NL1034578C2

NL1034578C2 - Röntgentomografieapparatuur en artefact reducerende werkwijze.

Info

Publication number: NL1034578C2
Application number: NL1034578A
Authority: NL
Inventors: Akira Hagiwara
Original assignee: Ge Med Sys Global Tech Co Llc
Priority date: 2006-10-27
Filing date: 2007-10-25
Publication date: 2009-04-15
Also published as: CN101169383B; US7889833B2; CN101169383A; DE102007049469B4; JP4350738B2; DE102007049469A1; US20080130823A1; JP2008104762A; NL1034578A1

Description

P29007NL00/GB/fhe

Korte aanduiding: Röntgentomografieapparatuur en artefact reducerende werkwijze.

De uitvinding heeft betrekking op röntgentomografieapparatuur, die tomografische beelden weergeeft met minder invloed van artefacten, zoals kegelbundelartefact, windmolenartefact, enz., op röntgen-CT(computertomografie)-apparatuur of dergelijke, en een artefact reducerende werkwijze.

5 In meerplaks röntgen-computertomografie(röntgen-CT)-apparatuur neemt het aantal plakken nu tot 64 of 256 toe. Verschillende kegelbundelbeeldreconstructiealgoritmen, die gebruikmaken van een schroefvormige aftasting van de röntgen-CT-apparatuur, zijn bekend. Eén gemeenschappelijk probleem van de kegelbundelbeeldreconstructiealgoritmen is echter, dat een bemonsteringsinterval in een lichaamsasrichting (ook wel z-richting of 10 plakrichting genoemd) van een subject onvoldoende is. Deze algoritmen werken contra het theorema van Nyquist en veroorzaken wervelende windmolenachtige artefacten in elk gereconstrueerd beeld als gevolg van hoge-frequentiecomponenten. Dit wil zeggen dat, wanneer de resolutie van een detector onvoldoende is voor een structuur en een schroefspoed groter wordt gemaakt bij de schroefvormige aftasting, geen 15 interpolatieberekeningen ideaal kunnen worden uitgevoerd en daardoor treden de windmolenachtige artefacten op in een beeld.

Om dergelijke windmolenachtige artefacten te verminderen, wordt meerpuntsinter-polatie uitgevoerd in de z-richting om de breedte van een fluctuatie van een doelsignaal te verminderen, om daardoor de windmolenachtige artefacten in de schaduw te stellen. In bij-20 voorbeeld de Japanse niet-onderzochte octrooipublicatie nr. 2003-325502 wordt een inter-polatieproces uitgevoerd in een z-richting na uitvoering van een reconstructiefunctieconvolu-tieproces, teneinde daardoor te trachten windmolenachtige artefacten te verminderen.

In de werkwijze voor het uitvoeren van de meerpuntsinterpolatie in de z-richting om de artefacten te verminderen, wordt interpolatie echter ook op beeldgebieden zonder daarin 25 ontwikkelde artefacten uitgevoerd, hetgeen dus leidt tot een vermindering van resolutie in een z-richting, waardoor geen duidelijk tomografisch beeld kan worden verkregen door een sterkere toename in resolutie.

De uitvinding beoogt daarom röntgentomografieapparatuur te verschaffen, welke apparatuur op positieve wijze artefacten onttrekt zonder resolutie in een z-richting te verla-30 gen, teneinde daardoor de artefacten te reduceren, en beoogt een artefact reducerende werkwijze te verschaffen.

In de uitvinding worden artefacten slechts met betrekking tot beeldgebieden, die elk daarin ontwikkelde artefacten hebben, van een driedimensionaal teruggeprojecteerd tomogra- 2 fisch beeld gereduceerd. Het driedimensionaal teruggeprojecteerde tomografische beeld wordt als zodanig gebruikt met betrekking tot een gebied, dat vrij van artefacten is, en het tomografische beeld wordt weergegeven. Daardoor kan een duidelijk tomografisch beeld worden verkregen met betrekking tot het beeldgebied, dat vrij van artefacten is, zonder de resolutie in een z-5 richting te reduceren.

Volgens een eerste aspect omvat röntgentomografieapparatuur aftastmiddelen voor het aan röntgenstralen onderwerpen van een subject, terwijl ten minste één van een portaal en een tafel langs een lichaamsasrichting van het subject wordt bewogen, teneinde daardoor projectiegegevens van het subject te creëren, een eerste artefactbepalingseenheid voor het 10 als een artefact bepalen van elk pixel van pixels, die in een door middel van het terugprojecteren van de projectiegegevens verkregen tomografisch beeld zijn opgenomen, een tweede artefactbepalingseenheid voor het, met het door de eerste artefactbepalingseenheid als het artefact bepaalde pixel als een doel, instellen van een beslissingspixelgebied, dat het doel-pixel en rond het doelpixel liggende gebieden bevat, en het opnieuw bepalen van het doel-15 pixel als een artefact, waarbij elk pixel, dat in de eerste artefactbepalingseenheid is beoordeeld als het pixel, waarin het artefact kan worden opgewekt, aanwezig is voorbij een vooraf bepaalde referentie, en een artefactreductie-eenheid voor het uitvoeren van een beeldproces voor het reduceren van een artefact op elk pixel, dat uiteindelijk als een artefact is beoordeeld.

20 In de röntgentomografieapparatuur volgens het eerste aspect bepaalt de eerste ar tefactbepalingseenheid eerst, of een artefact in elk van in een tomografisch beeld opgenomen pixels aanwezig. Verder bepaalt de tweede artefactbepalingseenheid opnieuw, of het door de eerste artefactbepalingseenheid als het artefact beoordeelde pixel een artefact is, waarbij het pixel voorbij een vooraf bepaalde referentie of standaard ligt. Daardoor wordt er 25 dubbel bepaald of elk pixel in het tomografische beeld het artefact is. Beeldbewerking kan worden uitgevoerd op alleen het pixel, dat op deze wijze als artefact is beoordeeld, om het artefact te reduceren. Aangezien pixels anders dan de artefacten niet worden onderworpen aan interpolatiebewerking, is de resolutie in de lichaamsasrichting niet verslechterd.

Volgens een tweede aspect omvat de röntgentomografieapparatuur verder artefact-30 verhoudingberekeningsmiddelen voor het berekenen van een verhouding waarin elk als het artefact beoordeelde pixel in het tomografische beeld wordt bezet, en een derde artefactbepalingseenheid voor het opnieuw als een artefact bepalen van het pixel, wanneer de verhouding groter is dan een vooraf bepaalde drempelwaarde.

De röntgentomografieapparatuur volgens het tweede aspect berekent een verhou-35 ding, waarin het doelpixel, waarvan opnieuw is bepaald dat dit het artefact is, wordt bezet in elk tomografisch beeld. Dit wil zeggen, dat er een tomografisch beeld is, waarin geen artefacten optreden afhankelijk van de verhouding. Zelfs wanneer van artefacten opnieuw wordt bepaald, 3 dat deze aanwezig zijn in een beeld, kan er daardoor ook worden bepaald, dat er geen artefacten aanwezig zijn in een tomografisch beeld kleiner dan een voorafbepaalde verhouding van het gehele tomografische beeld. Het doelpixel specificeert dus het met het artefact corresponderende pixel en beeldbewerking kan worden uitgevoerd op alleen het gespecificeerde pixel 5 met het daarin ontwikkelde artefact om het artefact te reduceren.

Volgens een derde aspect bepaalt de eerste artefactbepalingseenheid in de röntgen-tomografieapparatuur artefacten volgens de mate van verandering in CT-waarde in de lichaamsasrichting tussen een aantal door middel van het terugprojecteren van de projectiege-gevens verkregen tomografische beelden.

10 De mate van verandering in CT-waarde in de lichaamsasrichting wordt via experi menten of dergelijke gespecificeerd. Bepaald wordt of de mate van verandering in CT-waarde in een voorafbepaald bereik ligt, om daardoor elk pixel, waarin een artefact is ontwikkeld, vast te stellen. In de uitvoeringsvorm volgens het derde aspect wordt van het tomografische beeld bepaald of de mate van verandering in CT-waarde in het voorafbepaalde bereik ligt, om daar-15 door elk pixel, waarin een artefact wordt ontwikkeld, te bepalen.

Volgens een vierde aspect omvat het beeldproces voor het reduceren van de artefacten in de artefactreductie-eenheid in de röntgentomografieapparatuur het vermenigvuldigen van een aantal pixels in de lichaamsasrichting met weegfactoren en het optellen van de verme-nigvuldigingsresultaten en het reduceren van een artefact van elk doelpixel in het corresponde-20 rende tomografische beeld.

In de uitvoeringsvorm volgens het vierde aspect wordt het aantal pixelgebieden in de lichaamsasrichting vermenigvuldigd met de corresponderende weegfactoren daarvan en worden de vermenigvuldigingsresultaten bij elkaar opgeteld, en worden in een pixelgebied van elk tomografisch beeld ontwikkelde artefacten gereduceerd.

25 Volgens een vijfde aspect verandert de artefactreductie-eenheid in de röntgentomo grafieapparatuur de weegfactor volgens het aantal meervoudige pixelgebieden in de lichaamsasrichting volgens het vierde aspect.

In de uitvoeringsvorm volgens het derde aspect kan de weegfactor worden veranderd op basis van het aantal meervoudige pixelgebieden in de lichaamsasrichting, correspon-30 derend met bijvoorbeeld 3 in het geval van één plakbeeld in de nabijheid van een doelgebied, en 2n + 1 in het geval van n plakbeelden in de nabijheid daarvan.

Volgens een zesde aspect zijn de beslissingspixelgebieden in röntgentomografieapparatuur elk gevormd in de vorm van een vierhoek of een polygoon.

In de uitvoeringsvorm volgens het zesde aspect kan het beslissingspixelgebied vier-35 hoekig of polygonaal van vorm zijn volgens een tomografisch-beeldweergavewerkwijze of een afbeeldingsvoorwaarde of dergelijke.

4

Volgens een zevende aspect wordt het aantal van de het beslissingsgebied vormende pixels in de röntgentomografieapparatuur veranderd volgens een vergrote weergave van elk tomografisch beeld en een gereduceerde weergave daarvan.

In de uitvoeringsvorm volgens het zevende aspect verandert de omvang van een ar-5 tefact op het scherm of de omvang van een gebied daarop door de vergrote weergave van het tomografische beeld en de gereduceerde weergave daarvan. Het variëren van de omvang van het beslissingspixelgebied in overeenstemming daarmee maakt het mogelijk om elk met het artefact corresponderende pixel nauwkeuriger te specificeren.

Volgens een achtste aspect kan de referentie in de eerste artefactbepalingseenheid in 10 de röntgentomografieapparatuur variabel worden gemaakt.

Artefacten zijn verschillend in de wijze van verschijnen volgens de afbeeldingsvoor-waarde of het afbeeldingsgebied van het subject. Indien bijvoorbeeld een gebied, waarin artefacten nagenoeg niet verschijnen, wordt genomen, dan treedt er geen probleem op, zelfs niet wanneer de eerste drempelwaarde tot 90% - 85% wordt afgezwakt. Indien de referentie in de 15 eerste artefactbepalingseenheid variabel kan worden gemaakt met het oog op de artefacten, die in het tomografische beeld verschijnen, en de resolutie in de lichaamsasrichting, dan kan een tomografisch beeld, dat door een bediener beoogd wordt, worden verkregen.

Volgens een negende aspect kan de referentie in de tweede artefactbepalingseenheid in de röntgentomografieapparatuur variabel worden gemaakt.

20 Volgens het negende aspect zijn artefacten verschillend in de wijze van verschijnen volgens de afbeeldingsvoorwaarde of het afbeeldingsgebied of dergelijke van het subject. Elk met het artefact corresponderende pixel wordt opgeslagen en zoveel mogelijk in de schaduw gesteld. Anderzijds behoeft interpolatiebewerking bij voorkeur niet te worden uitgevoerd op elk normaal pixel. Indien de referentie in de tweede artefactbepalingseenheid variabel kan worden 25 gemaakt met het oog op de artefacten, die in het tomografische beeld verschijnen, en de resolutie in de lichaamsasrichting, kan daardoor vervolgens een tomografisch beeld, dat door een bediener beoogd wordt, worden verkregen.

Volgens de röntgentomografieapparatuur en de artefact-reducerende werkwijze van de uitvinding kan elk pixel met een daarin ontwikkeld artefact op betrouwbare wijze worden 30 gespecificeerd, omdat het pixel met daarin ontwikkeld artefact wordt geverifieerd. Artefacten worden gereduceerd alleen met betrekking tot pixels, die elk het daarin ontwikkelde artefact hebben, van een driedimensionaal teruggeprojecteerd tomografisch beeld. Een tomografisch beeld, waarin het driedimensionaal teruggeprojecteerde tomografische beeld als zodanig wordt gebruikt met betrekking tot een gebied vrij van het optreden van de artefacten, kan worden 35 weergegeven.

Fig. 1 is een blokschema, dat een configuratie van röntgen-CT-apparatuur 10 volgens de onderhavige uitvoeringsvorm toont.

5

Fig. 2 is een diagram, dat geometrische layouts, die illustratief zijn voor een rönt-genbuis 10 en een röntgendetector 103 met meerdere rijen, toont.

Fig. 3 is een stroomschema, dat op schematische wijze een tomografisch-beeld foto-grafeerwerking van de röntgen-CT-apparatuur 10 van de uitvinding toont.

5 Fig. 4 is een stroomschema voor het reduceren van artefacten na bepaling van te- rugprojectiegegevens D3.

Fig. 5 is een conceptueel diagram, dat pixels van tomografische beelden gebaseerd op terugprojectiegegevens D3 (x, y, z) en pixelgebieden daarvan toont.

Fig. 6 is een voorbeeld, waarin een tomografische beeld D3 (x, y, z) voorafgaande 10 aan de uitvoering van een artefactreductieproces en een tomografisch beeld D31 (x, y, z), dat aan het artefactreductieproces is onderworpen, zijn weergegeven op een weergave 60.

Fig. 7 is een diagram, dat indexfuncties toont.

Fig. 8(a) is een diagram, dat een windmolenartefact toont, fig. 8(b) is een vergroot diagram van een door een frame b van fig. 8(a) omringd gebied, en fig. 8(c) is een grafiek, 15 die de mate van verandering in CT-waarde toont.

Fig. 9(a) is een diagram, dat een bloedvatgedeelte HB-B, waarin de richting, waarin een bloedvat zich uitstrekt, plotseling verandert, en fig. 9(b) is een grafiek, die de mate van verandering in CT-waarde toont.

Fig. 10(a) is een diagram, dat een zich naar een XY-vlak uitstrekkend bloedvatge-20 deelte HB-B toont, en fig. 10(b) is een grafiek, die de mate van verandering in CT-waarde toont.

Fig. 11 is een stroomschema voor het verifiëren van een doelpixel, waarin artefacten aanwezig zijn.

Fig. 12 is een diagram, dat tomografische beelden, voorafgaande aan onderwerping 25 aan een artefactreductieproces, van het hoofd van een subject, en reconstructiegebieden P toont.

Fig. 13 is een diagram, dat een stroomschema voor het uitvoeren van een artefactreductieproces na onderzoeken van artefactverhoudingen toont.

Fig. 14 is een dwarsdoorsnedeaanzicht in een lichaamsasrichting vanaf de borst van 30 een subject HB tot het hoofd daarvan, en artefactverhoudingen.

Configuratie van röntgentomografieapparatuur

Fig. 1 is een blokdiagram, dat een configuratie van röntgencomputertomografieapparatuur (röntgen-CT-apparatuur) 10 volgens de onderhavige 35 uitvoeringsvorm toont. De röntgentomografieapparatuur 10 is uitgerust met een portaal 100 en een tafel 109 voor het in een afbeeldingsgebied van het portaal 100 brengen van een subject HB. De tafel 109 wordt in een met de richting van een lichaamsas van het subject 6 HB corresponderende z-richting bewogen. Het portaal 100 heeft een roterende ring 102 en bevat een röntgenbuis 101 voor het naar de roterende ring 102 stralen van een in de vorm van een kegelbundel gevormde röntgenbundel XR, en een röntgendetector 103 met meerdere rijen, welke röntgendetector tegenover de röntgenbuis 101 is aangebracht. De 5 röntgendetector 103 met meerdere rijen detecteert door het subject HB doorgelaten röntgenstralen.

De röntgendetector 103 met meerdere rijen omvat scintillatoren en fotodiodes. Een gegevensverwervingsschakeling 104, in het algemeen DAS (Data Acquisition System) genoemd, is met de röntgendetector 103 met meerdere rijen verbonden. Een l-V omzetter voor het 10 omzetten van een stroomsignaal voor elk kanaal van de röntgendetector 103 met meerdere rijen in een spanning, een integrator voor het periodiek integreren van het spanningssignaal synchroon met een röntgenbestralingscyclus of -periode, een voorversterker voor het versterken van een door de integrator afgegeven signaal, en een analoog-naar-digitaal omzetter voor het omzetten van een door de voorversterker afgegeven signaal in een digitaal signaal zijn verschaft 15 voor elk kanaal in de gegevensverwervingsschakeling 104. Door de gegevensverwervingsschakeling 104 verzonden digitale signalen worden via een gegevensoverdrachtinrichting 105 aan een beeldprocessor 20 overgedragen.

Een hoogspanningsgenerator 51 voor het leveren van een spanning aan de röntgenstralen is verschaft aan de bedieningsconsolezijde. De hoogspanningsgenerator 51 genereert 20 periodiek een hoge spanning en levert de hoge spanning via een slipring 113 aan de röntgenbuis 101.

Een aftastingstuureenheid 53 aan de bedieningsconsolezijde voert een aantal aftast-patronen, zoals een axiale aftasting, een schroefvormige aftasting, een schroefvormige aftasting met variabele spoed, uit. De axiale aftasting is een aftastmethode voor het roteren van de 25 röntgenbuis 101 en de röntgendetector 103 met meerdere rijen elke keer dat de tafel 109 over een voorafbepaalde spoed in de z-richting wordt bewogen, om daardoor projectiegegevens te verkrijgen ofte verwerven. De schroefvormige aftasting is een aftastmethode voor het bewegen van de tafel 103 met een voorafbepaalde snelheid in een toestand, waarin de röntgenbuis 101 en de röntgendetector 103 met meerdere rijen worden geroteerd, teneinde daardoor ruwe ge-30 gevens te verwerven. De schroefvormige aftasting met variabele spoed is een aftastmethode voor het variëren van de snelheid van de tafel 109, terwijl de röntgenbuis 101 en de röntgendetector 103 met meerdere rijen door een rotatiemechanisme 111 worden geroteerd op een wijze gelijk aan de schroefvormige aftasting teneinde daardoor ruwe gegevens te verwerven. De aftastingstuureenheid 53 stuurt het rotatiemechanisme 111 synchroon met de hoogspan-35 ningsgenerator 51 aan en voert besturing over aftastingen uit, zoals periodieke verwerving van ruwe gegevens door de gegevensverwervingsschakeling 104, enz.

7

Een invoerin rich ting 55 omvat een toetsenbord of een muis, welke invoerinrichting 55 een van een bediener afkomstige invoer ontvangt. Een opslaginrichting 59 slaat programma's, röntgendetectorgegevens, projectiegegevens en röntgentomografische beelden op. De beeldprocessor 20 voert een voorproces, een beeldreconstructieproces, een napro-5 ces en dergelijke op de door de gegevensverwervingsschakeling 104 verzonden projectiegegevens uit. Een weergave 60 geeft een bedieningsscherm en een beeld- gereconstrueerd to-mografisch beeld weer.

Configuratie van beeldprocessor 10 De beeldprocessor 20 bevat een voorprocessor 21, een bundelhardeningsprocessor 23, een driedimensionale-terugprojectieprocessor 24, een artefactreductie-eenheid 25, een artefactbepaler 27 (eerste bepalingseenheid 27-1, tweede bepalingseenheid 27-2 en derde bepalingseenheid 27-3), en een artefactverhoudingberekeningseenheid 29.

15 De voorprocessor 21 corrigeert van kanaal tot kanaal niet-uniformiteit in de gevoelig heid met betrekking tot de door de gegevensverwervingsschakeling 104 verworven ruwe gegevens en voert een voorproces uit, zoals een röntgendosiscorrectie voor het corrigeren van een extreme reductie in signaalsterkte of een signaalweglating als gevolg van een sterke rönt-genabsorbeerder, in principe een metalen gedeelte. Overigens worden gegevens waarop het 20 voorproces is uitgevoerd, in de onderhavige uitvoeringsvorm projectiegegevens genoemd.

De bundelhardeningsprocessor 23 voert correctiebewerking op bundelhardening van de projectiegegevens uit. De bundelhardening is een verschijnsel, dat de absorptie van röntgenstralen verandert als gevolg van de doorlaatdikte, zelfs in het geval van hetzelfde materiaal, en daardoor varieert een CT-waarde (luminantie) in elk CT-beeld. In het bijzonder betekent dit, 25 dat een energieverdeling van door een subject doorgelaten stralen is ingesteld aan de hoge-energiezijde. Daardoor wordt de bundelhardening gecorrigeerd in een plakrichting van de projectiegegevens en een kanaalrichting daarvan. De driedimensionale-terugprojectieprocessor 24 ontvangt de door de voorprocessor 21 voorbewerkte projectiegegevens en reconstrueert beelden op basis van de projectiegegevens. De projectiegegevens worden onderworpen aan snelle 30 Fourier-transformatie (FFT) voor het overbrengen daarvan naar een frequentiedomein, en aan een convolutiebewerking met een reconstructiefunctiekernel (j), gevolgd door onderwerping aan inverse Fourier-transformatie. De driedimensionale-terugprojectieprocessor 24 voert een driedimensionale-terugprojectieproces op de projectiegegevens, die aan de convolutiebewerking van het reconstructiefunctiekernel (j) zijn onderworpen, uit om een tomografisch beeld (xy-vlak) 35 voor elke lichaamsasrichting (z-richting) van het subject HB te bepalen. De driedimensionale-terugprojectieprocessor 24 staat de opslaginrichting 59 toe om het tomografische beeld op te slaan.

8

De artefactreductie-eenheid 25 leest het tomografische beeld na de driedimensionale terugprojectie uit de opslaginrichting 59 en voert daarop een artefactreductieproces uit. De artefactreductie-eenheid 25 staat de opslaginrichting 59 toe om het in artefact gereduceerde tomografische beeld op te slaan en doet de weergave 60 het tomografische beeld weergeven.

5 De artefactbepaler 27 heeft de eerste bepalingseenheid 27-1 ,de tweede bepalings- eenheid 27-2 en de derde bepalingseenheid 27-3. De eerste bepalingseenheid 27-1 bepaalt het optreden van artefacten uit de mate van verandering in CT-waarde in pixels van elk tomografisch beeld. De tweede bepalingseenheid 27-2 bepaalt opnieuw het corresponderende pixel, dat de artefacten heeft ontwikkeld, onder gebruikmaking van een het pixel bevattende beslis-10 singsmatrix. Verder bepaalt de derde bepalingseenheid 27-3 met welke verhouding de artefacten zijn bezet in elk tomografisch beeld of het in het tomografische beeld liggende subject HB en verifieert de aanwezigheid van de artefacten. Aangezien beeldresolutie in de lichaamsasrichting wordt verslechterd bij de uitvoering van het artefactreductieproces, behoeft artefactreductieproces niet worden uitgevoerd, indien het artefact een verwaarloosbaar zwak artefact is.

15 Daarom heeft de artefactbepaler 27 een aantal bepalingseenheden. Deze bepalingseenheden hebben een aantal beoordelingscriteria in overeenstemming met afbeeldingsvoorwaarden of omstandigheden en dergelijke.

De artefactverhoudingberekeningseenheid 29 berekent het aandeel van het pixel met het daarin ontwikkelde artefact in het tomografische beeld of het subject HB in het tomografische 20 beeld.

Fig. 2(a) en 2(b) zijn diagrammen, die geometrische ontwerpen van de röntgenbuis 101 en de röntgendetector 103 met meerdere rijen tonen. Fig. 2(a) is een diagram, dat de geometrische ontwerpen van de röntgenbuis 101 en de röntgendetector 103 met meerdere rijen, gezien vanuit een xy-vlak, toont en fig. 2(b) is een diagram, dat de geometrische ontwerpen van 25 de röntgenbuis 101 en de röntgendetector 103 met meerdere rijen, gezien vanuit een yz-vlak, toont. Een anode van de röntgenbuis 101 wekt een röntgenbundel XR, die een kegelbundel wordt genoemd, op. Wanneer de richting van een centrale as van de kegelbundel evenwijdig is aan een y-richting, wordt verondersteld dat dit een kijkhoek 0° is. De röntgendetector 103 met meerdere rijen heeft röntgendetectorrijen, die corresponderen met J rijen in de z-30 asrichting (plakrichting), bijvoorbeeld 256 rijen. De röntgendetectorrijen hebben elk röntgen-detectorkanalen, die corresponderen met I kanalen, gezien in de kanaalrichting, bijvoorbeeld 1024 kanalen. In fig. 2(a) worden meer röntgenstralen in de vanaf het röntgenfocuspunt van de röntgenbuis 101 uitgezonden röntgenbundel XR toegevoerd in het midden van een beeldre-constructiegebied P door een bundelvormend röntgenfilter 121, terwijl minder röntgenstralen in 35 de röntgenbundel XR worden toegevoerd aan gedeelten rond het beeldreconstructiegebied P.

De röntgenstralen worden dus in het zich binnen het beeldreconstructiegebied P bevindende subject HB geabsorbeerd na het uitvoeren van ruimtelijke besturing op de röntgendosis, en de 9 doorgelaten röntgenstralen worden door de röntgendetector 103 met meerdere rijen als ruwe gegevens verworven.

In fig. 2(b) wordt de door de anode van de röntgenbuis 101 uitgezonden röntgenbundel XR bestuurd in de richting van plakdikte van een tomografisch beeld door middel van een 5 röntgencollimator 123 en daardoor worden de röntgenstralen in een zich in de nabijheid van de centrale rotatieas IC bevindend subject HB geabsorbeerd en worden de doorgelaten röntgenstralen door de röntgendetector 103 met meerdere rijen als ruwe gegevens verworven. De door de röntgendetector 103 met meerdere rijen verworven ruwe gegevens worden elk, nadat de röntgenstralen aan het subject HB zijn toegevoerd, A/D-omgezet door de gegevensverwer-10 vingsschakeling 104, gezien vanaf de röntgendetector 103 met meerdere rijen, gevolgd door invoer in de beeld processor 20 via de gegevensoverdrachtinrichting 105. De in de beeldpro-cessor 20 ingevoerde ruwe gegevens worden door de beeld processor 20 bewerkt in overeenstemming met het corresponderende programma van de opslaginrichting 59 en tot een tomografisch beeld gereconstrueerd, hetgeen gevolgd wordt door weergave van het tomografische 15 beeld op de weergave 60. Hoewel de röntgendetector 103 met meerdere rijen in de onderhavige uitvoeringsvorm is toegepast, kan overigens ook een tweedimensionale röntgengebieddetector van een matrixstructuur, die door een vlak-paneelröntgendetector wordt getypeerd, worden toegepast.

20 Stroomschema voor tomogramfotografie

Fig. 3 is een stroomschema, dat het kader van de werking van het fotograferen van een tomografische beeld door middel van de röntgen-CT-apparatuur 10 van de uitvinding toont.

In stap S11 wordt een schroefvormige aftasting uitgevoerd om de röntgenbuis 101 en de röntgendetector 103 met meerdere rijen rond het subject HB te roteren en van de röntgen-25 detector 103 met meerdere rijen afkomstige gegevens te verwerven, terwijl de tafel 109 lineair wordt voortbewogen. Een z-richtingspositie Ztafel (aanzicht) wordt toegevoegd aan ruwe gegevens D (aanzicht, j, i) (waarin j = 1 tot ROW en i = 1 tot CH) uitgedrukt in een kijkhoekaanzicht, een detectorrijnummer j en een kanaalnummer i, en de verwerving van gegevens wordt in een bereik van constante snelheid uitgevoerd.

30 In stap S12 worden de ruwe gegevens DO (aanzicht, j, i) onderworpen aan een voor- proces en omgezet in projectiegegevens. Een verschuivingscorrectie, een logaritmische omzetting, een röntgendosiscorrectie en een gevoeligheidscorrectie worden uitgevoerd.

In stap S13 wordt een bundelhardeningscorrectie uitgevoerd op de voorbewerkte projectiegegevens D01 (aanzicht, j, i) en omgezet in aan de bundelhardeningscorrectie onderwor-35 pen projectiegegevens D1. De bundelhardeningscorrectie in stap S13 kan bijvoorbeeld worden uitgevoerd door een vermenigvuldigingsberekening van een polynoom. Aangezien in dit stadium de onafhankelijke bundelhardeningscorrecties elke j rij, gezien in de plakrichting van de 10 röntgendetector 103 met meerdere rijen, kan worden uitgevoerd, is het mogelijk om het verschil in röntgenenergiekarakteristiek tussen de detectoren, die elke rij zijn geplaatst, te corrigeren indien röntgenbuisspanningen verschillend zijn volgens afbeeldingsvoorwaarden.

In stap S14 wordt een z-filterconvolutieproces voor het onderwerpen aan filters in de 5 plakrichting (z-richting) uitgevoerd op de aan de bundelhardeningscorrectie onderworpen pro-jectiegegevens D1 en worden de projectiegegevens D1 omgezet in aan het filterconvolutiepro-ces onderworpen projectiegegevens D11. Dit wil zeggen, dat het z-filterconvolutieproces wordt uitgevoerd op projectiegegevens van de röntgendetector 103 met meerdere rijen bij elke kijkhoek en elk gegevensverwervingssysteem. Wanneer rijrichtingsfiltercoëfficiënten worden veranderd 10 voor elk kanaal, kunnen plakdikten worden bestuurd afhankelijk van de afstand vanaf een beeldreconstructiemidden.

In stap S15 wordt een reconstructiefunctie Kemel (j) convolutie-bewerkt met betrekking tot de aan het filterconvolutieproces onderworpen projectiegegevens D11. Dit wil zeggen, dat de snelle Fourier-transformatie (FFT) voor het transformeren van de aan het filterconvolutieproces 15 onderworpen projectiegegevens D11 naar een frequentiedomein wordt uitgevoerd en dat het reconstructiefunctie Kernei (j) convolutie-bewerkt wordt voor de projectiegegevens D11. Vervolgens wordt de inverse Fourier-transformatie uitgevoerd om de projectiegegevens te transformeren naar projectiegegevens D2 (aanzicht, j, i), die aan een reconstructiefunctiecon-volutieproces zijn onderworpen. Aangezien het convolutieproces voor het reconstructiefunctie 20 Kemel (j) en de reconstructiefuncties onafhankelijk van elkaar elke j rij van de röntgendetector 103 met meerdere rijen kunnen worden uitgevoerd, kunnen de verschillen tussen ruiskarakteristieken en tussen resolutiekarakteristieken elke rij worden gecorrigeerd.

In stap S16 wordt een driedimensionale-terugprojectieproces uitgevoerd op de aan het reconstructiefunctieconvolutieproces onderworpen projectiegegevens D2 (aanzicht, j, i) om te-25 rugprojectiegegevens D3 (x, y, z) te bepalen. Een tot een beeld te reconstrueren beeld wordt driedimensionaal gereconstrueerd op een vlak, d.w.z., een xy-vlak loodrecht op de z-as. Het volgende reconstructiegebied P wordt verondersteld evenwijdig te zijn aan het xy-vlak.

In stap S17 detecteert de artefactreductie-eenheid 25 elk pixel met een daarin ontwikkeld artefact uit de projectiegegevens D3 (x, y, z), op basis van de mate van verandering in CT-30 waarde in de lichaamsasrichting (z-richting) van de CT-waarde. Zoals later zal worden beschreven, ligt het pixel met het daarin ontwikkelde artefact binnen de mate van verandering in CT-waarde in een voorafbepaald bereik. Daarom wordt het artefact verondersteld aanwezig te zijn, indien de mate van verandering in CT-waarde in het voorafbepaalde bereik ligt.

In stap S18 voeren de artefactbepaler en de artefactverhoudingberekeningseenheid 29 35 een bepalingsproces op elk pixel, waarvan bepaald is dat het artefact daarin aanwezig is, uit om de schatting daarvan verder te waarborgen.

11

In stap S19 voert de artefactreductie-eenheid 25 een filterproces op alleen het detecteerde beeldgebied met de daarin ontwikkelde artefacten uit. Met betrekking tot een beeldgebied zonder daarin ontwikkelde artefacten, worden de terugprojectiegegevens D3 (x, y, z) gebruikt als een tomografisch beeld D31 (x, y, z). Daardoor wordt de resolutie in de lichaamsasrichting 5 gehandhaafd, zodat een duidelijker tomografisch beeld kan worden verkregen.

Stroomschema voor artefactbewerking

Fig. 4 is een stroomschema, dat wordt gebruikt voor het uitvoeren van een reductie van artefacten na bepaling van de terugprojectiegegevens D3 (x, y, x), en is een stroomschema, dat 10 in detail stappen S17 tot S19 van het in fig. 3 weergegeven stroomschema toont. Fig. 5 is een conceptueel diagram, dat pixels van tomografische beelden gebaseerd op de terugprojectiegegevens D3 (x, y, z) toont. Overigens kunnen door middel van het onderhavige stroomschema een windmolenartefact of een kegelbundelartefact worden gereduceerd.

In fig. 4(a) wordt de z-positie van een subject HB, die een bediener wenst te bevestigen, 15 gespecificeerd in stap S171. De artefactreductie-eenheid 25 bepaalt elk te bewerken pixel p (x, y, z). Indien bijvoorbeeld een vierkant gebied van 512 x 512 pixels, dat evenwijdig is aan het xy-vlak, als een reconstructiegebied P wordt verondersteld, zoals weergegeven in fig. 5(a), dan heeft x een bereik van 1 tot 512 en heeft y ook een bereik van 1 tot 512.

In stap S172 meet de artefactreductie-eenheid 25 een verandering in CT-waarde, ge-20 zien in de z-richting, voor elk te bewerken pixel p (x, y, z). Veronderstel dat bijvoorbeeld veranderingen in CT-waarde in de z-richting in de nabijheid van een te bewerken pixel p (x1, y1, z1) in het reconstructiegebied P als volgt zijn. p (x1, y1, z-1) =10 HU (Hounsfield-eenheid)

P(x1,y1,z) =30 HU

25 p (x1, y1, z+1) = 50 HU

Hieruit zal het duidelijk zijn, dat de mate van verandering van 40 HU afkomstig is van het verschil tussen de minimum CT-waarde en de maximum CT-waarde in de nabijheid van het pixel p (x1, y1, z), gezien in de lichaamsasrichting.

Hier toont fig. 5(a) z-richtingspixels in de nabijheid van het pixel p (x1, y1, z1). De ver-30 andering in CT-waarde zal hieronder worden toegelicht op basis van de veronderstelling van een verandering voor elk pixel. Echter kan een gemiddelde CT-waarde in een pixelgebied (x1, y1, z1), waarin een aantal pixels rond één specifiek pixel met elkaar gecombineerd zijn, worden toegepast of de hoogste CT-waarde of de laagste CT-waarde kan worden gebruikt. Een van een aantal pixels gevormd pixelgebied wordt bewogen, waarbij elk specifiek pixel wordt 35 verschoven. Hoewel de mate van verandering in CT-waarde van één plak in de nabijheid van het te bewerken pixel p (x1, y1, z1) is gemeten zoals hierboven, kunnen de maten van verandering in CT-waarden van n plakken in de nabijheid daaivan worden gemeten.

12

Vervolgens bepaalt de artefactbepaler 27 (eerste bepalingseenheid 27-1) in stap S181 een index. Deze index kan door middel van de volgende functie worden bepaald. In de volgende vergelijking worden veranderingen in de CT-waarden van de n plakken in de nabijheid van het te bewerken pixel p (x, y, z) gemeten en wordt de beoogde index uit de veranderingen bepaald.

5 index = f (p(x, y, z-n), p (x, y, z-n+1).....p (x, y, z).....p (x, y, z+n)

Dit betekent, dat de index wordt ingesteld om artefacten met betrekking tot pixels, waarin de artefacten zich ontwikkelen, te reduceren, terwijl de index wordt ingesteld om voordeel te halen uit het te bewerken pixel p (x, y, z) op zich met betrekking tot pixels zonder daarin ontwikkelde artefacten. Functies voor het bepalen van de indices zullen onder gebruikmaking 10 van fig. 7 worden toegelicht.

Veronderstel dat, wanneer de verandering in de CT-waarde wordt gegeven als p (x1, y1, z-1) = 10 HU, p (x1, y1, z) = 30 HU en p (x1, y1, z+1) = 50 HU, zoals in het voorgaande voorbeeld, index = 1 wordt bereikt.

In stap S182 voert de artefactbepaler 27 (tweede bepalingseenheid 27-2) een bepa-15 lingsproces op elk pixel, waarvan geschat is dat het artefact daarin aanwezig is, uit om de schatting daarvan verder te waarborgen. De artefactbepaler 27 bepaalt of de pixels (index > 0), waarin de artefacten aanwezig zijn, groot in getal zijn, zelfs in een aantal pixelgebieden rond het doelpixel. Dit wordt gedaan, omdat het optreden van artefacten in slechts één doelpixel laag is. De tweede bepalingseenheid 27-2 zal later in fig. 8 tot 11 worden toegelicht.

20 In stap S183 berekent de artefactverhoudingberekeningseenheid 29 bij welke verhou ding de pixels (index > 0), waarvan geschat is dat de artefacten aanwezig te zijn, worden bezet in alle 512 x 512 pixels, waarbij elk tomografisch beeld wordt uitgedrukt in een vierkant van 512 x 512 pixels. Dit wordt gedaan, omdat er een mogelijkheid bestaat dat, indien de verhouding uiterst laag is, er geen artefacten aanwezig zullen zijn in het tomografische beeld daarvan. De 25 artefactbepaler 27 (derde bepalingseenheid 27-3) bepaalt op basis van de door de artefact-verhoudingberekeningseenheid 29 berekende verhouding of de artefacten worden ontwikkeld. De details daarvan zullen later onder verwijzing naar fig. 12 tot 14 worden beschreven. Overigens behoeft stap S183 niet noodzakelijkerwijs te worden uitgevoerd. Dit is zo, omdat elk pixel, waarin het artefact aanwezig is, in stap S182 in hoofdzaak kan worden gegrepen. Daardoor kan 30 de artefactbewerking stap S183 overslaan om naar stap S191 verder te gaan na voltooiing van stap S182, zoals aangegeven door middel van een streepjeslijn.

De artefactreductie-eenheid 25 bewerkt vervolgens in stap S191 het te bewerken pixel p (x, y, z) op basis van de indexwaarde om een pixel p’ (x, y, z) na de bewerking daarvan te bepalen. Bijvoorbeeld is het pixel p' in de volgende vergelijking 1 uitgedrukt: eindz 35 p' (x, y, z) = £ P (x, y, z + i) * g (i, index) ...(1) i—start _z 13 waarin g (i, index) een weegfactor van een i-de plak in de z-richting op basis van de index is. Bijvoorbeeld worden weegfactoren als volgt elke plak in de nabijheid van het te bewerken pixel p (x1, y1, z1) ingesteld.

Veronderstel dat, wanneer index = 1, de op of aan p (x1, y1, z-1) toegepaste of toege-5 kende weegfactor g is g = 0,33 is, de aan p (x1, y1, z) toegekende weegfactor g is g = 0,33, en de aan p (x1, y1, z+1) toegekende weegfactor g is g = 0,33. Dit wil zeggen, dat elk van de pixels, waarin de artefacten worden ontwikkeld, wordt gecorrigeerd tot een pixel, waarin plakbeelden in de nabijheid daarvan zijn gemiddeld. Indien n plakbeelden worden genomen, dan kan een waarde van g = 1/(2n + 1) worden gebruikt.

10 Veronderstel dat, wanneer index = 0,5, de op of aan p (x1, y1, z-1) toegepaste of toe gekende weegfactor g is g = 0,2, de aan p (x1, y1, z) toegekende weegfactor g is g = 0,6, en de aan p (x1, y1, z+1) toegekende weegfactor g is g = 0,2. De invloed van het te bewerken pixel p (x, y, z) blijft sterk aanwezig in elk pixel, waarin een zwak artefact aanwezig is, maar plakbeelden in de nabijheid van het pixel worden ook gering daaraan toegevoegd.

15 Veronderstel dat, wanneer index = 0, de op of aan p (x1, y1, z-1) toegepaste of toege kende weegfactor g is g = 0, de aan p (x1, y1, z) toegekende weegfactor g is g = 1, en de aan p (x1, y1, z+1) toegekende weegfactor g is g = 0. Het te bewerken pixel p (x, y, z) wordt ingesteld op elk pixel zonder artefact, om als zodanig te worden gebruikt.

Overigens kunnen de weegfactoren g (i, index) in een opzoektabel of dergelijke worden 20 opgeslagen of worden opgeslagen als vooraf bepaalde functies op basis van uit experimenten of dergelijke verkregen informatie.

In stap S192 wordt een tomografisch beeld D31 (x, y, z) verkregen op basis van p' (x, y, z) na het artefactreductieproces. Vervolgens wordt dit beeld op de weergave 60 weergegeven.

25 Fig. 6 is een voorbeeld, waarin een tomografisch beeld D3 (x, y, z) voorafgaande aan het uitvoeren van het artefactreductieproces van de onderhavige uitvoeringsvorm en een aan het artefactreductieproces onderworpen tomografisch beeld D31 (x, y, z) op de weergave 60 zijn weergegeven. Het windmolenartefact en het kegelbundelartefact zijn sterk weergegeven in het tomografische beeld D3 (x, y, z). De invloeden van het windmolenartefact en het kegelbun-30 delartefact zijn echter gereduceerd in het geval van het in de rechter tekening weergegeven tomografische beeld D31 (x, y, z). In het in de rechter tekening weergegeven tomografische beeld D31 (x, y, z) is een pixelgebied zonder artefact hetzelfde beeld als het in de linker tekening weergegeven tomografische beeld D3 (x, y, z) en dit gebied blijft gelijk in resolutie.

Het in fig. 4(b) weergegeven stroomschema is een stroomschema, dat geen in stap 35 S181 van fig. 4(a) beschreven index of indexfunctie (verwezen wordt naar fig. 7) gebruikt.

In het in fig. 4(b) weergegeven stroomschema wordt, nadat de mate van verandering in CT-waarde, gezien in de z-richting, in stap S172 is gemeten voor elk te bewerken pixel p (x, y, z), 14 in stap S181 bepaald of de mate van verandering in CT-waarde valt binnen een vooraf bepaald bereik. Het vooraf bepaalde bereik loopt bijvoorbeeld van 3 HU tot 300 HU. In stap S182' wordt vervolgens bepaald of de mate van verandering in CT-waarde binnen het vooraf bepaalde bereik valt zelfs in een aantal pixelgebieden rond het doelpixel. Wanneer elk tomografisch beeld wordt 5 uitgedrukt in de vorm van een vierkant van 512x512 pixels, wordt in stap S183' de verhouding of het aandeel van pixels, waarin de mate van verandering in CT-waarde binnen een vooraf bepaald bereik valt, van alle pixels berekend. Ook wordt in stap S19T een weegfactor gv bepaald op basis van de mate van verandering in CT-waarde zonder het bepalen van de index op de volgende plaats.

10 In stap S19T wordt het te bewerken pixel p (x, y, z) beeld-bewerkt op basis van de in- dexwaarde om een pixel p' (x, y, z) na de bewerking daarvan te bepalen. Het pixel p' (x, y, z) is bijvoorbeeld in de volgende vergelijking 2 uitgedrukt: eind _ z p'(x,y,z)= £ P (x. y. z) * gv (i, CTv) ...(2) i=start _z waarin gv (i, CTv) een weegfactor van een i-de plak in de z-richting is op basis van de mate van 15 verandering in CT-waarde. Bijvoorbeeld zijn de weegfactoren als volgt elke plak in de nabijheid van het te bewerken pixel p (x1, y1, z1) ingesteld.

Veronderstel dat, wanneer de mate van verandering in CT-waarde 40 HU bedraagt, de op of aan p (x1, y1, z-1) toegepaste of toegekende weegfactor gv is gv = 0,33, de aan p (x1, y1, z) toegekende weegfactor gv is gv = 0,33, en de aan p (x1, y1, z+1) toegekende 20 weegfactor gv is gv = 0,33.

Veronderstel dat, wanneer de mate van verandering in CT-waarde 120 HU bedraagt, de op of aan p (x1, y1, z-1) toegepaste of toegekende weegfactor gv is gv = 0,2, de aan p (x1, y1, z) toegekende weegfactor gv is gv = 0,6, en de aan p (x1, y1, z+1) toegekende weegfactor gv is gv = 0,2.

25 Veronderstel dat, wanneer de mate van verandering in CT-waarde 200 HU bedraagt, de op of aan p (x1, y1, z-1) toegepaste of toegekende weegfactor gv is gv = 0, de aan p (x1, y1, z) toegekende weegfactor gv is gv = 1,0, en de aan p (x1, y1, z+1) toegekende weegfactor gv is gv = 0.

De weegfactor gv kan dus direct worden bepaald uit de mate van verandering in CT-30 waarde. Een methode voor het direct bepalen van de weegfactor gv dient een groot aantal weegfactoren gv voor elke mate van verandering in CT-waarde te bepalen. Daardoor nemen de hoeveelheden, die in de opzoektabel of dergelijke dienen te worden opgeslagen, in afhankelijkheid van de mate van verandering in CT-waarde toe en de instelling van de weegfactor gv wordt complex.

35 15

Voorbeeld van indexfunctie

Fig. 7 is een voorbeeld, dat illustratief is voor indexfuncties voor het bepalen van de indices, die elk worden gebruikt in stap S181 of stap S191 van fig. 4(a).

De indexfunctie van fig. 7(a) is een functie, waarin, indien de mate van verandering in 5 CT-waarde varieert van X1 tot X3, de index lineair verandert van 0 naar 1, en indien de mate van verandering in CT-waarde varieert van X3 tot X2, de index lineair verandert van 1 naar 0. Veronderstel dat bijvoorbeeld X1 is 10 HU, X3 is 90 HU en X2 is 170 HU. Wanneer p (x1, y1, z-1) = 10 HU, p (x1, y1, z) = 30 HU en p (x1, y1, z+1) = 50 HU met betrekking tot een te bewerken gegeven beeld, dan is de mate van verandering in CT-waarde 40 HU. In een dergelijk 10 geval wordt index = 0,5 bepaald in de in fig. 7(a) weergegeven indexfunctie.

X1, X2 en X3 worden ingesteld van 3 HU tot 300 HU tot 10 HU tot 200 HU afhankelijk van een afbeeldingsvoorwaarde. Wanneer deze 200 HU of meer bedragen, betekent dit een gedeelte of gebied, dat van zacht weefsel in bot of omgekeerd is veranderd. Indien deze 10 HU of minder bedragen, betekent dit vervolgens, dat het zachte weefsel continu is in meerdere 15 plakrichtingen of dat het bot continu is in de meerdere plakrichtingen. Anderzijds wordt uit de verandering in CT-waarde van 3 HU tot 300 HU of de mate van verandering in CT-waarde van 10 HU tot 200 HU strikt geschat, dat het windmolenartefact of het kegelbundelartefact wordt ontwikkeld. Overigens kan de artefactbepaler 27 (eerste bepalingseenheid 27-1) op geschikte wijze de instelling van de mate van verandering in CT-waarde veranderen op basis van de re-20 solutie, de plakdikte of de tafelsnelheid of dergelijke in het fotografieproces. Indien de mate van verandering in CT-waarde in de lichaamsasrichting varieert van 3 HU tot 300 HU als resultaat van verschillende experimenten, kan vervolgens worden beoordeeld, dat de artefacten worden ontwikkeld.

De indexfunctie van fig. 7(b) is een functie, waarin, indien de mate van verandering in 25 CT-waarde varieert van X1 tot X3, de index lineair verandert van 0 naar 1, indien de mate van verandering in CT-waarde varieert van X3 tot X4, de index op 1 gehandhaafd blijft, en indien de mate van verandering in CT-waarde varieert van X4 tot X2, de index lineair verandert van 1 naar 0. Veronderstel dat bijvoorbeeld X1 is 10 HU, X3 is 40 HU, X4 is 160 HU en X2 is 190 HU. In overeenstemming met de indexfunctie bepaalt de eerste bepalingseenheid 27-1 dat, indien de 30 mate van verandering in CT-waarde varieert van 40 HU tot 160 HU, artefacten worden ontwikkeld.

De indexfunctie van fig. 7(c) is een functie, waarin, indien de mate van verandering in CT-waarde tussen X1 en X3 valt, de index verandert volgens een gekromde vorm van 0 naar 1, en indien de mate van verandering in CT-waarde valt tussen X3 en X2, de index verandert vol-35 gens een gekromde vorm van 1 naar 0.

Met betrekking tot de indexfunctie van fig. 7(d), is de index anderzijds 1 indien de mate van verandering in CT-waarde valt tussen X1 en X2, en is de index 0 bij andere maten van ver 16 andering. Indien de mate van verandering in CT-waarde X1 of minder bedraagt of de mate van verandering in CT-waarde X2 of meer bedraagt, dan betekent dit daardoor, dat een te bewerken beeld als zodanig wordt gebruikt als een tomografisch beeld.

Hoewel de indexfunctie van (a) tot (d) zijn weergegeven in fig. 7, behoeft niet noodza-5 kelijkerwijs één functie te worden gebruikt. Het is mogelijk om de indexfunctie volgens de positie in de z-richting te veranderen. Bijvoorbeeld kan de indexfunctie (a) worden gebruikt in een hoofdgebied, kan de indexfunctie (c) worden gebruikt in een nekgebied, en kan de indexfunctie (d) worden gebruikt in een beengebied. Zelfs in het geval van het in fig. 4(b) weergegeven stroomschema, kan de weegfactor gv op overeenkomstige wijze worden ingesteld afhankelijk 10 van de z-richtingspositie.

Verificatie van pixels, waarin artefacten optreden

Indien de mate van verandering in CT-waarde van elk doelpixel varieert van 3 HU tot 300 HU, zoals hierboven beschreven, dan is er een grote waarschijnlijkheid dat het doelpixel 15 daarvan als een artefact wordt genomen. Wanneer er echter een bloedvatgedeelte, dat onvoldoende is op de wijze van een verlengd bloedvat of onvoldoende in contrastwerking van een contrastmiddel, en een bloedvatgedeelte, dat voldoende daarin is, aanwezig zijn, dan zou de mate van verandering in CT-waarde van het doelpixel kunnen vallen in een voorafbepaald bereik als gevolg van een gebiedsverandering in andere afbeeldingsvoorwaarde. Of het doelpixel een 20 artefact is, wordt daarom bepaald onder gebruikmaking van de artefactbepaler 27 (tweede bepalingseenheid 27-2).

Fig. 8 tot 10 zijn diagrammen voor het verifiëren of elk doelpixel correspondeert met een artefact, onder gebruikmaking van een beslissingsmatrix MA-S of een beslissingsmatrix MA-T, die rond een doelpixel (x, y) van een n-de plaat van een tomografisch beeld liggende pixels 25 bevat.

Fig. 8(a) is een diagram, dat een windmolenartefact toont, fig. 8(b) is een diagram, dat in een vergrote vorm een door een frame b van fig. 8(a) omringd gebied toont, en fig. 8(c) is een grafiek, die de maten van verandering in CT-waarden van twee pixels in elk van de (n-1)-ste, n-de en (n+1)-ste platen van tomografische beelden toont.

30 Zoals is weergegeven in fig. 8(a) is het windmolenartefact een veervormig beeld, dat uit witachtige en zwartachtige pixels is samengesteld. In fig. 8(b) is de grootte of omvang van de beslissingsmatrix MA-S opgebouwd uit 7 * 7 = 49 pixels. Wanneer het centrale doelpixel p (x, y) van de beslissingsmatrix MA-S een witachtig pixel is, ligt de mate van verandering in CT-waarde binnen een vooraf bepaald bereik, zoals weergegeven in fig. 8(c). Anderzijds valt de mate van 35 verandering in CT-waarde van elk randpixel (x + i, y + j) in de beslissingsmatrix MA-S binnen een voor afbepaald bereik. Dit wil zeggen, dat de maten van verandering in CT-waarden van de meeste pixels binnen het voorafbepaalde bereik vallen, dat wil zeggen, 3 HU tot 300 HU. In elke 17 index van fig. 7 is het pixel index = 1. In een dergelijk geval bepaalt de tweede bepalingseenheid 27-2 het doelpixel p (x, y) als een artefact, wanneer elk pixel in de beslissingmatrix MA-S een eerste drempelwaarde SU of groter is en de mate van verandering in CT-waarde binnen het voorafbepaalde bereik valt. Bijvoorbeeld stelt de artefactbepaler 27 de eerste drempelwaarde op 5 45 pixels of meer in, d.w.z., 90% of meer van de 49 pixels in de beslissingsmatrix MA-S. Overigens wordt dit beoordelingscriterium op geschikte wijze bepaald onder beschouwing van een problematische artefactverschijningsvorm.

Fig. 9(a) is een diagram, dat een bloedvat HB-B, dat plotseling in de bloedvatuitbrei-dingsrichting is veranderd, toont en fig. 9(b) is een grafiek, die de maten van verandering in ΟΤΙ 0 waarden van twee pixels in elk van de (n-1 )-ste, n-de en (n+1 )-ste platen van tomografische beelden toont. In fig. 9(a) is de omvang of grootte van een beslissingsmatrix MA-T opgebouwd uit 25 pixels. De vorm van de beslissingsmatrix MA kan een polygoon anders dan een vierhoek zijn en kan ook worden veranderd in overeenstemming met een afbeeldingsgebied.

Hoewel het in fig. 9(a) weergegeven contrasterende bloedvat HB-B zich uitstrekt in de 15 lichaamsasrichting (z-richting), buigt het bloedvat plotseling af in een andere richting zonder zich recht in de z-richting uit te strekken. De mate van verandering in CT-waarde in de lichaamsasrichting van het contrasterende bloedvat HB-B valt binnen een vooraf bepaald bereik, d.w.z., 3 HU tot 300 HU, zoals weergegeven in fig. 9(b). De maten van verandering in CT-waarden van 6 pixels, waaronder het in fig. 9(a) weergegeven doelpixel p (x, y), vallen binnen 20 een voorafbepaald bereik. Dit wil zeggen, dat in stap S181 van fig. 4 het doelpixel p (x, y) als index > 0 wordt bepaald en als een artefact wordt beoordeeld. In een zacht weefsel anders dan het contrasterende bloedvat HB-B bedraagt de mate van verandering in CT-waarde bijvoorbeeld 2 HU of dergelijke en dit valt niet binnen het voorafbepaalde bereik. Daardoor worden de zes pixels van de uit de 25 pixels bestaande beslissingsmatrix MA-T, d.w.z., 24%, beoordeeld om als 25 een artefact te worden genomen. In een dergelijk geval bepaalt de tweede bepalingseenheid 27-2 het doelpixel p (x, y) niet als een artefact, omdat de eerste drempelwaarde SU of groter van elk pixel in de beslissingsmatrix MA-T niet is beoordeeld als zijnde een artefact.

Fig. 10(a) is een diagram, dat een zich over een xy-vlak uitstrekkend bloedvat HB-B toont, en fig. 10(b) is een grafiek, die de mate van verandering in CT-waarde van twee pixels in 30 elk van de (n-1)-ste, n-de en (n+1)-ste platen van tomografische beelden toont. In fig. 10(a) wordt de omvang van de beslissingsmatrix MA-S gevormd door 49 pixels.

Fig. 10(a) toont een geval, waarin het in fig. 10(a) weergegeven contrasterende bloedvat HB-B niet voldoende contrasteert en slechts een deel van het bloedvat contrasteert. Daardoor valt de mate van verandering in CT-waarde in de lichaamsasrichting van het contrasterende 35 bloedvat HB-B binnen een vooraf bepaald bereik, d.w.z., 3 HU tot 300 HU, zoals weergegeven in fig. 10(b). In een zacht weefsel anders dan het contrasterende bloedvat HB-B bedraagt de mate van verandering in CT-waarde bijvoorbeeld 2 HU of dergelijke en dit valt niet binnen het 18 voorafbepaalde bereik. Daardoor worden de 14 pixels van de uit de 49 pixels bestaande basismateriaal MA-S, d.w.z., 29%, als een artefact beoordeeld. In een dergelijk geval bepaalt de tweede bepalingseenheid 27-2 het doelpixel p (x, y) niet als een artefact, omdat de eerste drempelwaarde SU of groter van elk pixel in de beslissingsmatrix MA-S niet is beoordeeld als 5 zijnde een artefact.

De artefactbepaler 27 (tweede bepalingseenheid 27-2) kan de omvang van de beslissingsmatrix MA-S op een beslissingsmatrix van 11 * 11 in het zog van een vergrote of omlaag geschaalde representatie van een tomografisch beeld instellen of kan deze op een beslissingsmatrix van 3*3 instellen. De eerste drempelwaarde SU kan worden veranderd naar 10 80-95% volgens afbeeldingsvoorwaarden.

Fig. 11 is een stroomschema voor het verifiëren van een doelpixel met aanwezig artefact en is een stroomschema, dat stap S182 of S182' van fig. 4 in detail toont.

In stap S821 wordt de omvang van een beslissingsmatrix MT voor het doelpixel p aangegeven. Een bediener kan deze omvang instellen onder gebruikmaking van de invoerin-15 richting. Als alternatief kan een uit 25 pixels opgebouwde beslissingsmatrix MT als een standaard automatisch worden ingesteld.

In stap S822 leest de artefactbepaler 27 (tweede bepalingseenheid 27-2) de maten van verandering in CT-waarden van alle pixels in de beslissingsmatrix MT, die in stap S172 van fig. 4 zijn gemeten. Hoewel de drie platen van tomografische beelden in de lichaamsasrichting zijn 20 weergegeven in fig. 8 tot 10, kan elk aantal platen van tomografische beelden worden gebruikt indien 2n+1 platen van tomografische beelden worden genomen.

In stap S823 wordt er bepaald of elk pixel, waarin de mate van verandering in CT-waarde in het vooraf bepaalde bereik binnen de beslissingsmatrix MT valt, d.w.z., elk als het artefact vastgestelde pixel is de eerste drempelwaarde SU of meer.

25 Wanneer het als het artefact geschatte pixel als de eerste drempelwaarde SU of meer aanwezig is, gaat de artefactbepaler 27 verder naar stap S824. De tweede bepalingseenheid 27-2 bepaalt, dat het doelpixel p het artefact is. Wanneer het als het artefact geschatte pixel de eerste drempelwaarde SU of minder is, gaat de artefactbepaler verder naar stap S825, waarin de schatting, dat het doelpixel p is genomen als artefact in stap S181 van fig.4, wordt verworpen, 30 en het doelpixel als een pixel, dat niet met het artefact correspondeert, wordt bepaald.

Hoewel de mate van verandering in CT-waarde van het doelpixel p in het vooraf bepaalde bereik blijkt te vallen afhankelijk van gebieden, wordt het doelpixel p niet als het artefact beschouwd tenzij het grootste deel van de beslissingsmatrices MT wordt beoordeeld als zijnde een artefact.

35 19

Het specificeren van tomografische beelden, waarin artefacten aanwezig zijn

In de volgende uitvoeringsvorm is een techniek of methode verschaft voor het verder verbeteren van het specificeren van een gebied met daarin ontwikkelde artefacten door middel van de artefactbepaler 27 (derde bepalingseenheid 27-3).

5 Fig. 12 is een diagram, dat tomografische beelden voorafgaande aan onderwerping aan een artefactreductieproces van het hoofd van een subject en reconstructiegebieden P toont. In het in fig. 12(A1) weergegeven tomografische beeld D3-A zijn vele windmolenartefacten aanwezig, en de windmolenartefacten zijn nagenoeg niet aanwezig in het in fig. 12(B1) weergegeven tomografische beeld D3-B. Het in fig. 12 weergegeven reconstructiegebied P is 10 een vierkant gebied van 512 x 512 pixels, dat evenwijdig is aan een xy-vlak. Als resultaat van de bepaling van indices omtrent het tomografische beeld D3-A en het tomografische beeld D3-B, worden tot index > 0 gebrachte pixels ingevuld. In het in fig. 12(A2) weergegeven reconstructiegebied P bedraagt de artefactverhouding, die is verkregen door middel van het door het totale aantal pixels delen van het aantal pixels met index > 0, 0,12. Als resultaat van de bepaling 15 van indices omtrent het tomografische beeld D3-A en het tomografische beeld D3-B, worden tot index > 0 gebrachte pixels ingevuld. In het in fig. 12(B2) weergegeven reconstructiegebied P bedraagt de artefactverhouding, die is verkregen door middel van het door het totale aantal pixels delen van het aantal pixels met index > 0, 0,30. Deze berekening wordt uitgevoerd door de in fig. 1 weergegeven artefactverhoudingberekeningseenheid 29.

20 Wanneer de bewerking van de vergelijking (1) of (2) wordt uitgevoerd op elk pixel van index > 0 ongeacht het feit, dat het windmolenartefact nagenoeg niet aanwezig is in het tomografische beeld D3-B, wordt de resolutie in de z-richting verslechterd. Daarom controleert de artefactverhoudingberekeningseenheid 29 de artefactverhouding, die correspondeert met de verhouding, die indicatief is voor de wijze waarop pixels, die als zijnde index > 0 zijn vastgesteld, 25 d.w.z., die de artefacten hebben ontwikkeld, van het totale aantal pixels in het reconstructiegebied P zijn opgenomen of bezet. Wanneer de artefactverhouding groter is dan een voorafbepaalde tweede drempelwaarde SH voert de artefactbepaler 27 (derde bepalingseenheid 27-3) de bewerking van de vergelijking (1) of (2) op het tomografische beeld D3 uit. Dit wil zeggen, dat de derde bepalingseenheid 27-3 de beslissing, dat het artefact is herkend als ontwikkeld, 30 stringenter maakt.

Fig. 13 toont een stroomschema voor het uitvoeren van een artefactreductieproces na onderzoek van de artefactverhoudingen. Het in fig. 13 weergegeven stroomschema is een stroomschema, dat stap S183 of S183' van fig. 4 in detail toont.

In stap S831 berekent de artefactverhoudingberekeningseenheid 29 een artefactver-35 houding. Met betrekking tot de artefactverhouding, wordt de verhouding tussen pixels van index > 0 en alle pixels (512 x 512) berekend. Aangezien de index niet wordt gebruikt in stap 20 S183', wordt de verhouding, waarbij de mate van verandering in CT-waarde binnen een vooraf bepaald bereik valt, berekend.

Overigens wordt een gebied voor het subject HB gespecificeerd in plaats vari alle pixels en kan de verhouding tussen pixels van index > 0 en het aantal pixels in betreffend gebied 5 worden berekend. In plaats van de verhouding tussen de pixels van index > 0 kan de verhouding tussen punten of stippen van index = 1, index > 0,7 of index > 0,5 worden berekend. In de volgende beschrijving zal als de artefactverhouding de verhouding tussen de pixels van index > 0 en alle pixels (512 x 512) worden genomen.

In stap S832 bepaalt de derde bepalingseenheid 27-3 of de artefactverhouding groter is 10 dan de tweede drempelwaarde SH. Bijvoorbeeld wordt de artefactverhouding = 0,07 gebruikt als de tweede drempelwaarde SH. Indien de artefactverhouding van een beoogd tomografisch beeld D3 groter is dan de tweede drempelwaarde SH, gaat de derde bepalingseenheid verder naar stap S833. Indien deze artefactverhouding kleiner is dan de tweede drempelwaarde SH gaat de derde bepalingseenheid verder naar stap S834.

15 In stap S833 bepaalt de bepalingseenheid 27-3 dat een tomografisch beeld n een ar tefact bevat. Daarom gaat elk als het artefact binnen het tomografische beeld n beoordeelde pixel verder naar stap S191 van fig. 4, en wordt een te bewerken pixel p (x, y, z) beeld-bewerkt op basis van de corresponderende indexwaarde om een pixel p' (x, y, z) na bewerking daarvan te bepalen.

20 Anderzijds bepaalt de derde bepalingseenheid 27-3 in stap S834 dat alle in het be oogde tomografische beeld n opgenomen pixels niet als artefacten zijn genomen. Dit is vanwege het feit dat, hoewel er een mogelijkheid bestaat dat de pixels van index > 0 de artefacten in het reconstructiegebied P zullen veroorzaken, de artefacten worden beschouwd als zijnde onopvallend, aangezien de pixels van index > 0 klein in aantal zijn in het gehele reconstructie-25 gebied P, en een dergelijke beeldbewerking is met betrekking tot het verslechteren van de resolutie in de lichaamsasrichting ongewenst.

Fig. 14 is een dwarsdoorsnedeaanzicht in een lichaamsasrichting vanaf de borst van een subject HB naar het hoofd daarvan in zijn bovenste deel, en is een diagram, dat de relatie tussen artefactverhoudingen en de aantallen tomografische beelden n, gerangschikt in de 30 lichaamsasrichting in zijn onderste deel toont.

Kijkend naar de relatie tussen de artefactverhoudingen en de lichaamsasrichting, varieert de artefactverhouding van de borst tot in de nabijheid (aangegeven door middel van een witte streepjeslijn in fig. 14) van de ogen of wenkbrauwen van het hoofd van 0,9 tot 2,2. In het tomografische beeld D3 (x, y, z) voorafgaande aan uitvoering van het artefactreductieproces 35 volgens de onderhavige uitvoeringsvorm, varieert de artefactverhouding tussen de nabijheid van de ogen of wenkbrauwen en de bovenkant van het hoofd van 0,3 tot 0,5. Zoals blijkt uit fig. 14, des te complexer de vorm van een structuur, zoals een bot, wordt, des te eenvoudiger de 21 artefacten kunnen optreden. Wanneer de vorm van het bot of dergelijke, die in de nabijheid van de bovenzijde van het hoofd ligt daarentegen eenvoudig is, treden de artefacten nauwelijks op.

In fig. 14 is de artefactverhouding = 0,07 gedefinieerd als de drempelwaarde. Volgens het stroomschema van fig. 13 wordt daarom de beeldbewerking van vergelijking 1 of dergelijke 5 uitgevoerd op het tomografische beeld D3 in de nabijheid van de borst tot in de nabijheid van de ogen of wenkbrauwen van het hoofd. Anderzijds wordt de beeldbewerking van vergelijking 1 of dergelijke niet uitgevoerd op het deel van het tomografische beeld D3 tussen de nabijheid van de ogen of wenkbrauwen en de bovenzijde van het hoofd, zelfs niet wanneer de pixels van index > 0 aanwezig zijn.

10 Overigens kan de beeldreconstructiewerkwijze volgens de onderhavige uitvoeringsvorm een driedimensionale beeldreconstructiewerkwijze zijn op basis van de tegenwoordig bekende Feldkamp-methode. Verder kan een andere driedimensionale beeldreconstructiewerkwijze worden toegepast. Als alternatief kan een tweedimensionale beeldreconstructie worden toegepast. De in elk gebied bepaalde beeldkwaliteit varieert volgens de diagnostische toepas-15 singen, de voorkeuren van een bediener, enz. en bestaat in een grote verscheidenheid aan vormen. Daardoor kan de bediener de instelling van een afbeeldingsvoorwaarde, die het meest geschikt is voor elk gebied, vooraf instellen.

Hoewel de mate van verandering in CT-waarde is toegelicht onder gebruikmaking van het verschil tussen de maximum en minimum CT-waarden van één plak of meerdere plakken in 20 de nabijheid van het te bewerken pixel p (x1, y1, z1), kan het pixel worden bewerkt onder gebruikmaking van de gemiddelde mate van verandering in CT-waarde, die is verkregen door middel van het delen van het verschil tussen de maximum CT-waarde en de minimum CT-waarde door het aantal plakken.

Hoewel de onderhavige uitvoeringsvorm het voorbeeld heeft getoond, waarin in-her-25 locatie wordt beoordeeld, hoewel de artefacten kunnen worden opgewekt volgens de mate van verandering in CT-waarde in de lichaamsasrichting tussen de meerdere tomografische beelden, deze ook kan worden bepaald onder gebruikmaking van een andere methode.

De in de artefactbepaler (tweede bepalingseenheid 27-2) van de onderhavige uitvoeringsvorm gebruikte eerste drempelwaarde SU en de in de derde bepalingseenheid 27-3 toe-30 gepaste tweede drempelwaarde SH zijn niet beperkt tot de in de onderhavige uitvoeringsvorm toegepaste waarden. Deze waarden kunnen op geschikte wijze worden veranderd onder beschouwing van een problematische artefactverschijningsvorm of dergelijke.

In de onderhavige uitvoeringsvorm is het proces van beoordeling door middel van de derde bepalingseenheid 27-3 uitgevoerd op elk pixel, dat door de artefactbepaler als zijnde het 35 artefact is beoordeeld, na het proces van bepaling door middel van de tweede bepalingseenheid 27-2. Het proces van beoordeling door de tweede bepalingseenheid 27-2 kan echter worden 22 uitgevoerd op elk pixel, dat door de derde bepalingseenheid 27-3 als zijnde het artefact is beoordeeld.

De onderhavige uitvoeringsvorm is niet in het bijzonder beperkt tot de specifieke af-tastvorm. Dit wil zeggen, dat soortgelijke effecten teweeg kunnen worden gebracht, zelfs in het 5 geval van een axiale aftasting, een cineaftasting, een schroefvormige aftasting, een schroefvormige aftasting met variabele spoed en een schroefvormige shuttleaftasting. De onderhavige uitvoeringsvorm is niet beperkt tot de kanteling of gradiënt van het portaal 100. Dit wil zeggen, dat soortgelijke effecten teweeg kunnen worden gebracht zelfs in het geval van een zogenoemde kantelaftasting, waarbij het portaal 100 is gekanteld. De onderhavige uitvoeringsvorm kan 10 zelfs op hartbeeldreconstructie worden toegepast, die elk beeld in synchronisatie met een biologisch signaal, in het bijzonder een hartsignaal, beeld-reconstrueert.

Hoewel de onderhavige uitvoeringsvorm is beschreven op basis van de medische röntgen-CT-apparatuur 10, kan deze zelfs beschikbaar worden gemaakt voor medische röntgen-CT-PET-apparatuur, die in combinatie met industriële röntgen-CT-apparatuur of andere 15 apparatuur wordt gebruikt, in combinatie daarmee gebruikte röntgen-CT-SPECT-apparatuur, enz.

23 ONDERDELENLIJST Fig. 1 21 voorprocessor 23 bundelhardeningsprocessor 24 driedimensionale terugprojectieprocessor 25 artefactreductie-eenheid 27 artefactbepaler 27-1 eerste bepalingseenheid 27-2 tweede bepalingseenheid 27-3 derde bepalingseenheid 29 artefactverhoudingberekeningseenheid 51 hoogspanningsgenerator 53 aftastingstuureenheid 50 opslaginrichting 103 detector 105 gegevensoverdrachtin richting 111 roterend mechanisme 113 slipring

Fig. 2 (a) kanaalrichting (b) plakrichting

Fig. 3 510 start 511 verwerf gegevens 512 voorproces 513 corrigeer bundelhardening 514 voer z-filterconvolutieproces uit 515 voer reconstructiefunctieconvolutieproces uit 516 voer driedimensionaal terugprojectieproces uit 517 specificeer CT-waarde in lichaamsasrichting van doelpixel 518 bepaal of artefacten aanwezig zijn 519 voer artefactreductieproces uit 520 einde 24

Fig. 4 (a) 5170 start artefactproces 5171 bepaal pixel p (x, y, z) van te bewerken doel 5172 meet mate van verandering in CT-waarde in p (x, y, z-1), p (x, y, z) en p (x, y, z+1) 5181 bereken indexwaarde volgens verandering in CT-waarde index > 0? 5182 is ook beslissingspixel rond doelpixel index > 0? 5183 is bezette verhouding van index > 0 groot in pixelgebied in tomografisch beeld of effectief subject? 5191 beeld-bewerk pixel p (x, y, z) van te bewerken doel volgens indexwaarde 5192 geef tomografisch beeld weer na beeldbewerking 5193 einde (b) 5170 start artefactproces 5171 bepaal pixel p (x, y, z) van te bewerken doel 5172 meet mate van verandering in CT-waarde in p (x, y, z-1), p (x, y, z) en p (x, y, z+1) S18T ligt mate van verandering in CT binnen vooraf bepaald bereik? S182' ligt mate van verandering in CT binnen vooraf bepaald bereik zelfs met betrekking tot beslissingspixel rond te bewerken pixel? S183' is bezette verhouding van pixel, waarin mate van verandering in CT ligt binnen het vooraf bepaalde bereik, groot in pixelgebied in tomografisch beeld of effectieve subject? S191' beeld-bewerk pixel p (x, y, z) van te bewerken doel volgens mate van verandering in CT-waarde 5192 geef tomografisch beeld weer na beeldbewerking 5193 einde

Fig. 7 700 mate van verandering in CT-waarde 702 Index

Fig. 8 800 CT-waarde 802 verandering CT (x, y) 804 verandering CT (x+i, y+j) 25

Fig. 9 800 CT-waarde 802 verandering CT (x, y) 804 verandering CT (x+i, y+j)

Fig. 10 800 CT-waarde 802 verandering CT (x, y) 804 verandering CT (x+i, y+j)

Fig. 11 5820 verifieer pixel, waarin artefact aanwezig is 5821 wijs beslissingsmatrix MT van doelpixel p (x, y, z) aan 5822 lees mate van verandering in CT-waarde uit p (x-i, y-j, z-1), p (x-i, y-j, z), p (x-1, y-j, z+1).....p (x, y, z-1), p (x, y, z), p (x, y, z+1),... p (x+i, y+j, z-1), p (x+i, y-j, z), p (x+1, y+j, z+1) 5823 is pixel (index > 0), waarin mate van verandering in CT-waarde in voorafbepaald bereik binnen beslissingsmatrix MT valt, eerste drempelwaarde SU of groter? 5824 bepaal doelpixel p (x, y, z) als zijnde artefact 5825 bepaal doelpixel p (x, y, z) als zijnde geen artefact 5826 naar S183 of S191 van figuur 4

Fig. 12 1200/1202 Artefactverhouding Fig. 13 5830 specificeer tomografisch beeld, waarin artefact aanwezig is 5831 bereken verhouding (artefactvertiouding) van pixel (pixel van index = 1), dat als artefact in pixelgebied in alle pixels of effectieve subject is vastgesteld 5832 artefactverhouding > tweede drempelwaarde SH? 5833 bepaal, dat tomografisch beeld n artefact bevat 5834 bepaal dat tomografisch beeld n geen artefact bevat 5835 naar S191 van fig. 4

Claims

1. Röntgentomografieapparatuur (10), omvattende: aftastmiddelen (103) ingericht voor het aan röntgenstralen onderwerpen van een subject, terwijl ten minste één van een portaal (100) en een tafel (109) langs een lichaamsasrichting van het subject (HB) wordt bewogen, teneinde daardoor projectiegegevens 5 van het subject (HB) te creëren; een eerste artefactbepalingseenheid (27-1) ingericht voor het bepalen, volgens een mate van verandering in CT-waarde in de lichaamsasrichting tussen een aantal door middel van terugprojecteren van de projectiegegevens verkregen tomografische beelden, van een aantal pixels, waarin een artefact is ontwikkeld; 10 een tweede artefactbepalingseenheid (27-2) ingericht voor: het instellen van een pixel van het aantal pixels waarin het artefact is ontwikkeld door de eerste artefactbepalingseenheid (27-1) als een doelpixel, het instellen van een beslissingspixelgebied, dat het doelpixel en rond het doelpixel liggende gebieden bevat, en het opnieuw bepalen dat in het doelpixel een artefact is ontwikkeld indien elk pixel in het beslissingspixelgebied, 15 aanwezig is voorbij een vooraf bepaalde referentie, en een artefactreductie-eenheid (25) ingericht voor het uitvoeren van een beeldproces voor het reduceren van het artefact op het aantal pixels waarin uiteindelijk is beoordeeld dat het artefact is ontwikkeld.

2. Röntgentomografieapparatuur (10) volgens conclusie 1, verder omvattende: 20 artefactverhoudingberekeningsmiddelen (29) ingericht voor het berekenen van een verhouding waarin het aantal beoordeelde pixels waarin het artefact is ontwikkeld in het tomografische beeld wordt bezet; en een derde artefactbepalingseenheid (27-3) ingericht voor het opnieuw bepalen dat een artefact is ontwikkeld in het doelpixel, wanneer de verhouding groter is dan een vooraf 25 bepaalde drempelwaarde.

3. Röntgentomografieapparatuur (10) volgens conclusie 1, waarin het beeldproces voor het reduceren van het artefact in de artefactreductie-eenheid (25) het vermenigvuldigen in de lichaamsasrichting van het aantal pixels waarin uiteindelijk is beoordeeld dat het artefact is ontwikkeld, met weegfactoren en het optellen van vermenigvuldigingsresultaten en het 30 reduceren van een artefact van elk doelpixel in het corresponderende tomografische beeld omvat.

4. Röntgentomografieapparatuur (10) volgens conclusie 3, waarin de artefactreduc-tie-eenheid (25) elk van de weegfactoren verandert volgens het aantal meervoudige pixel-gebieden in de lichaamsasrichting.

5. Röntgentomografieapparatuur (10) volgens conclusie 1, waarin de 5 beslissingspixelgebieden elk in de vorm van een vierhoek een polygoon zijn gevormd.

6. Röntgentomografieapparatuur (10) volgens conclusie 1, waarin de tweede artefactbepalingseenheid (27-2) het aantal van de het beslissingspixelgebied vormende pixels verandert volgens een vergrote weergave van elk tomografisch beeld en een gereduceerde weergave daarvan. 10

7. Röntgentomografieapparatuur (10) volgens conclusies 1, waarin de referentie van de derde artefactbepalingseenheid (27-1) variabel is.

8. Röntgentomografieapparatuur (10) volgens conclusie 2, waarin de drempelwaarde van de eerste artefactbepalingseenheid (27-1) variabel is.

9. Werkwijze voor het reduceren van artefacten in een tomografisch beeld, omvat- 15 tende: een eerste bepalingsstap voor het aan röntgenstralen onderwerpen van een subject, terwijl ten minste één van een portaal (100) en een tafel (109) langs een lichaamsasrichting van het subject wordt bewogen, en voor het bepalen volgens een mate van verandering in CT-waarde in de lichaamsasrichting tussen een aantal door middel van terugprojecteren van de 20 projectiegegevens verkregen tomografische beelden, een aantal pixels, waarin een artefact is ontwikkeld (S17); een tweede bepalingstap voor, het instellen van een pixel van het aantal pixels waarin het artefact is ontwikkeld in de eerste bepalingsstap als een doelpixel, het instellen van een beslissingspixelgebied, dat het doelpixel en rond het doelpixel liggende gebieden bevat, en het 25 opnieuw bepalen dat in het doelpixel een artefact is ontwikkeld indien elk pixel in het beslissingspixelgebied aanwezig is voorbij een vooraf bepaalde referentie (S18); en een stap voor het uitvoeren van een beeldproces voor het reduceren van het artefact op het aantal pixels, waarin uiteindelijk is beoordeeld dat het artefact is ontwikkeld (S19). 30