbreedte D op de centrale as van rotatie te houden.

Aangezien de röntgen-CT-apparatuur volgens het derde aspect het interval tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie op niet meer dan D houdt, kan deze apparatuur de helling van de röntgenbundel en de fluctuaties daarvan op een tussen één aftastpositie en een 15 andere aftastpositie gepositioneerd reconstructievlak verminderen waardoor het mogelijk is om de beeldkwaliteit van tomogrammen te verbeteren. Daardoor kan ongelijkmatigheid van beeldkwaliteit afhankelijk van de positie van het reconstructievlak worden verbeterd.

Volgens een vierde aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur volgens enige van de eerste tot derde aspecten, gekenmerkt doordat deze is uitgerust met een projec-20 tiegegevens-synthetiserende inrichting voor het synthetiseren van projectiegegevens voor afbeeldingsreconstructie door middel van het onderwerpen van projectiegegevens, die op verschillende aftastposities zijn verworven en overeenstemmen met de hetzelfde pixel op het reconstructievlak passerende röntgenbundel, aan interpolatie of gewogen optelling.

Aangezien de röntgen-CT-apparatuur volgens het vierde aspect op verschillende af-25 tastposities in het projectiegegevensstadium verworven projectiegegevens synthetiseert, heeft deze apparatuur het voordeel van het vereisen van slechts één stap van afbeeldingsrecon-structieberekening.

Volgens een vijfde aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur volgens enige van de eerste tot derde aspecten, gekenmerkt doordat deze is uitgerust met een projec-30 tiegegevens-synthetiserende inrichting voor het synthetiseren van projectiegegevens voor afbeeldingsreconstructie door middel van het onderwerpen van projectiegegevens, die op verschillende aftastposities zijn verworven en die overeenstemmen met de hetzelfde pixel of de nabijheid van het pixel op het reconstructievlak passerende röntgenbundel aan interpolatie of gewogen optelling.

35 Aangezien de röntgen-CT-apparatuur volgens het vijfde aspect op verschillende af tastposities in het projectiegegevensstadium verworven projectiegegevens synthetiseert, heeft deze het voordeel van het vereisen van slechts één stap van afbeeldingsreconstructiebereke- -6- ning. Aangezien deze apparatuur niet alleen projectiegegevens, die hetzelfde pixel op het re-constructievlak passeren maar ook projectiegegevens, die de nabijheid van het pixel passeren, synthetiseert, kan ook de beeldkwaliteit worden verbeterd.

Volgens een zesde aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur volgens het 5 vijfde aspect, met het kenmerk, dat de nabijheid een voorgeschreven bereik in de z-asrichting gecentreerd op het pixel is.

De röntgen-CT-apparatuur volgens het zesde aspect kan een tomogram van een gewenste breedte in de z-asrichting aan afbeeldingsreconstructie onderwerpen.

Volgens een zevende aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur volgens 10 enige van de vierde tot zesde aspecten, met het kenmerk dat de interpolatiecoëfficiënt voor de interpolatie of de gewogen-optellingscoëfficiënt voor de gewogen optelling wordt bepaald op basis van de geometrische posities en richtingen van de röntgenbundels, die de pixels, die met de reeksen van aan interpolatie of gewogen optelling te onderwerpen projectiegegevens overeenstemmen, passeren.

15 Aangezien de röntgen-CT-apparatuur volgens het zevende aspect de interpolatiecoëf ficiënt of de gewogen-optellingscoëfficiënt bestuurt volgens de geometrische posities en richtingen van de röntgenbundels kan deze de beeldkwaliteit verbeteren door middel van het reduceren van artefacten.

Volgens een achtste aspect verschaft de uitvinding de röntgen-CT-apparatuur volgens 20 enige van de eerste tot derde aspecten, met het kenmerk, dat de afbeeldingsreconstructie-in-richting is uitgerust met een tomogramsynthetiserende inrichting voor het synthetiseren van een nieuw tomogram door middel van het onderwerpen van tomogrammen van projectiegegevens, die op dezelfde aftastpositie zijn verworven, aan afbeeldingsreconstructie en het onderwerpen van tomogrammen, die afbeeldingsreconstructie uit projectiegegevens op hetzelfde reconstruc-25 tievlak op verschillende aftastposities hebben ondergaan, aan interpolatie of gewogen optelling op een prxel-voor-pixel basis.

Aangezien de röntgen-CT-apparatuur volgens het achtste aspect tomogrammen synthetiseert op basis van op verschillende aftastposities verworven projectiegegevens en hen in het projectiegegevensstadium synthetiseert, heeft deze het voordeel van het verkrijgen van 30 tomogrammen van een aantal typen.

Volgens een negende aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur volgens het achtste aspect, met het kenmerk, dat de afbeeldingsreconstructie-inrichting is uitgerust met de tomogramsynthetiserende inrichting, die een nieuw tomogram synthetiseert door middel van het onderwerpen van tomogrammen op één of meer reconstructievlakken van op de-35 zelfde aftastpositie verworven projectiegegevens aan afbeeldingsreconstructie en het onderwerpen van tomogrammen, die afbeeldingsreconstructie uit projectiegegevens op een in een voorgeschreven bereik in de z-asrichting opgenomen reconstructievlak op dezelfde aftastposi- - 7 - tie en op verschillende aftastposities hebben ondergaan, aan interpolatie of gewogen optelling op een pixel-voor-pixel basis.

Aangezien de röntgen-CT-apparatuur volgens het negende aspect tomogrammen synthetiseert op basis van projectiegegevens, die op verschillende aftastposities zijn verwor-5 ven, en deze tomogrammen synthetiseert in het projectiegegevensstaium, heeft deze apparatuur het voordeel van het verkrijgen van tomogrammen van een aantal typen. Aangezien de apparatuur niet alleen tomogrammen op hetzelfde reconstructievlak synthetiseert maar ook tomogrammen op een in een voorgeschreven bereik in de z-richting opgenomen reconstructievlak synthetiseert, kan deze apparatuur tomogrammen van een voorgeschreven breedte in 10 de z-richting aan afbeeldingsreconstructie onderwerpen.

Volgens een tiende aspect verschaft de uitvinding de röntgen-CT-apparatuur volgens het achtste aspect of het negende aspect, met het kenmerk, dat de interpolatiecoëfficiënt voor de interpolatie of de gewogen-optellingscoëfficiënt voor de gewogen optelling wordt bepaald op basis van de geometrische posities en richtingen van de röntgenbundels, die de 15 pixels van de aan interpolatie of gewogen optelling te onderwerpen tomogrammen passeren, op de pixel-voor-pixel basis.

Aangezien de röntgen-CT-apparatuur volgens het tiende aspect de interpolatiecoëfficiënt of de gewogen-optellingscoëfficiënt bestuurt volgens de geometrische posities en richtingen van de röntgenbundels, kan deze apparatuur de beeldkwaliteit verbeteren door middel van 20 het reduceren van artefacten.

Volgens een elfde aspect verschaft de uitvinding een röntgen-CT-afbeeldingswerkwij-ze voor het verwerven van projectiegegevens van een subject, dat tussen een röntgenopwekin-richting en een meervoudige-rij röntgendetector tegenover de röntgenopwekinrichting is gepositioneerd, terwijl de röntgenopwekinrichting en de meervoudige-rij röntgendetector in een xy-25 vlak worden geroteerd rond een tussen hen gepositioneerde centrale as van rotatie, waarin bij het uitvoeren van conventionele aftasting (axiale aftasting) of cineaftasting op verschillende opeenvolgende aftastposities in de z-asrichting loodrecht op het xy-vlak, op beide aftastposities, de breedte van de röntgenbundel in de z-asrichting wordt ingesteld op D/2 of ongeveer D/2 met betrekking tot een breedte van de meervoudige-rij röntgendetector op de centrale as van 30 rotatie of de expansiehoek van de röntgenbundel in de z-asrichting wordt ingesteld op Θ/2 of ongeveer Θ/2 met betrekking tot een detectorhoek Θ, en het interval tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie op niet meer dan D wordt gehouden.

Zodra het reconstructievlak binnen het bereik vanaf de eerste aftastpositie tot de eind-aftastpositie is ingesteld, kunnen door middel van de röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze volgens 35 het elfde aspect projectiegegevens onder elke aanzichthoek voor enig pixel op reconstructie-vlakken aan beide einden worden verkregen, en wordt de helling van de röntgenbundel ten opzichte van het reconstructievlak gereduceerd. Als resultaat is de beeldkwaliteit van torn o- -8- grammen voldoende, zelfs op de reconstructievlakken aan beide einden. Aangezien het interval tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie op niet meer dan D wordt gehouden, kunnen ook de helling van de röntgenbundel en de fluctuaties daarvan op een tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie gepositioneerd reconstructievlak worden gereduceerd, 5 waardoor het mogelijk is om de beeldkwaliteit van tomogrammen te verbeteren. Daarom kan ongelijkmatigheid van beeldkwaliteit afhankelijk van de positie van het reconstructievlak worden verbeterd. Aangezien de breedte van de röntgenbundel op aftastposities aan beide einden is verkleind, kan verder enig onbedoeld bestraald oppervlak worden gereduceerd.

Volgens een twaalfde aspect verschaft de uitvinding een röntgen-CT-afbeeldings-10 werkwijze voor het verwerven van projectiegegevens van een subject, dat tussen een röntgen-opwekinrichting en een meervoudige-rij röntgendetector tegenover de röntgenopwekinrichting is gepositioneerd, terwijl de röntgenopwekinrichting en de meervoudige-rij röntgendetector in een xy-vlak worden geroteerd rond een tussen hen gepositioneerde centrale as van rotatie, waarin bij het uitvoeren van conventionele aftasting (axiale aftasting) of cineaftasting op ver-15 schillende opeenvolgende aftastposities in de z-asrichting loodrecht op het xy-vlak, op beide aftastposities, de breedte van de röntgenbundel in de z-asrichting wordt ingesteld op D/2 of ongeveer D/2 met betrekking tot een meervoudige-rij-röntgendetectorbreedte op de centrale as van rotatie of de expansiehoek van de röntgenbundel in de z-asrichting wordt ingesteld op Θ/2 of ongeveer Θ/2 met betrekking tot een detectorhoek Θ.

20 Zodra het reconstructievlak binnen het bereik vanaf de eerste aftastpositie tot de eind- aftastpositie is ingesteld, kunnen door middel van de röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze volgens het twaalfde aspect projectiegegevens onder elke aanzichthoek voor enig pixel op reconstructievlakken aan beide einden worden verkregen, en wordt de helling van de röntgenbundel ten opzichte van het reconstructievlak gereduceerd. Als resultaat is de beeldkwaliteit van tomo-25 grammen voldoende, zelfs op de reconstructievlakken aan beide einden. Aangezien de breedte van de röntgenbundel op aftastposities aan beide einden is verkleind, kan ook enig onbedoeld bestraald oppervlak worden gereduceerd.

Volgens een dertiende aspect verschaft de uitvinding een röntgen-CT-afbeeldings-werkwijze voor het verwerven van projectiegegevens van een subject, dat tussen een röntgen-30 opwekinrichting en een meervoudige-rij röntgendetector tegenover de röntgenopwekinrichting is gepositioneerd, terwijl de röntgenopwekinrichting en de meervoudige-rij röntgendetector in een xy-vlak worden geroteerd rond een tussen hen gepositioneerde centrale as van rotatie, waarin bij het uitvoeren van conventionele aftasting (axiale aftasting) of cineaftasting op verschillende opeenvolgende aftastposities in de z-asrichting loodrecht op het xy-vlak het interval 35 tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie op niet meer dan D wordt gehouden.

Aangezien het interval tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie op niet meer dan D wordt gehouden, kunnen door de röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze volgens het -9- dertiende aspect de helling van de röntgenbundel en de fluctuaties daarvan op een tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie gepositioneerd reconstructievlak worden gereduceerd, waardoor het mogelijk is om de beeldkwaliteit van tomogrammen te verbeteren. Daardoor kan ongelijkmatigheid van beeldkwaliteit afhankelijk van de positie van het reconstructievlak worden 5 verbeterd.

Volgens een veertiende aspect verschaft de uitvinding de röntgen-CT-afbeeldings-werkwijze volgens enig van het elfde tot het dertiende aspect, met het kenmerk, dat tomogrammen worden onderworpen aan afbeeldingsreconstructie op basis van projectiegegevens, die zijn verkregen door middel van het onderwerpen van projectiegegevens, die op verschillende 10 aftastposities zijn verworven en overeenstemmen met de röntgenbundel, die hetzelfde pixel op het reconstructievlak passeert, aan interpolatie of gewogen optelling.

Aangezien de röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze volgens het veertiende aspect projectiegegevens, die op verschillende aftastposities in het projectiegegevensstadium zijn verworven, synthetiseert, verschaft deze het voordeel van het vereisen van slechts één stap van af-15 beeldingsreconstructieberekening.

Volgens een vijftiende aspect verschaft de uitvinding de röntgen-CT-afbeeldingswerk-wijze volgens enig van het elfde aspect tot het dertiende aspect, met het kenmerk, dat projectiegegevens voor afbeeldingsreconstructie worden gesynthetiseerd door middel van het onderwerpen van projectiegegevens, die op verschillende aftastposities zijn verworven en overeen-20 stemmen met de röntgenbundel, die hetzelfde pixel of de nabijheid van het pixel op het reconstructievlak passeert, aan interpolatie of gewogen optelling.

Aangezien de röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze volgens het vijftiende aspect projectiegegevens, die op verschillende aftastposities in het projectiegegevensstadium zijn verworven, synthetiseert, verschaft deze het voordeel van het vereisen van slechts één stap van af-25 beeldingsreconstructieberekening. Aangezien deze werkwijze niet alleen projectiegegevens, die hetzelfde pixel op het reconstructievlak passeren, maar ook projectiegegevens, die de nabijheid van het pixel passeren, kan ook de beeldkwaliteit worden verbeterd.

Volgens een zestiende aspect verschaft de uitvinding de röntgen-CT-afbeeldings-werkwijze volgens het vijftiende aspect, met het kenmerk, dat de nabijheid een voorgeschreven 30 bereik in de z-asrichting gecentreerd op het pixel is.

Door middel van de röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze volgens het zestiende aspect kan een tomogram van een gewenste breedte in de z-asrichting worden onderworpen aan afbeeldingsreconstructie.

Volgens een zeventiende aspect verschaft de uitvinding de röntgen-CT-afbeeldings-35 werkwijze volgens enig van het veertiende tot het zestiende aspect, met het kenmerk, dat de interpolatiecoëfficiënt voor de interpolatie of de gewogen-optellingscoëfficiënt voor de gewogen optelling wordt bepaald op basis van de geometrische posities en richtingen van de röntgen- -10- bundels, die de met de reeksen van aan interpolatie of gewogen optelling te onderwerpen pro-jectiegegevens overeenstemmende pixels passeren. Aangezien de interpolatiecoëfficiënt of de gewogen-optellingscoëfficiënt wordt bestuurd volgens de geometrische posities en richtingen van de röntgenbundels, kan door middel van de röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze volgens het 5 zeventiende aspect de beeldkwaliteit worden verbeterd door middel van het reduceren van artefacten.

Volgens een achttiende aspect verschaft de uitvinding de röntgen-CT-afbeeldings-werkwijze volgens enig van het elfde tot het dertiende aspect, met het kenmerk, dat deze verder omvat: de stappen van het tot een afbeelding reconstrueren van tomogrammen uit projec-10 tiegegevens, die op dezelfde aftastpositie zijn verworven, en het synthetiseren van een nieuw tomogram door middel van het onderwerpen van tomogrammen, die afbeeldingsreconstructie uit projectiegegevens op hetzelfde reconstructievlak op verschillende aftastposities hebben ondergaan, aan interpolatie of gewogen optelling op een pixel-voor-pixel basis.

Aangezien de röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze volgens het achttiende aspect tomo-15 grammen synthetiseert op basis van projectiegegevens, die op verschillende aftastposities zijn verworven, en deze synthetiseert in het projectiegegevensstadium, heeft deze werkwijze het voordeel van het verkrijgen van tomogrammen van een aantal typen.

Volgens een negentiende aspect verschaft de uitvinding de röntgen-CT-afbeeldings-werkwijze volgens het achttiende aspect, met het kenmerk, dat deze verder omvat: het tot een 20 afbeelding reconstrueren van tomogrammen op één of meer reconstructievlakken uit projectiegegevens, die op dezelfde aftastpositie zijn verworven, en het synthetiseren van een nieuw tomogram door middel van het onderwerpen van tomogrammen, die afbeeldingsreconstructie uit projectiegegevens op een in een voorgeschreven bereik in de z-asrichting opgenomen reconstructievlak op dezelfde aftastpositie en op verschillende aftastposities hebben ondergaan, 25 aan interpolatie of gewogen optelling op een pixel-voor-pixel basis.

Aangezien door de röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze volgens het negentiende aspect tomogrammen worden gesynthetiseerd op basis van projectiegegevens, die op verschillende aftastposities zijn verworven en deze tomogrammen worden gesynthetiseerd in het projectiegegevensstadium, verschaft deze werkwijze het voordeel van het verkrijgen van tomogrammen 30 van een aantal typen. Aangezien niet alleen tomogrammen op hetzelfde reconstructievlak maar ook tomogrammen op een in een voorgeschreven bereik in de z-richting opgenomen reconstructievlak worden gesynthetiseerd, kunnen tomogrammen van een voorgeschreven breedte in de z-richting worden onderworpen aan afbeeldingsreconstructie.

Volgens een twintigste aspect verschaft de uitvinding de röntgen-CT-afbeeldings-35 werkwijze volgens het achttiende aspect of het negentiende aspect, met het kenmerk, dat de interpolatiecoëfficiënt voor de interpolatie of de gewogen-optellingscoëfficiënt voor de gewogen optelling wordt bepaald op basis van de geometrische posities en richtingen van de röntgen- -11 - bundels, die de pixels van de aan interpolatie of gewogen optelling op de pixel-voor-pixel basis te onderwerpen tomogrammen passeren.

Aangezien door de röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze volgens het twintigste aspect de interpolatiecoëfficiënt of de gewogen-optellingscoëfficiënt wordt bestuurd volgens de geometri-5 sche posities en richtingen van de röntgenbundels, kan de beeldkwaliteit worden verbeterd door middel van het reduceren van artefacten.

De röntgen-CT-apparatuur en de röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze volgens de uitvinding kunnen behulpzaam zijn bij het verbeteren van ongelijkmatigheid van beeldkwaliteit afhankelijk van de positie van het reconstructievlak wanneer conventionele aftasting of cineaftasting 10 door röntgen-CT-apparatuur met een meervoudige-rij röntgendetector wordt uitgevoerd op verschillende opeenvolgende aftastposities in de lichaamsasrichting (z-asrichting) van een subject.

Fig. 1 is een blokdiagram, dat op Uitvoeringsvorm 1 betrekking hebbende röntgen-CT-apparatuur toont.

Fig. 2 is een diagram, dat de geometrische inrichting van de röntgenbuis en de meer-15 voudige-rij röntgendetector, gezien in de z-asrichting, toont.

Fig. 3 is een diagram, dat de geometrische inrichting van de röntgenbuis en de meervoudige-rij röntgendetector, gezien in de x-asrichting, toont.

Fig. 4 is een stroomschema, dat de werking van de op Uitvoeringsvorm 1 betrekking hebbende röntgen-CT-apparatuur uiteenzet.

20 Fig. 5 is een diagram, dat de op Uitvoeringsvorm 1 betrekking hebbende aftastpositie en röntgenbundel toont.

Fig. 6 is een diagram, dat de rijrichtingfiltercoëfficiënt toont.

Fig. 7 is een diagram, dat een toestand toont, waarin de plakdikte groter is aan de omtrek dan in het midden van een reconstructieoppervfak.

25 Fig. 8 is een diagram, dat een rijrichtingfiltercoëfficiënt, die van kanaal tot kanaal va rieert, toont.

Fig. 9 is een diagram, dat een toestand toont, waarin de plakdikte uniform is in het midden en aan de omtrek van een reconstructieoppervlak.

Fig. 10 is een diagram, dat een rijrichtingfiltercoëfficiënt voor het reduceren van de 30 plakdikte toont.

Fig. 11 is een stroomschema, dat details van het op Uitvoeringsvorm 1 betrekking hebbende driedimensionale terugprojectieproces toont.

Fig. 12 is een conceptueel diagram, dat een toestand toont, waarin een pixelrij op een reconstructievlak P wordt geprojecteerd in de röntgenzendrichting.

35 Fig. 13 is een conceptueel diagram, dat een lijn van het op een detectorvlak projecte ren van de pixelrij op het reconstructievlak P toont.

- 12-

Fig. 14 is een conceptueel diagram, dat een röntgenbundel toont, die door hetzelfde pixel g op hetzelfde reconstructievlak P heen gaat, hoewel deze verschilt in aftastpositie.

Fig. 15 is een conceptueel diagram, dat een röntgenbundel toont, die door hetzelfde pixel g en de nabijheid van het pixel g op hetzelfde reconstructievlak heen gaat, hoewel deze in 5 aftastpositie verschilt.

Fig. 16 is een conceptueel diagram, dat projectiegegevens Dr op het reconstructievlak P onder een aanzichthoek aanzicht = 0° toont.

Fig. 17 is een conceptueel diagram, dat teruggeprojecteerde projectiegegevens D2 op het reconstructievlak P onder een aanzichthoek aanzicht = 0° toont.

10 Fig. 18 is een diagram, dat een toestand toont, waarin terugprojectiegegevens D3 worden verkregen door middel van het onderwerpen van de teruggeprojecteerde pixelgege-vens D2 aan geheel-aanzichtoptelling op een pixel-voor-pixel basis.

Fig. 19 is een conceptueel diagram, dat een cirkelvormig reconstructievlak P toont.

Fig. 20 is een conceptueel diagram, dat op Uitvoeringsvorm 1 betrekking hebbende 15 effecten beschrijft.

Fig. 21 is een diagram, dat op Uitvoeringsvorm 2 betrekking hebbende aftastposities en de expansie van de röntgenbundel toont.

Fig. 22 is een diagram, dat op Uitvoeringsvorm 3 betrekking hebbende aftastposities en de expansie van de röntgenbundel toont.

20 Fig. 23 is een diagram, dat op Uitvoeringsvorm 4 betrekking hebbende aftastposities en de expansie van de röntgenbundel toont.

Fig. 24 is een stroomschema van een röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze, die betrekking heeft op Uitvoeringsvorm 5.

Fig. 25 is een gedetailleerd stroomschema van een driedimensionaal terugprojectie-25 proces, dat betrekking heeft op Uitvoeringsvorm 5.

Fig. 26 is een conceptueel diagram, dat op Uitvoeringsvorm 5 betrekking hebbende effecten beschrijft.

Fig. 27 is een stroomschema van een röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze, die betrekking heeft op Uitvoeringsvorm 6.

30 Fig. 28 is een diagram, dat op het eerste geval volgens de stand van de techniek be trekking hebbende aftastposities en de expansie van de röntgenbundel toont.

Fig. 29 is een conceptueel diagram, dat op het eerste geval volgens de stand van de techniek betrekking hebbende problemen beschrijft.

Fig. 30 is een ander conceptueel diagram, dat op het eerste geval volgens de stand 35 van de techniek betrekking hebbende problemen beschrijft.

Fig. 31 is een diagram, dat op het tweede geval volgens de stand van de techniek betrekking hebbende aftastposities en de expansie van de röntgenbundel toont.

-13-

De uitvinding zal hieronder in detail worden beschreven onder verwijzing naar getoonde uitvoeringsvormen daarvan. Overigens wordt de uitvinding niet beperkt door de volgende beschrijving.

5 [Uitvoeringsvorm 1]

Fig. 1 is een conceptueel diagram, dat op Uitvoeringsvorm 1 betrekking hebbende röntgen-CT-apparatuur toont.

Deze röntgen-CT-apparatuur 100 is uitgerust met een bedieningsconsole 1, een af-tasttafel 10 en een aftastportaal 20.

10 Het bedieningsconsole 1 is voorzien van een invoereenheid 2, die invoeren van de be diener aanvaardt, een centrale bewerkingseenheid 3, die voorbehandelingen, afbeeldingsre-constructiebewerking, nabehandelingen enzovoort uitvoert, een gegevensverwervingsbuffer 5, dat door het aftastportaal 20 verworven projectiegegevens verwerft, een weergave-eenheid 6, die tomogrammen weergeeft, welke tomogrammen zijn gereconstrueerd uit door middel van 15 voorbehandeling van de verworven projectiegegevens verkregen projectiegegevens, en een geheugeneenheid 7, die programma's, gegevens, projectiegegevens en röntgentomogrammen opslaat.

De aftasttafel 10 is voorzien van een draagtoestel 12, dat een daarop gemonteerd subject in en uit een opening in het aftastportaal 20 brengt. Het draagtoestel 12 wordt omhoog 20 en omlaag en lineair bewogen door een in de aftasttafel 10 ingebouwde motor.

Het aftastportaal 20 is voorzien van een röntgenbuis 21, een röntgenstuureenheid 22, collimatoren 23, een meervoudige-rij röntgendetector 24, een DAS (Data Acquisition System) 25, een stuureenheid 26 voor het roterende gedeelte, welke stuureenheid de röntgenbuis 21 en andere rond de centrale as van rotatie draaiende elementen bestuurt, een regelende stuureen-25 heid 29, die stuursignalen en dergelijke met het bedieningsconsole 1 en de aftasttafel 10 uitwisselt, en een slipring 30, die vermogen, stuursignalen en verworven gegevens overdraagt.

Het aftastportaal 20 kan over ongeveer + 30° voorwaarts of achterwaarts gekanteld worden door een hellingstuureenheid van het aftastportaal.

Fig. 2 en fig. 3 zijn diagrammen, die de geometrische inrichting van de röntgenbuis 21 30 en de meervoudige-rij röntgendetector 24 tonen.

De röntgenbuis 21 en de meervoudige-rij röntgendetector 24 draaien rond de centrale rotatieas IC. Wanneer de verticale richting wordt verondersteld de y-richting te zijn, wordt de lineaire transportrichting van het draagtoestel 12 verondersteld de z-asrichting te zijn, en wordt de richting loodrecht op de z-asrichting en de y-asrichting verondersteld de x-asrichting te zijn, 35 en wordt de hellingshoek van het aftastportaal 20 verondersteld 0° te zijn, en is het rotatievlak van de röntgenbuis 21 en de meervoudige-rij röntgendetector 24 het xy-vlak. De röntgenbuis 21 genereert een röntgenbundel CB, die bekend staat als een kegelbundel. Wanneer de richting -14- van de centrale-bundelas BC, die de centrale as van de röntgenbundel CB is, evenwijdig aan de y-richting is, wordt de aanzichthoek verondersteld 0° te zijn.

De meervoudige-rij röntgendetector 24 heeft eerste tot J-de rijen van detectoren, waarin bijvoorbeeld J = 256. Verder heeft elke rij van detectoren eerste tot l-de kanalen, waarin 5 bijvoorbeeld I = 1024.

Zoals is weergegeven in fig. 3 is de breedte D van de meervoudige-rij röntgendetector de breedte van de meervoudige-rij röntgendetector 24 in de z-asrichting op de centrale rotatie-as IC, wanneer de meervoudige-rij röntgendetector 24 vanaf de focus van de röntgenbuis 21 wordt bekeken. Verder is de detectorhoek Θ de hoek van de meervoudige-rij röntgendetector 10 24 in de z-asrichting, wanneer de meervoudige-rij röntgendetector 24 vanaf de focus van de röntgenbuis 21 wordt bekeken.

Een collimator 23a definieert de openingsrand van de voorwaartse zijde van de röntgenbundel CB in de z-richting, en een collimator 23b definieert de openingsrand van de achterwaartse zijde van de röntgenbundel CB in de z-asrichting.

15 Van de meervoudige-rij röntgendetector 24 afkomstige geprojecteerde gegevens, die met röntgenstralen zijn bestraald en A/D-omzetting hebben ondergaan, worden vanaf het DAS 25 via de slipring 30 in het gegevensverwervingsbuffer 5 ingevoerd.

De in het gegevensverwervingsbuffer 5 ingevoerde projectiegegevens ondergaan een door de centrale bewerkingseenheid 3 volgens een in de geheugeneenheid 7 opgeslagen pro-20 gramma uitgevoerde afbeeldingsreconstructie en worden in een tomogram omgezet. Het tomogram wordt weergegeven op de weergave-eenheid 6.

Fig. 4 is een stroomschema, dat de werking van de röntgen-CT-apparatuur 100 uiteenzet.

In stap S1 wordt conventionele aftasting of cineaftasting uitgevoerd op verschillende 25 opeenvolgende aftastposities in de z-asrichting om projectiegegevens te verwerven.

Bijvoorbeeld worden de röntgenbuis 21 en de meervoudige-rij röntgendetector 24 op de in fig. 5 weergegeven aftastpositie zO rond de centrale rotatieas IC geroteerd om projectiegegevens te verwerven, die door een aanzichthoek aanzicht, een detectorrijnummer j en een kanaalnummer i, waaraan de aftastpositie zO is toegevoegd, gerepresenteerde projectiegege-30 vens DO (aanzicht, j, i) omvatten. Hierbij wordt de collimator 23a bestuurd om de openingsrand van de voorwaartse zijde van de röntgenbundel CB in de z-asrichting "zO-δ" te maken (δ is 0 of een bij benadering klein positief getal), en wordt de collimator 23b bestuurd om de openingsrand van de achterwaartse zijde van de röntgenbundel CB in de z-asrichting "z2 + D/2 + δ” te maken. Als resultaat hiervan wordt de expansiehoek van de röntgenbundel CB Θ/2 of in hoofd-35 zaak Θ met betrekking tot de detectorhoek Θ.

Vervolgens wordt het draagtoestel 12 bestuurd voor een lineair transport over D/2, en worden de röntgenbuis 21 en de meervoudige-rij röntgendetector 24 rond de centrale rotatieas -15- IC geroteerd op de aftastpositie z1 (= zO + D/2) om projectiegegevens te verwerven, die door een aanzichthoek aanzicht, een detectorrijnummer j en een kanaalnummer i, waaraan de aftastpositie z1 is toegevoegd, gerepresenteerde projectiegegevens DO (aanzicht, j, i) omvatten. Hierna wordt de collimator 23a bestuurd om de openingsrand van de voorwaartse zijde van de 5 röntgenbundel CB in de z-asrichting "z1 - D/4 - δ" op de centrale rotatieas IC te maken en wordt de collimator 23b bestuurd om de openingsrand van de achterwaartse zijde van de röntgenbundel CB in de z-asrichting "z1 + D/2 + δ" op de centrale rotatieas IC te maken.

Vervolgens wordt het draagtoestel 12 bestuurd voor een lineair transport over D/2, en worden de röntgenbuis 21 en de meervoudige-rij röntgendetector 24 rond de centrale rotatieas 10 IC geroteerd op de aftastpositie z2 (= z1 + D/2) om projectiegegevens te verwerven, die door een aanzichthoek aanzicht, een detectorrijnummer j en een kanaalnummer i, waaraan de aftastpositie z2 is toegevoegd, gerepresenteerde projectiegegevens DO (aanzicht, j, i) omvatten. Hierna wordt de collimator 23a bestuurd om de openingsrand van de voorwaartse zijde van de röntgenbundel CB in de z-asrichting "z2 - D/2 - δ" op de centrale rotatieas IC te maken en 15 wordt de collimator 23b bestuurd om de openingsrand van de achterwaartse zijde van de röntgenbundel CB in de z-asrichting "z2 + D/2 + δ" op de centrale rotatieas IC te maken.

Vervolgens wordt, zoals op de aftastpositie z2, het draagtoestel 12 lineair getransporteerd over D/2 per keer, en worden projectiegegevens DO verworven door middel van het uitvoeren van conventionele aftasting of cineaftasting op de aftastposities z2, z3, z4, z5 en z6.

20 Het draagtoestel 12 wordt vervolgens bestuurd voor een lineair transport over D/2, de' röntgenbuis 21 en de meervoudige-rij röntgendetector 24 worden rond de centrale rotatieas IC geroteerd op de aftastpositie z7 (= z6 + D/2) om projectiegegevens te verwerven, die door een aanzichthoek aanzicht, een detectorrijnummer j en een kanaalnummer i, waaraan de aftastpositie z7 is toegevoegd, gerepresenteerde projectiegegevens DO (aanzicht, j, i) omvatten. Hierna 25 wordt de collimator 23a bestuurd om de openingsrand van de voorwaartse zijde van de röntgenbundel CB in de z-asrichting "27 - D/2 - δ" op de centrale rotatieas IC te maken, en wordt de collimator 23b bestuurd om de openingsrand van de achterwaartse zijde van de röntgenbundel CB in de z-asrichting "z8 + D/4 + δ" op de centrale rotatieas IC te maken.

Het draagtoestel 12 wordt vervolgens bestuurd voor een lineair transport over D/2, de 30 röntgenbuis 21 en de meervoudige-rij röntgendetector 24 worden rond de centrale rotatieas IC geroteerd op de aftastpositie z8 (= z7 + D/2) om projectiegegevens te verwerven, die door een aanzichthoek aanzicht, een detectorrijnummer j en een kanaalnummer i, waaraan de aftastpositie z8 is toegevoegd, gerepresenteerde projectiegegevens DO {aanzicht, j, i) omvatten. Hierna wordt de collimator 23a bestuurd om de openingsrand van de voorwaartse zijde van de rönt-35 genbundel CB in de z-asrichting "z8 - D/2 - δ" op de centrale rotatieas IC te maken, en wordt de collimator 23b bestuurd om de openingsrand van de achterwaartse zijde van de röntgenbundel CB in de z-asrichting "z8 + δ" op de centrale rotatieas IC te maken.

-16-

Terugkerend naar fig. 4, worden in stap S2 op de aftastposities zO tot z8 verworven projectiegegevens DO (aanzicht, j, i) onderworpen aan voorbehandelingen waaronder verschui-vingscorrectie, logaritmische omzetting, röntgendosiscorrectie en gevoeligheidscorrectie, om projectiegegevens Din (aanzicht, j, i) te verkrijgen.

5 In stap S3 worden de op de aftastposities zO tot z8 verworven projectiegegevens Din (aanzicht, j, i), die voorbehandelingen hebben ondergaan, onderworpen aan bundelhardening. De bundelhardening wordt bijvoorbeeld gerepresenteerd door het volgende polynoom, waarin BO, B1 en B2 bundelhardeningscoëfficiënten zijn.

10 Duit (aanzicht, j, i) = Din (aanzicht, j, i) x (Bo(j,i) + Bi(j, i) x Din (aanzicht, j, i) + B2(j. 0 x

Din (aanzicht, j, i)2)

Aangezien elke detectorrij van de meervoudige-rij röntgendetector 24 hier aan een onafhankelijke bundelhardeningscorrectie kan worden onderworpen, indien de buisspanningen 15 van gegevensverwervingslijnen verschillend zijn onder de aftastomstandigheden, kunnen verschillen in karakteristieken tussen de detectorrijen worden gecompenseerd.

In stap S4 worden de op de aftastposities zO tot z8 verworven projectiegegevens Duit (aanzicht, j, i), die voorbehandelingen en bundelhardeningscorrectie hebben ondergaan, onderworpen aan filterconvolutie, door middel waarvan filtering in de z-richting (rijrichting) wordt 20 toegepast. De projectiegegevens Duit (aanzicht, j, i) worden dus vermenigvuldigd met een rij-richtingfiltercoëfficiënt Wk(i) in een rijrichting, zoals deze is weergegeven in fig. 9, om projectiegegevens Dcor (aanzicht, j,i) te berekenen.

5

Dcor (aanzicht, j, i) = £ (Duit (aanzicht, j+k - 3, i) x Wk(i)) k=l 25 waarin 5 Σ (Wk(i)) = i k=1

Duit (aanzicht, -1, i) = Duit (aanzicht, 0, i) = Duit (aanzicht, 1, i) 30 Duit (aanzicht, J+1, i) = Duit (aanzicht, J+2, i) = Duit (aanzicht, J, i) worden verkregen.

Door middel van het kanaal tot kanaal variëren van de rijrichtingfiltercoëfficiënt kan de plakdikte worden bestuurd volgens de afstand vanaf het reconstructiemidden.

- 17-

Zoals te zien is bij een in fig. 7 weergegeven plak SL, is in het algemeen de plakdikte groter aan de omtrek dan in het reconstructiemidden. In het licht hiervan en zoals weergegeven in fig. 8, kan onder gebruikmaking van een rijrichtingfiltercoëfficiënt Wk (i van centrale kanalen), die de breedte voor centrale kanalen extensief varieert, en een rijrichtingfiltercoëfficiënt Wk (i 5 van omtrekskanalen) die de breedte voor omtrekskanalen gering varieert, een plak SL van in hoofdzaak uniforme plakdikte zowel in het midden als aan de omtrek van reconstructie worden verkregen, zoals weergegeven in fig. 9.

Het gering vergroten van de plakdikte door de rijrichtingfiltercoëfficiënt Wk(i) resulteert in verbetering in zowel artefact- als ruisaspecten. Dit maakt het besturen van de mate van ar-10 tefactverbetering en die van ruisverbetering mogelijk. Met andere woorden, kan de beeldkwaliteit van zelfs een tomogram, dat driedimensionale afbeeldingsreconstructie heeft ondergaan, worden bestuurd.

Door de rijrichtingfiltercoëfficiënt Wk(i) een deconvolutiefilter, zoals weergegeven in fig. 10, te maken kunnen ook tomogrammen van een kleine plakdikte worden gerealiseerd.

15 Terugkerend naar fig. 4, wordt reconstructiefunctieconvolutie uitgevoerd. Het resultaat van de Fourier-transformatie wordt dus vermenigvuldigd met de reconstructiefunctie om inverse Fourier-transformatie te verkrijgen. Geprojecteerde gegevens na de reconstructiefunctieconvolutie door Dr (aanzicht, j, i), de reconstructiefunctie door Kemel (j) en convolutieberekening door* gerepresenteerd, kan de bewerking van de reconstructiefunctieconvolutie op de volgen-20 de wijze worden uitgedrukt.

Dr (aanzicht, j, i) = Dcor (aanzicht, j, i) * Kemel (j)

Aangezien de reconstructiefunctieconvolutie onafhankelijk op elke detectorrij kan 25 worden uitgevoerd door gebruik te maken van een onafhankelijk reconstructiefunctie

KernelG), kunnen verschillen in ruiskarakteristieken en resolutiekarakteristieken tussen de-tectorrijen worden gecompenseerd.

In stap S6 worden de projectiegegevens Dr (aanzicht, j, i) onderworpen aan driedimensionale terugprojectiebewerking om terugprojectiegegevens D3 (x, y) te berekenen. Deze 30 driedimensionale terugprojectiebewerking zal naderhand onder verwijzing naar fig. 11 worden beschreven.

In stap S8 worden de terugprojectiegegevens D3 (x, y) onderworpen aan nabehandelingen .waaronder afbeeldingsfilterconvolutie en CT-waardeomzetting om een tomogram te verkrijgen.

35 In de afbeeldingsfilterconvolutiebewerking, waarbij de gegevens, die de afbeeldings- filterconvolutiebewerking hebben ondergaan, worden gerepresenteerd door D4 (x, y) en het afbeeldingsfilter wordt gerepresenteerd door Filter (x, y), geldt het volgende: -18- D4 (x, y) = D3 (x, y) * Filter (x, y)

Aangezien afbeeldingsfilterconvolutie onafhankelijk op elke plakpositie van het tomo-5 gram kan worden uitgevoerd, kunnen vervolgens verschillen in ruiskarakteristieken en resolu-tiekarakteristieken tussen plakpos'ities worden gecompenseerd.

Fig. 11 is een stroomschema, dat details van het driedimensionale terugprojectiepro-ces (stap S6 in fig. 4) toont.

In stap S61 wordt één aanzicht van alle voor tomogramreconstructie noodzakelijke 10 aanzichten (namelijk aanzichten corresponderend met 360° of aanzichten corresponderend met ”180°+ waaierhoek") in aanmerking genomen, en een aantal reeksen van projectiegege-vens van het in aanmerking genomen aanzicht, corresponderend met elk pixel van een recon-structievlak P, van de projectiegegevens, die ook projectiegegevens verschillend in aftastpositie bevatten, worden onttrokken en onderworpen aan interpolatie of gewogen optelling om projec-15 tiegegevens Dr te verkrijgen.

Zoals weergegeven in fig. 12, worden in een voorbeeldgeval van een vierkant recon-structievlak P met 512 x 512 pixels evenwijdig aan het xy-vlak, waarin een pixelrij van y = 0 evenwijdig aan de x-as wordt gerepresenteerd door L0, een pixelrij van y = 63 door L63, een pixelrij van y = 127 door L127, een pixelrij van y = 191 door L191, een pixelrij van y = 255 door 20 L255, een pixelrij van y = 319 door L319, een pixelrij van y = 383 door L383, een pixelrij van y =447 door L447 en een pixelrij van y = 511 door L511, projectiegegevens DO op lijnen T0 tot T511 resulterend uit de projectie van deze pixelrijen L0 tot L511 op het vlak van de meervoudi-ge-rij röntgendetector 24 in de zendrichting van de röntgenbundel op een bepaalde aftastpositie, zoals weergegeven in fig. 13, onttrokken. Waar een deel van een lijn buiten de meervoudi-25 ge-rij röntgendetector 24 komt, zoals de lijn TO in fig. 13, worden overigens de corresponderende projectiegegevens DO tot "0" gereduceerd. Of waar een deel van een lijn uit de richting van de detectorrij gaat, worden projectiegegevens DO door extrapolatie berekend. Geprojecteerde gegevens DO van de detectorrijen L0 tot L511 worden onttrokken door middel van het toepassen van deze procedure op verschillende aftastposities. Het onderwerpen van het aantal reek-30 sen van onttrokken projectiegegevens DO aan interpolatie of gewogen optelling zal de projectiegegevens Dr van de detectorrijen L0 tot L511 geven. Indien bijvoorbeeld een aantal reeksen van projectiegegevens D0_1 en D0_2, die overeenstemmen met de door het pixel g heengaande bundel, wordt onttrokken, zoals weergegeven in fig. 14, geldt het volgende: 35 Dr = k1 rD0_1 + k2rD0_2 - 19- waarin k1 en k2 interpolatiecoëfficiënten of gewogen-optellingscoëfficiënten zijn, die worden bepaald op basis van de geometrische posities en richtingen van de door de pixels, die overeenstemmen met de reeksen van aan interpolatie of gewogen optelling te onderwerpen projec-tiegegevens DO, heengaande röntgenbundels. Overigens wordt k1 + k2 = 1 verondersteld.

5 Hoewel de zendrichting van een röntgenbundel wordt bepaald door de röntgenfocus van de röntgenbuis 21 en de geometrische posities van pixels en van de meervoudige-rij rönt-gendetector 24, kan de zendrichting van de röntgenbundel op nauwkeurige wijze worden berekend zelfs voor projectiegegevens DO (aanzicht, j, i) onder versnelling of vertraging, aangezien de z-coördinaten van de projectiegegevens DO (aanzicht, j, i) bekend zijn.

10 Bovendien kan een aantal reeksen van projectiegegevens DO, die op dezelfde aftast- positie en verschillende aftastposities verworven projectiegegevens zijn en die overeenstemmen met de röntgenbundel, die door hetzelfde pixel op het reconstructievlak P of een nabij bereik th in de z-richting gecentreerd op betreffend pixel g, heengaat, worden onderworpen aan interpolatie of gewogen optelling om projectiegegevens Dr afbeeldingsreconstructie te syntheti- 15 seren.

Terugkerend naar fig. 11, worden in stap S62 projectiegegevens Dr (aanzicht, x, y) vermenigvuldigd door een kegelbundel met een reconstructieweegcoëfficiënt om projectiegegevens D2 {aanzicht, x, y) te verschaffen, zoals weergegeven in fig. 17.

De kegelbundelreconstructieweegcoëfficiënt is hier zoals hieronder beschreven.

20 In het geval van waaierbundelafbeeldingsreconstructie, waarin een hoek, tussen een rechte lijn, die de focus van de röntgenbuis 21 en een pixel g (x, y) op het reconstructievlak P (op het xy-vlak) in aanzicht = pa verbindt, en de centrale as Bc van de röntgenbundel wordt gerepresenteerd door y en het tegenovergestelde aanzicht aanzicht = pb is, dan geldt het volgende: 25 pb = pa = 180°-2y

De door de door het pixel g (x, y) op het reconstructievlak P heengaande röntgenbundel gevormde hoek en de door de tegengestelde röntgenbundel op het reconstructievlak P gevormde hoek worden gerepresenteerd door aa en ab, deze worden opgeteld met verme- 30 nigvuldiging met de kegelbundelreconstructieweegcoëfficiënten toa en uib afhankelijk daarvan om de terugprojectiegegevens D2 (0, x, y) te berekenen.

D2 (0, x, y) = u>arD2 (0, x, y)_a + u)brD2 (0, x, y)_b 35 Hierin wordt D2 (0, x, y)_a verondersteld de projectiegegevens in het aanzicht pa te zijn en wordt D2 (0, x, y)_b verondersteld de projectiegegevens in het aanzicht Pb te zijn.

-20-

Overigens is de som van de respectieve kegelbundelreconstructieweegcoëfficiënten coa en tub van de röntgenbundel en de daaraan tegenovergestelde röntgenbundel u)a + tob = 1.

Door middel van optelling met vermenigvuldiging met de kegelbundelreconstructie-5 weegcoëfficiënten coa en uib, zoals hierboven vermeld, kunnen de kegelbundelhoekartefacten worden gereduceerd.

Bijvoorbeeld kan hetgeen door de volgende vergelijkingen wordt verkregen, worden gebruikt als de kegelbundelreconstructieweegcoëfficiënten coa en oob.

Waarin f() een functie representeert en de waaierhoekbundel ymax is: 10 ga = f (ymax, aa, 3a) gb - f (ymax, ab, pb) xa = 2 gaq/(gaq + gbq) xb = 2 · gbq/(gaq + gbq) ooa = xa2 (3 - 2xa) 15 oob = xb2 · (3 - 2xb) (bijvoorbeeld wordt q = 1 verondersteld)

Waarin hetgeen de grotere waarde van f() aanneemt wordt gerepresenteerd door een functie max[ ], en het volgende geldt: ga = max [0,{π/2 + ymax) - |Pa|}] · |tan (aa)| 20 gb = max [0,{π/2 + ymax) - |pb|}] - |tan (ab)|

In het geval van waaierbundelafbeeldingsreconstructie worden de projectiegegevens Dr van elk pixel op het reconstructievlak P verder vermenigvuldigd met een afstandscoëfficiënt. De afstandscoëfficiënt is (r1/r0)2, waarin de afstand vanaf de focus van de röntgenbuis 21 tot 25 de detectorrij j, kanaal i van de meervoudige-rij röntgendetector 24, overeenstemmend met de projectiegegevens Dr, wordt gerepresenteerd door rO en de afstand vanaf de focus van de röntgenbuis 21 tot het pixel op het reconstructievlak P, overeenstemmende met de projectiegegevens Dr, wordt gerepresenteerd door r1.

In het geval van parallelle bundelafbeeldingsreconstructie behoeven de projectiegege-30 vens Dr van elk pixel op het reconstructievlak P slechts met een kegelbundelreconstructie-weegcoëfficiënt te worden vermenigvuldigd.

In stap S63, zoals weergegeven in fig. 18, worden projectiegegevens D2 (aanzicht, X, y) pixel voor pixel opgeteld bij voorheen vrijgegeven terugprojectiegegevens D3 (x, y).

In stap S64 worden met betrekking tot alle voor tomogramreconstructie benodigde 35 aanzichten (namelijk aanzichten corresponderend met 360° of aanzichten corresponderend met "180°+ waaierhoek") stappen S61 tot S63 herhaald en worden terugprojectiegegevens D3 (x, y) verkregen, zoals weergegeven in fig. 18.

-21 -

Overigens kan het reconstructievlak P een cirkelvormig oppervlak zijn, zoals weergegeven in fig. 19.

De röntgen-CT-apparatuur 100 van Uitvoeringsvorm 1 verschaft de volgende effecten.

(1) Zoals weergegeven in fig. 20(a) en 20(b), kunnen projectiegegevens worden ver-5 kregen onder elke aanzichthoek voor enig pixel, zelfs op een eindreconstructievlak PO, en wordt de helling van de röntgenbundel CB met betrekking tot het reconstructievlak PO gereduceerd. Als resultaat hiervan wordt de beeldkwaliteit van het tomogram zelfs op een eindreconstructievlak PO voldoende hoog gemaakt.

Aangezien het interval tussen de aftastpositie zO en de aftastpositie z1 op D/2 wordt 10 ingesteld, kan de helling van de röntgenbundel CB met betrekking tot het reconstructievlak P0.5, dat tussen de aftastpositie zO en de aftastpositie z1 is gepositioneerd, klein en uniform met weinig fluctuaties worden gemaakt. Als resultaat hiervan kan de beeldkwaliteit van het tomogram op het tussen de aftastpositie zO en de aftastpositie z1 gepositioneerde reconstructievlak PO. 5 worden verbeterd.

15 Op overeenkomstige wijze kan ook de beeldkwaliteit van de tomogrammen op het andere eindreconstructievlak P8 en van tomogrammen op andere tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie gepositioneerde reconstructievlakken worden verbeterd.

Ongelijkmatigheid van beeldkwaliteit afhankelijk van de positie van het reconstructievlak kan dus worden verbeterd.

20 (2) Aangezien, zoals weergegeven in fig. 20(a) en 20(b), de breedte van de röntgen bundel CB in één eindaftastpositie zO wordt verkleind, kan enig onbedoeld bestraald oppervlak worden gereduceerd. Aangezien de breedte van de röntgenbundel CB ook op de andere eindaftastpositie z8 op overeenkomstige wijze wordt verkleind, kan ook daar enig onbedoeld bestraald oppervlak worden gereduceerd. Een toename in bestraling als gevolg van het verklei- 25 nen van het interval tussen één aftastpositie en een andere tot niet meer dan D kan worden voorkomen door het beperken van de röntgendosis en de röntgenbuisstroom.

(3) Aangezien in verschillende aftastposities verworven projectiegegevens worden gesynthetiseerd in het projectiegegevensstadium, is slechts één stap van afbeeldingsrecon-structieberekening noodzakelijk.

30 Overigens kan de afbeeldingsreconstructiewerkwijze hier de gebruikelijke driedimen sionale afbeeldingsreconstructiewerkwijze volgens de reeds bekende Feldkamp-methode zijn. Verder kunnen ook de in JP-A nr. 334188/2003, JP-A nr. 41675/2004, JP-A nr. 41674/2004, JP-A nr. 73360/2004, JP-A nr. 159244/2003 en JP-A nr. 41675/2004 voorgestelde driedimensionale afbeeldingsreconstructiewerkwijze worden gebruikt.

35 Volgens de Uitvoeringsvorm 1 kunnen ook de beeldkwaliteitsfluctuaties als gevolg van verschillen in de röntgenkegelhoek of andere oorzaken worden aangepast door middel van rijrichting(z-richting)convolutiefilters, die verschillen in coëfficiënt over verschillende -22- detectorrijen, en worden een uniforme plakdikte en beeldkwaliteit in termen van artefacten en ruis gerealiseerd, maar soortgelijke effecten kunnen ook worden verkregen op enkele andere wijzen.

Hoewel het interval tussen één affastpositie en een andere tot D/2 wordt gereduceerd, 5 kan verder enig ander interval niet groter dan D een beeldkwaliteitsverbetering boven het conventionele niveau verkrijgen.

Hoewel de röntgenbundel wordt belet zich te verwijden zowel voorwaarts als achterwaarts in de lineaire transportrichting voorbij het bereik, waarin projectiegegevens DO volgens Uitvoeringsvorm 1 dienen te worden verworven, kan het bereik van straling ook worden ver-10 kleind door het wijder worden in voorwaartse richting of achterwaartse richting te voorkomen.

Verder maakt röntgen-CT-apparatuur, waarin een röntgenoppervlakdetector, typisch een vlak paneel, wordt gebruikt als een meervoudige-rij röntgendetector in plaats van de in Uitvoeringsvorm 1 gebruikte meervoudige-rij röntgendetector 24, ook toepassing van de uitvinding mogelijk.

15 [Uitvoeringsvorm 2]

Het is ook mogelijk om de breedte van de röntgenbundel op D te houden, zoals in conventionele praktijk, en dezelfde voorwaarden als in Uitvoeringsvorm 1 te gebruiken in andere betrekkingen, zoals weergegeven in fig. 21.

20 Ook in Uitvoeringsvorm 2 kan ongelijkmatigheid in beeldkwaliteit afhankelijk van de positie van het reconstructievlak worden verbeterd. Overigens kan een toename van bestraling worden voorkomen door de röntgendosis en de röntgenbuisstroom te beperken.

[Uitvoeringsvorm 3] 25 Het is ook mogelijk om het interval tussen één aftastpositie en een andere op D te houden, zoals in de conventionele praktijk, en te voorkomen dat de röntgenbundel zich verwijd zowel voorwaarts als achterwaarts in de lineaire transportrichting voorbij het bereik, waarin projectiegegevens DO dienen te worden verworven, zoals weergegeven in fig. 22.

Uitvoeringsvorm 3 kan ook behulpzaam zijn bij het verbeteren van de beeldkwaliteit 30 van het tomogram aan beide einden. Ook kan het bereik van straling worden gereduceerd.

[Uitvoeringsvorm 4]

Het is ook mogelijk om de breedte van de röntgenbundel op D te houden zoals in de conventionele praktijk en het interval tussen één aftastpositie en een andere op niet meer dan 35 D te houden (exact of bij benadering D/2 in fig. 22), zoals weergegeven in fig. 23.

Uitvoeringsvorm 4 kan ook behulpzaam zijn bij het verbeteren van de beeldkwaliteit van het tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie gepositioneerde tomogram.

-23-

Overigens kan door middel van het beperken van de röntgendosis en de röntgenbuisstroom een toename van straling als gevolg van het op D houden van het interval tussen één aftast-positie en een andere worden voorkomen.

5 [Uitvoeringsvorm 5]

Fig. 24 is een stroomschema van een op Uitvoeringsvorm 5 betrekking hebbende röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze.

In vergelijking met het stroomschema van de in fig. 4 weergegeven röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze is stap S6 in fig. 4 vervangen door stap S6' en is stap S7 toegevoegd.

10 Andere stappen zijn dezelfde. Daarom zullen alleen stap S6' en S7 worden beschreven.

Fig. 25 is een gedetailleerd stroomschema van stap S6' (driedimensionaal terugpro-jectieproces).

In vergelijking met het stroomschema van het in fig. 11 weergegeven driedimensionale terugprojectieproces van Uitvoeringsvorm 1 is stap S61 in fig. 11 vervangen door stap S61’.

15 Andere stappen zijn dezelfde. Daarom zal alleen stap S61' worden beschreven.

In stap S61' wordt één aanzicht van alle voor tomogramreconstructie noodzakelijke aanzichten (namelijk aanzichten corresponderend met 360° of aanzichten corresponderend met '"180°+ waaierhoek") in aanmerking genomen en een aantal reeksen van projectiegege-vens van het in aanmerking genomen aanzicht, corresponderend met elk pixel van een recon-20 structievlak P uit projectiegegevens van dezelfde aftastpositie, wordt onttrokken en onderworpen aan interpolatie of gewogen optelling om projectiegegevens Dr te verkrijgen.

Hoewel projectiegegevens Dr zijn verkregen in stap S61 in fig. 11 door projectiegegevens, die zijn onttrokken aan projectiegegevens, waaronder de projectiegegevens verschillend in aftastpositie, en onttrokken geprojecteerde gegevens zijn geïnterpoleerd of aan 25 interpolatie of gewogen optelling zijn onderworpen om projectiegegevens Dr te verkrijgen, worden in stap S61' in fig. 25 projectiegegevens onttrokken aan projectiegegevens van dezelfde aftastpositie en, indien slechts één reeks van projectiegegevens wordt onttrokken, wordt deze als projectiegegevens Dr gebruikt, of, indien er een aantal reeksen wordt onttrokken, worden deze reeksen onderworpen aan interpolatie of gewogen optelling om projectiegegevens Dr te 30 verkrijgen.

Hoewel het tomogram van het reconstructievlak PO.5 wordt verkregen door slechts één ronde van afbeeldingsreconstructie in stap S6 van fig. 4, wordt als resultaat in stap S6' van fig. 25 een tomogram G1 van het reconstructievlak PO.5 afbeelding-gereconstrueerd uit de in de aftastpositie zO verkregen projectiegegevens, en wordt een tomogram G2 van het recon-35 structievlak PO.5 afbeelding-gereconstrueerd uit de in de aftastpositie z1 verkregen projectiegegevens, zoals fig. 26(a) tot 26(d) tonen.

-24-

Terugkerend naar fig. 24, wordt in stap S7 een aantal tomogrammen op hetzelfde reconstructievlak onderworpen aan interpolatie of gewogen optelling om een enkelvoudig tomogram te verkrijgen. Bijvoorbeeld door het onderwerpen van de tomogrammen G1 en G2 op het reconstructievlak PO.5, weergegeven in fig. 26(a) tot 26(d), aan interpolatie of gewogen 5 optelling op een pixel-voor-pixel basis, wordt een tomogram G op het reconstructievlak PO.5 verkregen. Namelijk: G = k1rG1 + k2 rG2 waarin k1 en k2 interpolatiecoëfficiënten of gewogen-optellingscoëfficiënten zijn, die worden bepaald op basis van de geometrische posities en richtingen van de röntgenbundels, die door 10 de pixels van de aan interpolatie of gewogen optelling te onderwerpen tomogrammen heengaan. Overigens wordt k1 + k2 = 1 verondersteld.

De röntgen-CT-apparatuur volgens Uitvoeringsvorm 5 verschaft een beeld kwaliteit-verbeteringseffect en een reducerend effect op onbedoeld bestraald oppervlak ten opzichte van Uitvoeringsvorm 1. Verder wordt bovendien een afzonderlijk tomogram verkregen voor 15 elke aftastpositie zelfs op hetzelfde reconstructievlak.

[Uitvoeringsvorm 6]

Fig. 27 is een stroomschema van een op Uitvoeringsvorm 6 betrekking hebbende röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze.

20 Vergeleken met het stroomschema van de in fig. 24 weergegeven röntgen-CT-afbeel dingswerkwijze van Uitvoeringsvorm 5 is stap S7 in fig. 24 vervangen door S7'. Andere stappen zijn dezelfde. Daarom zal slechts stap S7' worden beschreven.

In stap S7' wordt een aantal tomogrammen op reconstructievlakken in een voorgeschreven z-asrichtingsbereik onderworpen aan interpolatie of gewogen optelling om een enkel-25 voudig tomogram te verkrijgen.

De röntgen-CT-apparatuur van Uitvoeringsvorm 6 verschaft een beeldkwaliteitverbete-ringseffect en een reducerend effect op onbedoeld bestraald oppervlak ten opzichte van Uitvoeringsvorm 5. Verder kan de röntgen-CT-apparatuur van Uitvoeringsvorm 6 de plakdikte besturen door middel van het op geschikte wijze instellen van het z-asrichtingsbereik, interpolatie-30 coëfficiënt en gewogen-optellingscoëfficiënt.

De röntgen-CT-apparatuur en de röntgen-CT-afbeeldingswerkwijze volgens de uitvinding kunnen worden gebruikt om tomogrammen van een subject op te pikken. De werkwijze kan ook worden gebruikt in medische röntgen-CT-apparatuur, industriële röntgen-CT-apparatuur of röntgen-CT-PET-apparatuur of röntgen-CT-SPECT-apparatuur gecombineerd met 35 enige andere apparatuur.

-25- ONDERDELENLIJST Fig. 1 1 bedieningsconsole 2 invoereenheid 3 centrale bewerkingseenheid 5 gegevensverwervingsbuffer 6 weergave-eenheid 7 geheugeneenheid 10 aftasttafel 12 Draagtoestel 20 Aftastportaal 21 Röntgenbuis 22 röntgenstuureenheid 23 collimator 24 meervoudige-rij röntgendetector

25 DAS

26 stuureenheid voor roterend deel 27 stuureenheid voor aftastportaalhelling 29 regelende stuureenheid 30 slipring 33 röntgen-CT fluoroscopisch bedieningspaneel

Fig.2 21 röntgenbuis 24 meervoudige-rij röntgendetector IC (ISO) rotatiemidden CB röntgenbundel dp detectorvlak BC centrale bundelas 200 richting van detectorrij

Fig. 3 23a/2b collimator Θ detectorhoek D breedte van meervoudige-rij röntgendetector op centrale rotatieas IC centrale rotatieas -26- CB röntgenbundel BC centrale bundelas 300 richting van detectorrij

Fig.4 50 start 51 verzamel gegevens 52 voorbehandelingen 53 corrigeer bundelhardening 54 Z-filterconvolutieproces 55 reconstructiefunctieconvolutieproces 56 driedimensionaal terug projectieproces (fig. 11) 58 nabehandelingen 59 einde

Fig. 7 SL plak

Fig. 8 800 Wk (i op omtrekskanaal) 802 Wk (i op centraal kanaal)

Fig. 9 SL plak

Fig. 10 1000 Wk (i op omtrekskanaal) 1002 Wk (i op centraal kanaal)

Fig. 11 560 start driedimensionaal terugprojectieproces 561 geprojecteerde gegevens Dr worden verkregen door het onttrekken van een aantal van hetgeen overeenstemt met pixels op het reconstructievlak P aan geprojecteerde gegevens, waaronder geprojecteerde gegevens verschillend in aftastposi-tie, en het onderwerpen daarvan aan interpolatie of gewogen optelling 562 vermenigvuldig elke reeks van geprojecteerde gegevens Dr met kegelbundel-re-constructieweegcoëfficiënt om terug geprojecteerde gegevens D2 te verschaffen -27 - 563 tel terug geprojecteerde gegevens D2 bij terug geprojecteerde gegevens D3 op op een pixel-voor-pixel basis 564 zijn terug geprojecteerde gegevens D2 voor alle voor afbeeldingsreconstructie noodzakelijke aanzichten opgeteld? 565 einde

Fig. 12(a) 21 röntgenbuis P reconstructievlak

Fig. 12(b) 21 röntgenbuis 24 meervoudige-rij röntgendetector

Fig. 13 24 meervoudige-rij röntgendetector 1300 richting van detectorrij 1302 kanaalrichting

Fig. 15 th nabijheidsbereik

Fig. 16 P reconstructievlak

1600 aanzicht = 0°C

Fig. 17 P reconstructievlak

1700 aanzicht = 0°C

Fig. 18 1800 D2 (aanzicht, x, y)

Fig. 19 21 röntgenbuis P reconstructievlak -28-

Fig. 24 50 start 51 verzamel gegevens 52 voorbehandelingen 53 corrigeer bundelhardening 54 Z-filterconvolutieproces 55 reconstructiefunctieconvolutieproces 56 driedimensionaal terug projectieproces (fig. 11) 57 onderwerp aantal tomogrammen op hetzelfde reconstructievlak aan interpolatie of gewogen optelling 58 nabehandelingen 59 einde

Fig. 25 560 start driedimensionale terugprojectieproces 561 geprojecteerde gegevens Dr worden verkregen door het onttrekken van een aantal van hetgeen overeenstemt met pixels op reconstructievlak P aan geprojecteerde gegevens op dezelfde aftastpositie (indien er een aantal reeksen is, worden deze onderworpen aan interpolatie of gewogen optelling om geprojecteerde gegevens Dr te verkrijgen) 562 vermenigvuldig elke reeks van geprojecteerde gegevens Dr met kegelbundel-re-constructieweegcoëfficiënt om terug geprojecteerde gegevens D2 te verschaffen 563 tel terug geprojecteerde gegevens D2 bij terug geprojecteerde gegevens D3 op op een pixel-voor-pixel basis 564 zijn teruggeprojecteerde gegevens D2 voor alle voor afbeeldingsreconstructie noodzakelijke aanzichten opgeteld? 565 einde

Fig. 27 50 start 51 verzamel gegevens 52 voorbehandelingen 53 corrigeer bundelhardening 54 Z-filterconvolutieproces 55 reconstructiefunctieconvolutieproces 56 driedimensionaal terugprojectieproces (fig. 11) -29- S7’ onderwerp aantal tomogrammen op reconstructievlakken binnen voorgeschreven bereik in z-asrichting aan interpolatie of gewogen optelling 58 nabehandelingen 59 einde

Fig. 28 21 röntgenbuis 23a/23b collimator IC centrale rotatieas 24 meen/oudige-rij röntgendetector

Fig. 29 CB röntgenbundel 1034066

Claims (6)

1. Röntgen-CT-apparatuur (100) omvattende: een projectiegegevensverwervingsinrichting (25) voor het tijdens het roteren van een röntgenopwekinrichting (21) en een meervoudige-rij röntgendetector (24) tegenover de rönt-genopwekinrichting (21) in een xy-vlak rond een tussen de röntgenopwekinrichting (21) en de 5 meervoudige-rij röntgendetector (24) gepositioneerde centrale as van rotatie verwerven van projectiegegevens van een daartussen gepositioneerd subject; een collimator (23) voor het besturen van de openingsbreedte van een röntgenbundel, die de meervoudige-rij röntgendetector (24) bestraalt, in een richting loodrecht op het xy-vlak; een aftasttafel (10) voor het transporteren van het subject in de z-asrichting; 10 een afbeeldingsreconstructie-inrichting (3) voor het afbeelding-reconstrueren van to- mogrammen op basis van de verworven projectiegegevens; een beeldweergave (6) voor het weergeven van de tomogrammen, die de afbeeldings-reconstructie hebben ondergaan; een afbeeldingsvoorwaarde-instelinrichting (2) voor het instellen van verschillende af- 15 tastvoorwaarden voor het verwerven van de projectiegegevens; en een stuureenheid (29) voor het tijdens het uitvoeren van conventionele aftasting (axiale aftasting) of cineaftasting op verschillende opeenvolgende aftastposities in de z-asrichting, op beide aftastposities, besturen van de collimator teneinde de breedte van de röntgenbundel op D/2 of bij benadering D/2 ten opzichte van de meervoudige-rij-röntgendetectorbreedte D op de 20 centrale as van rotatie in te stellen of om de expansiehoek van de röntgenbundel op Θ/2 of bij benadering Θ/2 ten opzichte van een detectorhoek Θ in te stellen, en waarbij het interval tussen één aftastpositie en een andere aftastpositie op niet meer dan D wordt gehouden.

2. Röntgen-CT-apparatuur (100) volgens conclusie 1, omvattende een projectiegege-vens-synthetiserende inrichting voor het synthetiseren van projectiegegevens voor afbeeldings- 25 reconstructie door middel van het onderwerpen van projectiegegevens, die op verschillende aftastposities zijn verworven en overeenstemmen met de hetzelfde pixel op het reconstructie-vlak passerende röntgenbundel, aan interpolatie of gewogen optelling.

3. Röntgen-CT-apparatuur (100) volgens conclusie 2, waarin de nabijheid ligt in een voorgeschreven bereik in de z-asrichting gecentreerd op het pixel. 30

4. Röntgen-CT-apparatuur (100) volgens conclusie 3, waarin de interpolatiecoëfficiënt voor de interpolatie of de gewogen-optellingscoëfficiënt voor de gewogen optelling wordt bepaald op basis van de geometrische posities en richtingen van de de pixels passerende rönt- genbundels, die overeenstemmen met de reeks van aan interpolatie of gewogen optelling te onderwerpen projectiegegevens.

5. Röntgen-CT-apparatuur (100) volgens conclusie 1, waarin de afbeeldingsrecon-structie-inrichting is uitgerust met een tomogram-synthetiserende inrichting voor het synthetise-5 ren van een nieuw tomogram door middel van het onderwerpen van tomogrammen van projectiegegevens, die op dezelfde aftastpositie zijn verworven, aan afbeeldingsreconstructie en het onderwerpen van tomogrammen, die afbeeldingsreconstructie uit projectiegegevens op hetzelfde reconstructievlak op verschillende aftastposities hebben ondergaan, aan interpolatie of gewogen optelling op een pixel-voor-pixel basis. 10

6. Röntgen-CT-apparatuur (100) volgens conclusie 5, waarin de interpolatiecoëfficiënt voor de interpolatie of de gewogen-optellingscoëfficiënt voor de gewogen optelling wordt bepaald op basis van de geometrische posities en richtingen van de de pixels van de tomogrammen, die op de pixel-voor-pixel basis aan interpolatie of gewogen optelling dienen te worden onderworpen, passerende röntgenbundels.