NL8800321A - Computerised tomography for medical diagnosis - combines rotary movement of X=ray yoke with axial movement of patient for spiral scan - Google Patents
Computerised tomography for medical diagnosis - combines rotary movement of X=ray yoke with axial movement of patient for spiral scan Download PDFInfo
- Publication number
- NL8800321A NL8800321A NL8800321A NL8800321A NL8800321A NL 8800321 A NL8800321 A NL 8800321A NL 8800321 A NL8800321 A NL 8800321A NL 8800321 A NL8800321 A NL 8800321A NL 8800321 A NL8800321 A NL 8800321A
- Authority
- NL
- Netherlands
- Prior art keywords
- radiation source
- computer tomography
- radiation
- tomography device
- interpolation
- Prior art date
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computerised tomographs
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/027—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral
Abstract
Description
PHN 12.426 1 4 lp N.V. Philips' Gloeilampenfabrieken te Eindhoven Computertomografie-inrichting voor spiraalsgewijze aftasting.PHN 12.426 1 4 lp N.V. Philips' Incandescent light factories in Eindhoven Computer tomography device for spiral scanning.
De uitvinding heeft betrekking op een computertomografie-inrichting voor het bepalen van een stralingsverzwakkingsverdeling in een deel van een objekt, met een stralingsbron voor het doorstralen van het objekt vanuit een veelvoud van loodrecht op een door het objekt 5 gaande as staande richtingen, met een rij van detektoren voor het detekteren van de het objekt gepasseerde straling, waarbij bij elke richting een groep van meetsignalen wordt opgewekt, en met verwerkingsmiddelen voor het uit de groepen van meetsignalen bepalen van een beeld van de stralingsverzwakkingsverdeling van het deel van het 10 objekt.The invention relates to a computer tomography device for determining a radiation attenuation distribution in a part of an object, with a radiation source for irradiating the object from a plurality of directions perpendicular to an axis passing through the object 5 of detectors for detecting the radiation passed through the object, wherein a group of measuring signals is generated in each direction, and with processing means for determining an image of the radiation attenuation distribution of the part of the object from the groups of measuring signals.
Een dergelijke computertomografie-inrichting is bekend uit de Nederlandse octrooiaanvrage 8601004. Met een dergelijke computertomografie-inrichting wordt met een enkele rotatiebeweging van de stralingsbron rond het objekt een veelvoud van groepen meetsignalen 15 bepaald, elke groep behorende bij een andere richting, waaruit door de verwerkingsmiddelen een beeld van de stralingsverzwakkingsverdeling van een schijf van het objekt wordt bepaald. De dikte van deze schijf is gelijk aan de dikte van de stralingsbundel gemeten in een richting dwars op de rotatierichting. In een beeld ontstaan echter artefacten door 20 eventuele bewegingen van het objekt, het "begin" van de aftasting sluit niet aan op "eind* ervan. Om met een dergelijke computertomografie-inrichting een afbeelding van een drie-dimensionaal deel van het objekt te realiseren, is het nodig om achtereenvolgens verschillende schijven van het objekt elk met een roterende beweging af te tasten. Hierbij is 25 het nodig na elke roterende aftasting het objekt over een kleine afstand te verschuiven, waarna het aftasten van de volgende schijf mogelijk is geworden. Zou het objekt een beweging maken in de sequentie van het aftasten van de op elkaar volgende schijven en wordt uit de berekende beelden van die schijven een drie-dimensionaal beeld gemaakt dan zullen 30 de afbeeldingen in deze drie-dimensionale afbeelding een springend verloop vertonen hetgeen storend en onnatuurlijk is. Verder is het voor het nauwkeurig bepalen van een afbeelding van een schijf van het objekt .8800321 Λ ΡΗΝ 12.426 2 steeds een nieuwe aftasting nodig. Het is mogelijk om door interpolatie tussen twee reeds berekende afbeeldingen een ertussen liggende "nieuwe" afbeelding te kreëren. Heeft echter tussen het bepalen c.q. het roterend aftasten van deze twee schijven een beweging plaats gevonden 5 dan zal deze beweging het beeld van de geïnterpoleerde afbeeldingen van de reeds bekende schijven danig verstoren.Such a computed tomography device is known from Dutch patent application 8601004. With such a computed tomography device, a plurality of groups of measuring signals 15 are determined with a single rotational movement of the radiation source around the object, each group belonging to a different direction, from which the processing means an image of the radiation attenuation distribution of a disc of the object is determined. The thickness of this disc is equal to the thickness of the radiation beam measured in a direction transverse to the direction of rotation. In an image, however, artifacts are created by possible movements of the object, the "start" of the scan does not connect with "end * of it. To realize an image of a three-dimensional part of the object with such a computer tomography device , it is necessary to successively scan different disks of the object with a rotary movement, whereby it is necessary to shift the object by a small distance after each rotating scan, after which the scanning of the next disk has become possible. the object make a movement in the sequence of scanning the successive disks and if a three-dimensional image is made from the calculated images of those disks, the images in this three-dimensional image will show a jumping course, which is disturbing and is unnatural, to accurately determine an image of a disc of the object .8800321 Λ ΡΗΝ 12,426 2 pcs. ds need a new scan. It is possible to create an intermediate "new" image between two already calculated images by interpolation. However, if a movement has taken place between the determination or the rotary scanning of these two discs, this movement will seriously disturb the image of the interpolated images of the already known discs.
Het is het doel van de uitvinding om in een computertomografie-inrichting te voorzien, waarbij artefacten in een twee-dimensionaal beeld van een schijf, die door bewegen van het objekt 10 worden veroorzaakt, in hoge mate gereduceerd worden.It is the object of the invention to provide a computerized tomography device, in which artifacts in a two-dimensional image of a disc, caused by movement of the object 10, are greatly reduced.
Het is evenzo een doel van de uitvinding om in een computertomografie-inrichting te voorzien, waarbij op eenvoudige wijze een verandering in de tijd van eenzelfde schijf van een af te tasten objekt kan worden vastgelegd, waarbij bewegingsartefacten in sterke mate 15 worden gereduceerd.It is likewise an object of the invention to provide a computer tomography device, in which a change in time of the same disk of an object to be scanned can be recorded in a simple manner, whereby movement artifacts are greatly reduced.
Het is een verder doel van de uitvinding om in een computertomografie-inrichting te voorzien, waarbij op eenvoudige wijze een drie-dimensionaal deel van een objekt kan worden afgetast en elke willekeurige schijf met eenzelfde nauwkeurigheid binnen dat deel kan 20 worden berekend en afgebeeld, waarbij eventuele invloeden van bewegingen van het objekt op de kwaliteit van de afbeelding nauwelijks merkbaar zijn.It is a further object of the invention to provide a computer tomography device, in which a three-dimensional part of an object can be easily scanned and any disc can be calculated and imaged with the same accuracy within that part, wherein any influences of movements of the object on the quality of the image are hardly noticeable.
Een computertomografie-inrichting volgens de uitvinding heeft daartoe tot kenmerk, dat in rotatiemiddelen is voorzien voor het 25 ten minste drie maal roteren over 360° van ten minste de stralingsbron rond het objekt, waarbij de verwerkingsinrichting een interpolatie-eenheid, een beeldrekonstruktie-inrichting en een geheugeninrichting bevat, in welke geheugeninrichting groepen van meetsignalen voor de verscheidene richtingen en voor de bijbehorende door de rotatie 30 verkregen verscheidene tijdstippen worden opgeslagen, aan welke interpolatie-eenheid groepen van meetsignalen, die langs eenzelfde richting en op verschillende tijdstippen zijn bepaald, worden toegevoerd voor het bepalen van een groep van interpolatiewaarden, die fiktieve meetwaarden voorstellen als ware deze bepaald door doorstraling van het 35 objekt in die richting en op een tussen twee van de genoemde tijdstippen liggend tijdstip, waarna met althans de fiktieve meetwaarden een stralingsverzwakkingsverdeling wordt bepaald met de beeldrekonstruktie- . 8800321 PHN 12.426 3 inrichting.To this end, a computer tomography device according to the invention is characterized in that rotation means are provided for rotating at least three times through 360 ° of at least the radiation source around the object, wherein the processing device has an interpolation unit, an image reconstruction device and a memory device, in which memory device groups of measurement signals for the various directions and for the associated various times obtained by the rotation 30 are stored, to which interpolation unit groups of measurement signals determined along the same direction and at different times are applied for determining a group of interpolation values, which represent fictitious measured values as if they were determined by irradiation of the object in that direction and at a time between two of the aforementioned times, after which a radiation attenuation distribution is determined with at least the fictitious measured values ld with the image reconstruction. 8800321 PHN 12.426 3 device.
Bij de computertomografie-inrichting volgens de uitvinding kan van een schijf van het objekt een afbeelding worden gemaakt, die de toestand van die schijf op een willekeurig moment tussen de eerste aftasting (nodig 5 voor de afbeelding op een eerste tijdstip) en de laatste aftasting (nodig voor de afbeelding op een laatste tijdstip) weergeeft. Tussen de eerste en de laatste aftasting kunnen wel to 60 aftastingen van 360° liggen, zodat als een aftasting 1 to 8 seconden duurt een tijdstudie van circa 1 tot 8 minuten mogelijk is. Hierdoor zijn tijd (= bewegings-) 10 studies van een objekt mogelijk zonder dat die speciale of extra grote hoeveelheid aftastmiddelen (=stralingsbronnen en/of detektoren) vraagt. Door het interpoleren tussen meetwaarden, de langs dezelfde richting maar op verschillende tijdstippen zijn bepaald, kan een fiktieve meetwaarde voor een tussenliggend tijdstip worden bepaald. Derhalve is 15 het mogelijk om op elk tussenliggend tijdstip een beeld van het afgetaste deel van het objekt te rekonstrueren, omdat het voorgaande voor elke richting geldt. De interpolatie kan een niet-lineaire interpolatie zijn, waarbij de in tijd geziene korterbijgelegen meetwaarden een zwaardere weegfaktor wordt toegekend als een in de tijd 20 verderafgelegen meetwaarde voor dezelfde richting worden toegepast.In the computed tomography device according to the invention, a disk of the object can be made into an image showing the state of that disk at any time between the first scan (necessary for the image at a first time) and the last scan ( required for the image at a last time). Between the first and the last scan, there can be up to 60 360 ° scans, so that if a scan takes 1 to 8 seconds, a time study of approximately 1 to 8 minutes is possible. This makes time (= motion) studies of an object possible without requiring that special or extra large amount of scanning means (= radiation sources and / or detectors). By interpolating between measured values, which are determined along the same direction but at different times, a positive measured value for an intermediate time can be determined. It is therefore possible to reconstruct an image of the scanned part of the object at any intermediate time, because the above applies to each direction. The interpolation may be a non-linear interpolation, the temporal shorter measured values being assigned a heavier weighting factor if a temporally distant measured value is used for the same direction.
Een uitvoeringsvorm van een computertomografie-inrichting volgens de uitvinding heeft tot kenmerk, dat in translatiemiddelen is voorzien voor het transleren van het objekt ten opzichte van de stralingsbron langs de genoemde as gedurende het roteren van de 25 stralingsbron om het objekt.An embodiment of a computer tomography device according to the invention is characterized in that translation means are provided for translating the object relative to the radiation source along said axis during rotation of the radiation source about the object.
Door het kombineren van de roterende aftastbeweging van de stralingsbron rond het objekt met de translatiebeweging van het objekt langs de as waaromheen de rotatie plaats vindt, wordt een drie-dimensionaal deel van het objekt afgetast. De daarbij beschikbaar komende gegevens zijn 30 voldoende voor het bepalen van een willekeurige doorsnede van het objekt. Aangezien dit nu mogelijk is, is uit de vrij te kiezen doorsneden van het objekt ook de drie-dimensionale afbeelding van het objekt met een voor elk beeldelement eenzelfde nauwkeurigheid te bepalen. Op deze wijze wordt de computertomografie-inrichting als een 35 volume-scanner gebruikt.By combining the rotating scanning movement of the radiation source around the object with the translation movement of the object along the axis about which the rotation takes place, a three-dimensional part of the object is scanned. The data which becomes available thereby is sufficient for determining an arbitrary cross section of the object. Since this is now possible, the three-dimensional image of the object can also be determined from the freely selectable sections of the object with the same precision for each picture element. In this way, the computed tomography device is used as a volume scanner.
Een uitvoeringsvorm van de computertomografie-inrichting volgens de uitvinding heeft tot kenmerk, dat aan de interpolatie-eenheid .8800321 * 4 PHN 12.426 4 groepen van meetsignalen, die langs eenzelfde richting en bij verschillende bronposities zijn verkregen, worden toegevoerd voor het bepalen van een groep van interpolatiewaarden, die fiktieve meetwaarden voorstellen als ware deze bepaald door doorstraling van het objekt in 5 diezelfde richting in een gekozen vlak, waarop de genoemde as loodrecht is gericht en dat zich tussen twee bronposities uitstrekt.An embodiment of the computed tomography device according to the invention is characterized in that 4 groups of measuring signals, which are obtained along the same direction and at different source positions, are supplied to the interpolation unit .8800321 * 4 PHN 12.426 for determining a group of interpolation values, which represent positive measured values as if determined by irradiation of the object in the same direction in a selected plane, on which the said axis is oriented perpendicularly and which extends between two source positions.
Met de hiervoor beschreven computertomografie-inrichting is het mogelijk om in een willekeurig vlak een doorsnede van het objekt te berekenen uit interpolaties van meetwaarden die in naburige vlakken zijn bepaald. Is 10 nu in een bepaald vlak een fiktieve meetwaarde gewenst langs een gewenste richting dan worden in de twee vlakken waarin een positie ligt voor de doorstraling van het objekt zulke meetwaarden met die richting uitgezocht waardoor na interpolatie ertussen de fiktieve meetwaarde wordt gevonden. Uiteraard is het voordelig om een te rekonstrueren vlak 15 te kiezen waarin al een positie ligt waaruit het objekt is doorstraald. De meetwaarden die in deze positie zijn gemeten, kunnen rechtstreeks en dus zonder interpolatie in de berekening worden meegenomen.With the computed tomography device described above, it is possible to calculate a cross-section of the object in any plane from interpolations of measured values determined in neighboring planes. If a positive measured value is now desired in a specific plane along a desired direction, then in the two planes in which a position for the irradiation of the object lies, such measured values are selected with that direction, so that the positive measured value is found between them after interpolation. Obviously it is advantageous to choose a surface 15 to be reconstructed in which a position from which the object has been irradiated already lies. The measured values measured in this position can be included directly in the calculation and thus without interpolation.
Een voorkeursuitvoeringsvorm van de computertomografie-inrichting volgens de uitvinding heeft het kenmerk, dat de interpolatie-20 eenheid een niet-lineaire interpolatie uitvoert tussen de meetsignalen van groepen behorende bij twee verschillende tijdstippen en bij eenzelfde richting.A preferred embodiment of the computed tomography device according to the invention is characterized in that the interpolation unit performs a non-linear interpolation between the measurement signals of groups belonging to two different times and in the same direction.
Een dergelijke uitvoeringsvorm heeft het voordeel dat bij de niet-lineaire interpolatie (ofwel weging) de meetwaarden, die kortbij in de 25 tijd (en bij een drie-dimensionale aftasting dus kortbij in de plaats) zijn gemeten, kunnen worden benadrukt. Dit geeft een nauwkeurigere weergave van de toestand op dat tijdstip (ofwel in het gekozen vlak). Deze niet-lineaire weging heeft vooral voordeel bij een drie-dimeensionale aftasting waarbij de translatie per omwenteling 30 (wezenlijk) kleiner is dan de dikte van de stralingsbundel waarmee het objekt wordt afgetast. Bij de niet-lineaire interpolatie kan bijvoorbeeld een benadering van de funktie (sin α)/α worden toegepast. Uiteraard kunnen ook lineaire en andere niet-lineaire interpolaties (hogere orde) worden toegepast. Om interpolatieberekeningen relatief 35 eenvoudig te houden, is het voordelig, dat de translatie een eenparige beweging is.Such an embodiment has the advantage that with the non-linear interpolation (or weighing) the measured values, which are measured close to the time (and thus with a three-dimensional scan close to the place), can be emphasized. This gives a more accurate representation of the state at that time (or in the selected plane). This non-linear weighting is especially advantageous with a three-dimensional scan where the translation per revolution is (substantially) smaller than the thickness of the radiation beam with which the object is scanned. In the case of non-linear interpolation, an approximation of the function (sin α) / α can be applied. Linear and other non-linear interpolations (higher order) can of course also be used. In order to keep interpolation calculations relatively simple, it is advantageous for the translation to be a uniform movement.
De uitvinding zal nader worden toegelicht aan de hand van . 88 0 0321 ΡΗΝ 12.426 5 ί in een tekening weergegeven voorbeeld, in welke tekening figuur 1 een aanzicht schematisch van de inrichting volgens de uitvinding toont, figuur 2 een schematische doorsnede van de inrichting 5 volgens de uitvinding toont, figuur 3 de wijze van het spiraalvormige aftasten van het objekt toont, en figuren 4a en b op abstrakte wijze de positie^ en tijd-koördinaten tonen, die behoren bij de gedurende de spiraalvormige 10 aftastbeweging opgewekte meetsignalen.The invention will be explained in more detail with reference to. 88 0 0321 .4 12,426 5 ί example shown in a drawing, in which drawing figure 1 shows a schematic view of the device according to the invention, figure 2 shows a schematic cross section of the device 5 according to the invention, figure 3 shows the manner of the spiral shows scanning of the object, and figures 4a and b abstractly show the position and time coordinates associated with the measurement signals generated during the spiral scanning movement.
In figuur 1 is op schematische wijze een uitvoeringsvorm van een inrichting ± volgens de uitvinding weergegeven. De inrichting i bevat een stralingsbron 3 in de vorm van bijvoorbeeld een röntgenbuis met roterende anode of met een langwerpige stationaire anode, die met 15 een elektronenbundel wordt afgetast, De stralingsbron 3 is op een gestel 5 aangebracht. Het gestel 5 is met behulp van aandrijfmiddelen 7 bijvoorbeeld elektromotorisch roteerbaar. Op het gestel 5 is verder een detektorinrichting met een rij detektoren 9 aangebracht voor het detekteren van een door de bron 3 opgewekte divergente bundel 20 röntgenstralen 11, nadat deze door een op een tafel 15 geplaatst objekt 13 is gegaan. De rij van detektoren 9 die de gehele divergerende röntgenbundel 11 van de stralingsbron 3 omvat, heeft bijvoorbeeld 576 stralingsdetektoren die elk een meetsignaal leveren. In plaats van een op het gestel 5 meedraaiende rij van detektoren 9 kan ook een 25 stilstaande (bijvoorbeeld aan een statief 19 bevestigde, zie figuur 2) ring van detektoren worden toegepast. De stralingsbron 3 verkrijgt door de aandrijfmiddelen 7 (al dan niet in samenwerking met een aftastende elektronenbundel) verschillende bronposities ten opzichte van het objekt 13, waarbij de bronposities met kruisjes 17a op een pijl 17 zijn 30 weergegeven. Deze pijl 17 geeft de rotatierichting van de bron rond een as Z weer. De door de rij van detektoren 9 gemeten straling levert groepen divergente of virtueel divergente meetsignalen, die aan eén verwerkingsinrichting 20 worden toegevoerd. Deze verwerkingsinrichting 20 bevat een buffergeheugen 22, een interpolatie-eenheid 24 en een 35 beeldrekonstruktie-inrichting 26. Verder bevat de computertomografie-inrichting 1 een weergeefeenheid 28 voor het weergeven van een beeld van een deel of van het objekt.Figure 1 schematically shows an embodiment of a device ± according to the invention. The device i contains a radiation source 3 in the form of, for example, an X-ray tube with a rotating anode or with an elongated stationary anode, which is scanned with an electron beam. The radiation source 3 is arranged on a frame 5. The frame 5 can be rotated electrically by means of drive means 7, for example. A detector device with a row of detectors 9 is further arranged on the frame 5 for detecting a divergent beam 20 of X-rays 11 generated by the source 3, after it has passed through an object 13 placed on a table 15. The row of detectors 9, which comprises the entire diverging X-ray beam 11 of the radiation source 3, has, for example, 576 radiation detectors, each of which supplies a measuring signal. Instead of a row of detectors 9 rotating on frame 5, a stationary ring (for example attached to a tripod 19, see figure 2) can also be used. The radiation source 3 obtains different source positions with respect to the object 13 by the driving means 7 (whether or not in cooperation with a scanning electron beam), the source positions being shown with crosses 17a on an arrow 17. This arrow 17 represents the direction of rotation of the source about an axis Z. The radiation measured by the row of detectors 9 provides groups of divergent or virtual divergent measuring signals which are supplied to one processing device 20. This processing device 20 contains a buffer memory 22, an interpolation unit 24 and an image reconstruction device 26. In addition, the computer tomography device 1 comprises a display unit 28 for displaying an image of a part or of the object.
.8800321 PHN 12.426 6 *.8800321 PHN 12,426 6 *
In figuur 2 is een schematische doorsnede van de computertomografie-inrichting 1 volgens de uitvinding weergegeven. Dezelfde onderdelen zijn met dezelfde verwijzingscijfers aangegeven zoals de stralingsbron 3, de rij van detektoren 9, de stralingsbundel 5 11, het objekt 13 en de tafel 15. Verder is een statief 19 getoond, waarop de aandrijfmiddelen 7 zijn gemonteerd en waarop het gestel 5 roteerbaar is bevestigd. Verder is een konsole 14 getoond waarop een verder aandrijfmiddel 16 is bevestigd voor het langs de Z-as transleren van de tafel 15 met het objekt 13 naar keuze in de -Z of in de +Z 10 richting hetgeen met de pijl P is weergegeven. Wordt nu aangenomen dat de stralingsbron 3 een röntgenbuis is met een vast fokus (bijvoorbeeld een draai-anode röntgenbuis) en roteert het gestel 5 met een eenparige hoeksnelheid, terwijl de translatiebeweging eveneens een eenparige beweging is, dan zal de stralingsbron 3 een spiraalvormige 15 aftastbeweging volgen, die in figuur 3 is afgebeeld.Figure 2 shows a schematic cross section of the computer tomography device 1 according to the invention. The same parts are indicated with the same reference numerals as the radiation source 3, the row of detectors 9, the radiation beam 5 11, the object 13 and the table 15. Furthermore, a tripod 19 is shown, on which the drive means 7 are mounted and on which the frame 5 is rotatable is attached. Furthermore, a console 14 is shown on which a further drive means 16 is mounted for translating the table 15 along the Z-axis with the object 13 either in the -Z or in the + Z 10 direction indicated by the arrow P. If it is now assumed that the radiation source 3 is an X-ray tube with a fixed focus (for example a rotating anode X-ray tube) and the frame 5 rotates at a uniform angular speed, while the translation movement is also a uniform movement, the radiation source 3 will have a spiral scanning movement. which is shown in Figure 3.
In figuur 3 is een spiraalvormige aftastbeweging S afgebeeld, die de stralingsbron 3 uit figuur 2 zal volgen. De spiraal S ligt op een konstante afstand r van de Z-as en heeft een spoed s die ligt tussen een halve dikte van d van de röntgenbundel die door de 20 röntgenbron 3 is opgewekt (zie figuur 2) en anderhalf maal die plakdikte d. Verder is in figuur 3 de rotatierichting met de pijl 17 weergegeven die eveneens in figuur 1 is getoond. Op deze pijl 17 zijn verschillende röntgenbronposities 17a weergegeven, die eveneens in figuur 1 is weergegeven. In elk van deze bronposities 17a wordt een 25 groep meetsignalen bepaald die door de verschillende door de röntgenbron aangestraalde detektoren in de rij van detektoren 9 wordt gemeten.Figure 3 shows a spiral scanning movement S, which will follow the radiation source 3 of figure 2. The coil S is a constant distance r from the Z axis and has a pitch s between half a thickness of d of the X-ray beam generated by the X-ray source 3 (see Figure 2) and one and a half times that slice thickness d. Furthermore, figure 3 shows the direction of rotation with arrow 17, which is also shown in figure 1. Various X-ray source positions 17a are shown on this arrow 17, which is also shown in Figure 1. In each of these source positions 17a, a group of measuring signals is determined, which is measured by the different detectors irradiated by the X-ray source in the row of detectors 9.
In figuur 4a is op schematische wijze de aftastbeweging van de röntgenbron 3 weergegeven. De in figuur 3 weergegeven spiraal S 30 is langs de lijn L opengesneden en daarna in een plat vlak afgewikkeld. In figuur 4a is dit weergegeven waarbij de lijn L is getoond. De in de figuren 1 en 3 weergegeven pijl 17 die de bewegingsrichting van de stralingsbron 3 aangeeft, is eveneens in figuur 4a weergegeven. Zo ook zijn de verschillende bronposities met verwijzingscijfer 17a in figuur 35 4a getoond. Daar de aftastbeweging een eenparige translatie in de Z-richting heeft, zijn de verschillende stukken van de spiraal S, die langs de lijn L is opengesneden, welke stukken elk een rotatie van 0 tot . a8 0 032 1 PHN 12.426 7 2ïï radialen weergeven in afgewikkelde toestand afgebeeld als rechte lijnstukken SI, S2, S3, S4 etcetera. De translatie vindt in de Z-richting plaats zodat langs de lijn L de Z-as zich uitstrekt en tegelijk de tijdas t afbeeldt. De afstand tussen de verschillende rechte stukken 5 S1, S2, S3 etcetera van de spiraal is de spoed s. Daarbij sluit het beginpunt van de aftastbeweging zijnde 0 radialen (¢=0 radialen) aan op de Z-koördinaat van het eindpunt (φ=2π) van het voorgaande stuk van de spiraal S, die door de röntgenbron is afgelegd.Figure 4a schematically shows the scanning movement of the X-ray source 3. The spiral S30 shown in Figure 3 is cut open along the line L and then unwound in a flat plane. This is shown in figure 4a with the line L shown. The arrow 17 shown in Figures 1 and 3, which indicates the direction of movement of the radiation source 3, is also shown in Figure 4a. Likewise, the various source positions are referenced 17a in Figure 35a. Since the scanning movement has a uniform translation in the Z-direction, the different pieces of the spiral S, which have been cut open along the line L, each of which has a rotation from 0 to. a8 0 032 1 PHN 12.426 7 2ï rad radians in the unwound state shown as straight segments S1, S2, S3, S4 etcetera. The translation takes place in the Z direction so that the Z axis extends along the line L and simultaneously depicts the time axis t. The distance between the different straight sections S1, S2, S3 etc. of the spiral is the pitch s. The starting point of the scanning movement being 0 radians (¢ = 0 radians) connects to the Z coordinate of the end point (φ = 2π) of the previous part of the spiral S, which has been traversed by the X-ray source.
In elk van de bronposities 17a die de stralingsbron 3 10 inneemt, wordt een groep meetsignalen opgewekt door de verschillende detektoren van de detektorrij 9. In figuur 4b is dit schematisch weergegeven. In deze figuur is de Z-as loodrecht op papier naar beneden gericht en is verder het cartisisch koördinatenstelsel X-Y weergegeven. De stralingsbron 3 ligt op een afstand r van de Z-as. De 15 verbindingslijn tussen de stralingsbron 3 en de Z-as maakt een hoek φ met de X-as. Het meetsignaal dat met een detektor 9a van de detektorrij 9 wordt bepaald in deze bronpositie wordt binnen de divergente stralingsbundel met de hoek Θ geïndexeerd. Tijdens de spiraalvormige aftastbeweging wordt dus een matrix van meetsignalen opgebouwd die 20 afhankelijk is van de koördinaten Zr ? en Θ. Bij alle punten 17a die in figuur 4a zijn weergegeven en liggen op het lijnstuk S2 van de spiraal S hoort dus een groep meetsignalen, die gemeten zijn binnen de divergente stralingsbundel dat wil zeggen gelegen zijn tussen de koördinaten 0m£n en 0aax liggen (zie figuur 4b). Dit geldt in 25 feite voor elke bronpositie op de lijnstukken S1, S2, S3 enzovoorts van de spiraal S die in figuur 4a is weergegeven.In each of the source positions 17a occupied by the radiation source 3, a group of measuring signals is generated by the different detectors of the detector row 9. This is shown schematically in Figure 4b. In this figure, the Z-axis is directed downwards perpendicular to paper and the Cartisian coordinate system X-Y is further shown. The radiation source 3 is at a distance r from the Z axis. The connection line between the radiation source 3 and the Z axis makes an angle φ with the X axis. The measuring signal determined with a detector 9a of the detector row 9 in this source position is indexed within the divergent radiation beam by the angle Θ. During the spiral scanning movement, a matrix of measuring signals is thus built up, which depends on the coordinates Zr? and Θ. Thus, all points 17a shown in Figure 4a and which lie on the line section S2 of the spiral S are associated with a group of measurement signals, which are measured within the divergent radiation beam, i.e. lie between the coordinates 0m £ n and 0aax (see figure 4b). This is in fact true for any source position on the line segments S1, S2, S3 and so on of the coil S shown in Figure 4a.
Om nu een vlak V in een bepaalde positie Z die willekeurig is te kiezen een stralingsabsorptieverdeling te berekenen, wordt gebruik gemaakt van meetsignalen, gemeten op de bronposities op de 30 verschillende lijnstukken van de spiraal S, in dit geval de lijnstukken S1, S2 en S3. Om nu voor een fiktieve bronpositie 17b een fiktieve groep van meetsignalen te bepalen, wordt een weging gedaan tussen de meetsignalen die bepaald zijn in de bronpositie 17-1b die op lijnstuk S1 ligt, en de meetsignalen in bronpositie 17-2b dat op lijnstuk S2 ligt.To now calculate a plane V in a certain position Z that is arbitrary to calculate a radiation absorption distribution, use is made of measuring signals measured at the source positions on the 30 different line segments of the spiral S, in this case the line segments S1, S2 and S3 . In order to determine a fictitious group of measuring signals for a fictitious source position 17b, a weighting is done between the measuring signals determined in the source position 17-1b which lies on line S1 and the measuring signals in source position 17-2b which lies on line S2. .
35 De weging vindt plaats tussen de meetsignalen met eenzelfde koördinaat Φ en Θ maar met de verschillende koördinaat Z. Evenzo wordt voor een fiktieve bronpositie 17c die in het vlak V een groep fiktieve .8800321 ♦ PHN 12.426 8 meetwaarden bepaalt die een weging interpolatie zijn van de meetsignalen behorende bij de bronposities 17-2c en 17-3c op respektievelijk de lijnstukken S2 en S3. Uiteraard is het mogelijk om als weging een lineaire of niet-lineaire interpolatie te gebruiken waarbij dan in 5 eventueel meer dan twee meetwaarden worden toegepast bijvoorbeeld ook meetsignalen gemeten op bronposities met dezelfde koördinaten φ en Θ maar met verschillende Z-koördinaat op de lijnstukken S4, S5 enzovoorts.35 The weighting takes place between the measuring signals with the same coordinate Φ and Θ but with the different coordinate Z. Likewise, for a fictitious source position 17c which in the plane V determines a group of fictitious .8800321 ♦ PHN 12.426 8 measured values that are a weighting interpolation of the measuring signals associated with the source positions 17-2c and 17-3c on the line sections S2 and S3, respectively. It is of course possible to use a linear or non-linear interpolation as weighting, in which more than two measured values may then be applied, for example also measuring signals measured at source positions with the same coordinates φ and Θ but with different Z coordinates on the line segments S4, S5 and so on.
Alvorens de interpolatie tussen meetsignalen te laten 10 plaatsvinden, wordt van de door de detektorrij geleverde meetsignalen eerst de logarithmische waarde genomen. De daardoor verkregen meetwaarden worden pas daarna gewogen of geïnterpoleerd. Om de verschillende lijnstukken S1, S2, S3 etcetera van de spiraal S te bepalen, is het voordelig om bij het begin van de spiraalvormige 15 aftastbeweging de positie van de tafel 15 op te slaan in een geheugen en evenzo aan het eind van de aftastbeweging de eindpositie van de tafel.Before the interpolation between measurement signals takes place, the logarithmic value is first taken from the measurement signals supplied by the detector row. The measured values obtained thereby are only weighed or interpolated afterwards. In order to determine the different line segments S1, S2, S3, etc. of the spiral S, it is advantageous to store the position of the table 15 in a memory at the start of the spiral scanning movement, and likewise at the end of the scanning movement. final position of the table.
Met de opgeslagen bronpositie φ bij elke daarbij bepaalde groep van meetsignalen is nu door de lineaire relatie tussen de translatie in de Z-richting en de tijd de positie van de meetweg waarlangs een meetsignaal 20 met de koórdinaten Z, φ en Θ wordt bepaald eenduidig vastgelegd. Het is natuurlijk ook mogelijk om bij elke bronpositie ook de bijbehorende Z-positie op te slaan, hetgeen echter meer geheugenruimte vraagt.With the stored source position φ for each group of measuring signals determined thereby, the position of the measuring path along which a measuring signal 20 with the coordinates Z, φ and Θ is determined is unambiguously determined by the linear relationship between the translation in the Z direction and time. . It is of course also possible to store the corresponding Z position at each source position, which however requires more memory space.
Met de hiervoor beschreven aftastbeweging wordt een echte volume-aftasting van een objekt bereikt. Elke willekeurige doorsnede in 25 het afgetaste volume is te berekenen, waarbij elke doorsnede eenzelfde nauwkeurigheid heeft. Dit in tegenstelling tot de stand van de techniek, waarin elke doorsnede over een hoek van 360° wordt afgetast, zodat met interpolatie tussen twee aldus afgetaste en berekende doorsneden een tussenliggende doorsnede kan worden bepaald. Echter toont een beeld van 30 een computertomografie-inrichting volgens de stand van de techniek bewegingsartefacten, omdat na een aftasting van 360° door beweging van het objekt niet de op de eerste groepen van meetsignalen aansluitende groepen van meetsignalen kunnen worden gemeten.With the above-described scanning movement, a real volume scanning of an object is achieved. Any arbitrary cross-section in the scanned volume can be calculated, each cross-section having the same accuracy. This is in contrast to the prior art, in which each cross-section is scanned through an angle of 360 °, so that an intermediate cross-section can be determined with interpolation between two cross sections so scanned and calculated. However, an image of a prior art computer tomography device shows motion artifacts, because after a scanning of 360 ° by movement of the object, the groups of measurement signals connecting to the first groups of measurement signals cannot be measured.
Het is mogelijk, in het geval dat de dikte van de 35 stralingsbundel wezenlijk groter is (bijvoorbeeld 50¾) dan de translatie per omwenteling van de stralingsbron, fiktief dunnere schijven (ten opzichte van de dikte van de stralingsbundel) af te beelden door gebruik .8800321 f PHN 12.426 9 te aaken van enhancement-technieken. Zulke technieken zijn op zich bekend en worden reeds toegepast in computertomografie-inrichtingen, waarmee stapsgewijs schijf naar schijf van een objekt wordt afgetast, waarbij de opeenvolgende schijven elkaar substantieel overlappen. De 5 hierbij toegepaste filtering naakt gebruik van differentieërende filters om in het gerekonstrueerde beeld de hogere beeldfrequenties versterkt weer te kunnen geven.It is possible, in case the thickness of the radiation beam is substantially greater (for example 50¾) than the translation per revolution of the radiation source, to image noticeably thinner discs (relative to the thickness of the radiation beam) using .8800321 f PHN 12.426 9 of enhancement techniques. Such techniques are known per se and are already used in computed tomography devices, with which step-by-step scanning of an object is carried out, the successive disks substantially overlapping each other. The naked filtering applied here uses differentiated filters to be able to reproduce the higher image frequencies in an amplified manner in the reconstructed image.
Vanwege de aftastbeweging volgens de uitvinding wordt steeds een fiktieve meetwaarde uit twee verschillende werkelijk gemeten 10 meetwaarden (uit meetsignalen na logarithmische konversie) bepaald, zodat de invloed van beweging op de beeldkwaliteit geringer wordt.Because of the scanning movement according to the invention, a positive measured value is always determined from two different actually measured measured values (from measuring signals after logarithmic conversion), so that the influence of movement on the image quality becomes smaller.
Wordt nu bij de aan de hand van de figuren 3, 4a en 4b beschreven aftastbeweging en rekonstruktiemethodiek de translatie in de Z-richting achterwege gelaten, dan ontstaat een aftastbeweging, die 15 enkel een funktie van de tijd t is, hetgeen in figuren 3 en 4a ook is aangeduid. In plaats van het voor elke richting (φ,θ) in een willekeurig te kiezen Z-vlak (hetgeen mogelijk was vanwege de translatie) is het nu mogelijk voor een vrij te kiezen tijdstip t een fiktieve meetwaarde met dë koördinaten (t, φ, Θ) te bepalen. Het voorgaande betekent, dat van 20 een schijf van een objekt de toestand op een vrij te kiezen moment t tussen (uiteraard) een eerste tijdstip, waarop een eerste beeld realiseerbaar is en een laatste tijdstip waarop een laatste beeld realiseerbaar is, kan worden berekend.If, in the scanning movement and the reconstruction method described with reference to Figures 3, 4a and 4b, the translation in the Z direction is omitted, a scanning movement is created, which is only a function of the time t, which is shown in Figures 3 and 4a is also indicated. Instead of the for each direction (φ, θ) in a randomly chosen Z-plane (which was possible because of the translation), it is now possible for a freely chosen time t to have a positive measured value with the coordinates (t, φ, Θ). The foregoing means that the state of a disc of an object can be calculated at a freely selectable time t between (of course) a first time at which a first image is achievable and a last time at which a last image is achievable.
. 8800321. 8800321
Claims (11)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| NL8800321A NL8800321A (en) | 1988-02-10 | 1988-02-10 | Computerised tomography for medical diagnosis - combines rotary movement of X=ray yoke with axial movement of patient for spiral scan |
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| NL8800321 | 1988-02-10 | ||
| NL8800321A NL8800321A (en) | 1988-02-10 | 1988-02-10 | Computerised tomography for medical diagnosis - combines rotary movement of X=ray yoke with axial movement of patient for spiral scan |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| NL8800321A true NL8800321A (en) | 1989-09-01 |
Family
ID=19851746
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| NL8800321A NL8800321A (en) | 1988-02-10 | 1988-02-10 | Computerised tomography for medical diagnosis - combines rotary movement of X=ray yoke with axial movement of patient for spiral scan |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| NL (1) | NL8800321A (en) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0383232A2 (en) * | 1989-02-13 | 1990-08-22 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Computerized tomographic apparatus |
| EP0405862A1 (en) * | 1989-06-26 | 1991-01-02 | General Electric Company | Method for reducing skew image artifacts in helical projection imaging |
| EP0428348A2 (en) * | 1989-11-13 | 1991-05-22 | General Electric Company | Helical scanning computed tomography |
| EP0430549A2 (en) * | 1989-11-22 | 1991-06-05 | General Electric Company | Helical scan computed tomography |
| EP0430550A2 (en) * | 1989-11-22 | 1991-06-05 | General Electric Company | Helical scan computed tomography |
| EP0430506A2 (en) * | 1989-11-22 | 1991-06-05 | General Electric Company | Reducing patient translation artifacts in tomographic imaging |
| EP0713677A1 (en) * | 1990-08-14 | 1996-05-29 | Picker International, Inc. | Imaging apparatus and methods |
-
1988
- 1988-02-10 NL NL8800321A patent/NL8800321A/en not_active Application Discontinuation
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0383232A2 (en) * | 1989-02-13 | 1990-08-22 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Computerized tomographic apparatus |
| EP0383232A3 (en) * | 1989-02-13 | 1992-06-10 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Computerized tomographic apparatus |
| EP0405862A1 (en) * | 1989-06-26 | 1991-01-02 | General Electric Company | Method for reducing skew image artifacts in helical projection imaging |
| EP0428348A2 (en) * | 1989-11-13 | 1991-05-22 | General Electric Company | Helical scanning computed tomography |
| EP0428348B1 (en) * | 1989-11-13 | 1997-04-23 | General Electric Company | Helical scanning computed tomography |
| EP0430549A2 (en) * | 1989-11-22 | 1991-06-05 | General Electric Company | Helical scan computed tomography |
| EP0430550A2 (en) * | 1989-11-22 | 1991-06-05 | General Electric Company | Helical scan computed tomography |
| EP0430506A2 (en) * | 1989-11-22 | 1991-06-05 | General Electric Company | Reducing patient translation artifacts in tomographic imaging |
| EP0430550A3 (en) * | 1989-11-22 | 1992-05-20 | General Electric Company | Helical scan computed tomography |
| EP0430549A3 (en) * | 1989-11-22 | 1992-05-20 | General Electric Company | Helical scan computed tomography |
| EP0430506A3 (en) * | 1989-11-22 | 1992-05-27 | General Electric Company | Reducing patient translation artifacts in tomographic imaging |
| EP0713677A1 (en) * | 1990-08-14 | 1996-05-29 | Picker International, Inc. | Imaging apparatus and methods |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6236708B1 (en) | 2D and 3D tomographic X-ray imaging using flat panel detectors | |
| US4168435A (en) | Method and apparatus for tomography wherein signal profiles derived from an out-fanning beam of penetrating radiation can be reconstructed into signal profiles each corresponding with a beam of parallel incident rays | |
| US4242583A (en) | X-ray imaging variable resolution | |
| NL1024854C2 (en) | Methods and device for calculating volumetric perfusion. | |
| JP4675869B2 (en) | Imaging system | |
| US5073911A (en) | Computerized tomographic apparatus | |
| JPH04505575A (en) | Cone-beam scanning trajectory method for 3D computed tomography data collection when objects are larger than the field of view | |
| CN103558240B (en) | A kind of scanister of imaging beam and method | |
| JPH04505068A (en) | Square-wave cone-beam scanning trajectory method for complete data acquisition in 3D computed tomography | |
| US4573179A (en) | Scanned projection radiography using high speed computed tomographic scanning system | |
| JPH03168124A (en) | Reforming of image obtained by computerized tomography for spiral scanning application | |
| US4754468A (en) | X-ray computed tomography system | |
| US5907592A (en) | Axially incremented projection data for spiral CT | |
| JPH0412969B2 (en) | ||
| NL8800321A (en) | Computerised tomography for medical diagnosis - combines rotary movement of X=ray yoke with axial movement of patient for spiral scan | |
| WO2021096945A1 (en) | Determining rotation axis from x-ray radiographs | |
| US5047931A (en) | Parallel computation of fan-beam back-projection reconstruction algorithm in computed tomography | |
| JPH0669451B2 (en) | Method and apparatus for creating tomographic image in spiral scanning | |
| JPH04198840A (en) | Ct apparatus | |
| GB1577641A (en) | X-ray system having a driving mechanism for an x-ray sourc and an x-ray detector | |
| JPH05317305A (en) | X ray ct device | |
| JPH0771941A (en) | Equipment and method for constructing three-dimensional image again | |
| US4682290A (en) | Method of reconstructing a high resolution image by tomodensitometry | |
| CA1126417A (en) | Method of and apparatus for generating improved reconstruction images in computerized tomography equipment | |
| US4053779A (en) | Method and apparatus for constructing models of body sections |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A1B | A search report has been drawn up | ||
| BV | The patent application has lapsed |