DE602004009359T2

DE602004009359T2 - Computertomograph und Verfahren zur Erzeugung von tomographischen Bildern

Info

Publication number: DE602004009359T2
Application number: DE602004009359T
Authority: DE
Inventors: Kotoko Morikawa; Akira Hagiwara
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2003-04-21
Filing date: 2004-04-16
Publication date: 2008-07-10
Anticipated expiration: 2024-04-17
Also published as: JP4056922B2; US20040208277A1; EP1470783B1; DE602004009359D1; US7324622B2; CN1539377A; EP1470783A1; KR20040091563A; JP2004313655A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Strahlen-Computertomographie-Vorrichtung (hierin nachfolgend als eine Strahlen-CT-Vorrichtung bezeichnet) und ein tomographisches Bild-Erzeugungsverfahren zum Berechnen eines tomographischen Bildes eines Objektes aus Strahlenprojektionsdaten von dem Objekt.
Bekannte Strahlen-CT-Vorrichtungen enthalten eine Röntgenstrahlen-CT-Vorrichtung, die beispielsweise Röntgenstrahlen als Strahlung verwenden. Bekannte Röntgenstrahlen-CT-Vorrichtungen enthalten eine Einrichtung, die mehrere Röntgenstrahlen-Detektoren aufweist, die in einer zweidimensionalen Art und Weise angeordnet sind. Die mehreren Röntgenstrahlen-Detektoren sind angeordnet, um eine Breite in einer Richtung entlang einer vorherbestimmten Achse bezogen auf das Objekt aufzuweisen. Da die Reihen der Röntgenstrahlen-Detektoren in der Achsenrichtung mit einer vorher bestimmten Breite gebildet sind, werden die Röntgenstrahlen-Detektoren, die auf eine zweidimensionale Art und Weise angeordnet sind, im Allgemeinen als ein Vielreihen- oder Vielfach-Detektor bezeichnet.
Eine bekannte Technik zum Rekonstruieren eines tomographischen Bildes verwendet die Vielfach-Detektoren in einem Kegel-BP (backprojection: BP)-Prozess. Auf die offengelegte japanische Patentanmeldung Nr. 202-336239 wird verwiesen.
Wenn der Kegel-BP-Prozess in der Röntgenstrahlen-CT-Vorrichtung verwendet wird, die die Vielfach-Detektoren aufweist, wird der Vielfach-Detektor einmal um eine Achse gedreht, da kegelförmige Röntgenstrahlen emittiert werden, die einen Fächerförmigen Querschnitt beispielsweise senkrecht zu der Achse haben. Die Röntgenstrahlen, die das Objekt durchqueren werden dann durch den Vielfach-Detektor detektiert, um dadurch einen in dem Objekt zu untersuchenden Bereich zu scannen. Nachdem ein Scan vervollständigt worden ist, wird der Vielfach-Detektor in der Achsenrichtung um einen vorher bestimmten Abstand verschoben und ein nächster Scan wird durchgeführt. Eine derartige Scan-Technik wird allgemein als ein axiales Scannen bezeichnet. Wenn die mehreren Reihen der Röntgenstrahlendetektoren in der Achsenrichtung liegen, kann eine Anzahl von tomographischen Bildern des Objektes, die zu der Anzahl von Reihen des Vielfach-Detektors gehören, in einem Scan erhalten werden.
Die Erzeugung eines tomographischen Bildes, das zu einer Reihe von den Röntgenstrahlen-Detektoren gehört, durch den Kegel-BP-Prozess verwendet nicht nur detektierte Daten, die durch diese Reihe der Röntgenstrahlen-Detektoren erhalten sind, sondern solche die von Röntgenstrahlen, die den zu untersuchenden Bereich durchqueren, die zu dem tomographischen Bild gehören und von den anderen Reihen des Röntgenstrahlen-Detektors detektiert sind. Durch eine derartige Steigerung der Menge der Daten zur Bilderzeugung, kann die Bildqualität des tomographischen Bildes um einiges verbessert werden.
In dem konventionellen Kegel-BP-Prozess jedoch, ist die Menge an detektierten Daten, die für die Bilderzeugung verwendbar werden, verringert, da tomographische Bilder erzeugt werden, die zu den Detektorreihen gehört, die an den Enden in der Achsenrichtung liegen. Folglich gibt es einen Bedarf, die Bildqualität weiter zu verbessern, insbesondere für tomographische Bilder, die zu den Detektorreihen an den Enden gehören.
Darüber hinaus wird ein tomographisches Bild erzeugt, dadurch, dass in dem konventionellen Kegel-BP-Prozess nur detektierte Daten verwendet werden, die in einem Scan um die Achse des Objekts akquiriert werden. Deshalb ist die Datenkontinuität in einem axialen Scan zwischen einem tomographischen Bild, das in einem Scan an einer Position in der Achsenrichtung akquiriert ist, und dem das in einem anderen Scan an einer anderen Position akquiriert ist, unzulänglich. Eine derartige unzulängliche Datenkontinuität führt zu solchen Nachteilen, dass es einen entgegen gesetzten Effekt auf die Bildqualität eines tomographischen Bildes hat, das durch eine multiplanare Reformation (multiplanar reformation: MPR) unter Verwendung mehrerer anderer tomographischer Bilder senkrecht zu der Achsenrichtung, die durch einen Kegel-BP-Prozess erhalten sind. Ein Beispiel der Nachteile ist es, eine unzureichende Glattheit oder Glätte in dem MPR-Bild, das durch die multiplanare Rerformation erhalten ist, in dem Banding-Artefakte in einem Bereich auftreten, der zu den Grenzen zwischen den Scans gehört.
Die US 6,539,074 beschreibt die Rekonstruktion der tomographischen Vielschichten-Bilder aus vier-dimensionalen Daten.
Die US 6,418,184 beschreibt eine helikale Reihenweise Gewichtung der Computertomographischen Bilder.
Die EP 0 569 238 beschreibt eine Bildrekonstruktionstechnik für eine Computertomographische Vorrichtung.
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Strahlen-Computertomographie-Vorrichtung (Strahlen-CT-Vorrichtung) zu schaffen, die die Bildqualität eines tomographischen Bildes verbessern kann und zwar an einer vorher bestimmten Bilderzeugungsposition in einer Achsenrichtung des Objektes in der tomographischen Bildrekonstruktion durch axiales Scannen. Es ist ebenfalls eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Erzeugungsverfahren für ein tomographisches Bild zur Verwendung in der Strahlen-CT-Vorrichtung zu schaffen, wobei das Verfahren die Bildqualität des tomographischen Bildes an einer Position der Bilderzeugung (Bilderzeugungsposition) verbessern kann.
Verschiedene Aspekte und Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden in den nachfolgenden Ansprüchen definiert.
Somit schafft die vorliegende Erfindung eine Strahlen-Computertomographie-Vorrichtung, die die Bildqualität eines tomographischen Bildes an einer vorher bestimmten Bilderzeugungsposition in der Achsenrichtung eines Objektes bei der Rekonstruktion eines tomographischen Bildes durch axiales Scannen verbessern kann. Die vorliegende Erfindung schafft ebenfalls ein Erzeugungsverfahren für ein tomographisches Bild zur Verwendung in der Strahlen-CT-Vorrichtung, wobei das Verfahren die Bildqualität eines tomographischen Bildes an einer Bilderzeugungsposition verbessern kann.
Weitere Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus der nachfolgenden Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung deutlich, wie diese in der nachfolgenden Zeichnung dargstellt sind, in der:
1 die Vorrichtungskonfiguration einer Ausführungsform einer Röntgenstrahlen-CT-Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt,
2 die Konfiguration der Hauptbereiche der in 1 gezeigten Röntgenstrahlen-CT-Vorrichtung darstellt,
3 ein Diagramm zur Erklärung des Verfahrens der Erzeugung von tomographischen Bildern in einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt, in der (a) eine Beziehung zwischen einem Röntgenstrahl und einem tomographischen Bild in einer Ebene, die die z-Achse enthält, zeigt, und in der (b) eine perspektivische Ansicht der tomographischen Bilder ist,
4 ein Diagramm zur Erklärung der Idee von 3(a) ist,
5 ein Diagramm zur Ableitung eines Bereiches ist, der eine Gewichtung von Null in einem tomographischen Bild aufweist,
6 eine Graphik der beispielhaften Variation der Gewichtung zeigt, in der (a) die Gewichtung zeigt, die in Abhängigkeit von der Entfernung auf der z-Achse der tomographischen Bilder variiert, die zu den Detektorreihen gehören, und (b) die Gewichtung zeigt, die in Abhängigkeit von der Entfernung in der Richtung der Richtung der z-Achse variiert,
7 eine Variation der Gewichtung in einem tomographischen Bild zeigt, in der (a) und (b) die Verteilungen der Gewichtung in der Differenz der tomographischen Bilder zeigen,
8(a) mehrere der kombinierten tomographischen Bilder in der yz-Ebene zeigt, die in der z-Richtung erzeugt sind, und 8(b) ein beispielhaftes MPR-Bild zeigt, das in der yz-Ebene unter Verwendung mehrerer kombinierter tomographischer Bilder erzeugt ist,
9 ein Ablaufdiagramm ist, das eine Ausführungsform eines Verfahrens zur Erzeugung tomographischer Bilder gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt,
10 ein Beispiel eines konventionellen MPR-Bildes zeigt.
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend in Bezug auf die nachfolgende Zeichnung beschrieben. Strahlung enthält in der vorliegenden Erfindung Röntgenstrahlen. Die nachfolgende Beschreibung wird für eine Röntgenstrahlen-CT-Vorrichtung als ein Beispiel für die Strahlen-CT-Vorrichtung durchgeführt.
Vorrichtungs-Konfiguration
1 zeigt die Vorrichtungs-Konfiguration einer Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung und 2 zeigt die Konfiguration eines Hauptbereichs in der Röntgenstrahlen-CT-Vorrichtung, die in 1 gezeigt ist. Die Röntgenstrahlen-CT-Vorrichtung 1, die in 1 gezeigt ist, ist eine Ausführungsform der Strahlen-Computertomographie-Vorrichtung in der vorliegenden Erfindung.
Wie dies in 1 gezeigt ist, weist die Röntgen-CT-Vorrichtung 1 gemäß der vorliegenden Erfindung eine Scan-Gantry 2, eine Bedienkonsole 3 und einen Bildgebungstisch 4 auf.
Die Scan-Gantry 2 weist eine Röntgenröhre 20, eine bewegbare Einheit oder Bewegungs-Einheit 21, einen Kollimator 22, ein Detektor-Array 23, ein Datenakquisitionssystem (data akquisition system: DAS) 24, eine Röntgenstrahlen-Steuereinrichtung 25, eine Kollimator-Steuereinrichtung 26, eine drehbare Einheit 27 und eine Dreh-Steuereinrichtung 28 auf.
Die Röntgenröhre 20 ist eine Ausführungsform der Strahlenerzeugungsröhre in der vorliegenden Erfindung und die bewegbare Einheit 21, die Dreh-Einheit 27 und die Dreh-Steuereinrichtung 28 enthalten eine Ausführungsform der Bewegungsmittel in der vorliegenden Erfindung.
Darüber hinaus sind die Röntgenröhre 20, die bewegbare Einheit 21, das Detektor-Array 23, die Dreh-Einheit 27 und die Dreh-Steuerungseinrichtung 28 eine Ausführungsform der die Strahlung detektierenden Einrichtung der vorliegenden Erfindung.
Wie dies in 2 gezeigt ist, ist die Röntgenstrahlen-Steuereinrichtung 25 mit der Röntgenröhre 20 und der die Röntgenröhre bewegenden Einheit 21 verbunden. Die Kollimaor-Steuereinrichtung 26 ist mit dem Kollimator 22 verbunden. Das Detektor-Array 23 ist mit dem DAS 24 verbunden und die Dreh-Steuereinrichtung 28 ist mit der Dreh-Einheit 27 verbunden.
Die Röntgenröhre 20 emittiert Röntgenstrahlen in Richtung auf den Kollimator 22 mit einer Intensität, die auf der Basis eines Steuersignals CTL251 von der Röntgenstrahlen-Steuereinrichtung 25 bestimmt ist.
Der Kollimator 22 modifiziert den Betrag der Emission der Röntgenstrahlen, die von der Röntgenröhre 20 emittiert werden, durch eine Anpassung des Grades der Öffnung einer Apertur 221 auf der Basis eines Steuersignals CTL261 von der Kollimator-Steuereinrichtung 26.
In der vorliegenden Ausführungsform wird der Grad der Anpassung der Öffnung der Apertur 221 so angepasst, dass die gesamte zwei-dimensionale Röntgenstrahlen-Detektionsfläche des Detektor-Arrays, das nachfolgend diskutiert werden wird, mit Röntgenstrahlen bestrahlt oder ausgeleuchtet wird.
Das Detektor-Array 23 weist mehrere Röntgenstrahlen-Detektoren auf, um eine zwei-dimensionale Matrix (Array) zu bilden, das i Spalten und j Reihen aufweist.
Jeder Röntgenstrahlen-Detektor ist beispielsweise aus einer Kombination eines Szintillators und einer Photodiode aufgebaut.
In der Richtung der Spalten sind ungefähr i = 1000 Röntgenstrahlen-Detektoren angeordnet, um eine Detektorreihe zu bilden. 2 zeigt das Detektor-Array 23, das lediglich beispielhaft acht Detektorreihen aufweist, beispielsweise j = 8. Die Detektorreihen sind darin und nachfolgend als Detektorreihen 1a, 2a, 3a und 4a nacheinander vom Zentrum nach rechts in der Richtung der Reihe des Detektor-Arrays 23, und als Detektorreihe 1b, 2b, 3b und 4b nacheinander vom Zentrum nach links bezeichnet.
Die mehreren Detektorreihen 1a–4a und 1b–4b sind zueinander angrenzend und parallel angeordnet.
Durch eine solche Anordnung der Röntgenstrahlen-Detektoren in einer Matrix wird allgemein eine zwei-dimensionale die Röntgenstrahlen detektierende Fläche 23S gebildet.
Wie dies in den 1 und 2 gezeigt ist, ist das Detektor-Array 23 in einem bestimmten Abstand von dem Kollimator 22 angeordnet. Der Abstand zwischen dem Kollimator 22 und dem Detektor-Array 23 bildet einen Röntgentrahlen-Emissions-Raum 29. Der Röntgenstrahlen-Emissions-Raum 29 nimmt ein Objekt 6 auf.
Das Detektor-Array 23 detektiert auf der Röntgenstrahlen-Detektionsfläche 23S die Intensität eines Röntgenstrahls 5, der von der Apertur 221 des Kollimators 22 emittiert wird und den Röntgenstrahlen-Emissionsraum 29 durchquert, wobei in letzterem das Objekt 6 aufgenommen ist.
Das DAS 24 nimmt die detektierten Daten der Röntgenstrahlenintensität von den einzelnen Röntgenstrahlen-Detektoren auf, die die Röntgenstrahlen-Detektionsfläche 23S bilden, auf der Basis eines Steuersignals CTL303 von der Bedienkonsole 3 und sendet die Daten an die Bedienkonsole 3. Die detektierten Daten, die von dem DAS 24 aufgenommen werden, werden manchmal als Rohdaten bezeichnet.
Das DAS 24 A-D (analog-nach-digital) konvertiert oder wandelt die Rohdaten um, und sendet diese an die Bedienkonsole 3.
Die Dreh-Einheit 27 dreht sich um eine vorher bestimmte Drehachse AX des Röntgenstrahlen-Emissions-Raumes 29 auf der Basis eines Steuersignals von der Dreh-Steuereinrichtung 28.
Die Dreh-Einheit 27 unterstützt die Röntgensröhre 20, die Bewegungs-Einheit 21, den Kollimator 22, das Detektor-Array 23, das DAS 24, die Röntgen-Steuereinrichtung 25 und die Kollimator-Steuereinrichtung 26 und dreht um die Drehachse AX durch Drehen der Dreh-Einheit 27, während die relative Positionsbeziehung zwischen diesen Komponenten beibehalten wird.
In der vorliegenden Ausführungsform sind die Detektorreihen indem Detektor-Array 23 entlang der Richtung der Drehachse AX angeordnet. Die Richtung der Drehachse AX, beispielsweise die Richtung der Anordnung der Detektorreihen 1a–4a und 1b–4b in Richtung des Detektor-Arrays 23 wird als eine z-Richtung definiert.
Die Röntgenröhre 20 und das Detektor-Array 23 sind so angeordnet, dass das Emissionszentrum der Röntgenstrahlen in der Röntgenröhre 20 nach dem Zentrum des Detektor-Array 23 in z-Richtung ausgerichtet ist.
Die Bewegungs-Einheit 21 bewegt die Röntgenröhre 20, den Kollimator 22 und das Detektor-Array 23 in der z-Richtung auf der Basis eines Steuersignals CTL252 von der Röntgen- Steuereinrichtung 25 während deren relative Positionsbeziehung beibehalten wird.
Das Objekt 6 ist auf den Bildgebungs-Tisch 4 gelegt. Die Position des Bildgebungs-Tisches 4 kann beispielsweise durch einen Motor geändert werden und der Bildgebungs-Tisch 4 trägt das Objekt 6 in den Röntgenstrahlen-Emissionsraum 29 als Reaktion auf ein Steuersignal CTL30b von der Bedien-Konsole 3. Das Objekt 6 wird so in den Raum 29 eingebracht, dass die Richtung der Körperachse des Objektes, die von dem Kopf zu den Zehen verläuft, beispielsweise nach der z-Richtung ausgerichtet ist.
Die Röntgen-Steuereinrichtung 25 gibt das Steuersignal CTL251 zur Steuerung der Röntgenstrahlenintensität aus, die von der Röntgenröhre 20 emittiert wird, und gibt das Steuersignal CTL252 zur Steuerung der Bewegungs-Einheit 21 auf der Basis eines Steuersignals CTL 301 von der zentralen Prozessoreinrichtung 30 in der Bedien-Konsole 3 aus, die nachfolgend diskutiert werden wird.
Die Röntgen-Steuereinrichtung 25 bewegt die Bewegungs-Einheit 21 in einem vorher definierten Abstand in der z-Richtung als Reaktion auf das Steuersignal CTL252.
Die Kollimator-Steuereinrichtung 26 steuert den Grad der Öffnung der Apertur 221 durch die Ausgabe des Steuersignals CTL261 an den Kollimator 22 als Reaktion auf ein Steuersignal CTL 302 von der Bedien-Konsole 3.
In der vorliegenden Ausführungsform wird der Grad der Anpassung der Apertur 221 so eingestellt, dass der Röntgenstrahl 5, der den Kollimator 22 durchquert, über die gesam te Röntgenstrahlen-Detektionsfläche 23S des Detektor-Arrays 23 emittiert wird.
Der Dreh-Steuereinrichtung 28 gibt ein Steuersignal an die Dreh-Einheit 27 auf der Basis eines Steuersignals CTL304 von der zentralen Prozessoreinrichtung 30 in die Bedien-Konsole 3 aus, um die Dreh-Einheit 27 um die Drehachse AX zu drehen.
In der vorliegenden Ausführungsform ist beispielsweise ein Scan durch das Detektor-Array 23 ausgeführt, das die Röntgenstrahlenintensität in allen Ansichten um die Drehachse AX während einer Drehung der Dreh-Einheit 27 an einer vorher bestimmten Position auf der Drehachse AX detektiert.
Wie dies in 1 gezeigt ist, weist die Bedien-Konsole 3 eine zentrale Bearbeitungs- oder Prozessor-Einrichtung 30, eine Eingabe-Einrichtung 31, eine Darstellungseinrichtung 32 und eine Speichereinrichtung 33 auf.
Die Eingabe-Einrichtung 31 akzeptiert eine Anweisungs-Eingabe von einem Benutzer oder Bediener zum Betreiben der Röntgenstrahlen-CT-Vorrichtung 1 und sendet die Anweisung an die zentrale Bearbeitungs-Einrichtung 30.
Die Speicher-Einrichtung 33 speichert verschiedene Arten von Programmen und Parameter, um die Röntgenstrahlen-CT-Vorrichtung 1 über die zentrale Bearbeitungs-Einrichtung 30 zu betreiben, und die Daten enthalten Bilddaten für ein CT-Bild.
Wie dies in 2 gezeigt ist, weist die zentrale Bearbeitung-Einrichtung 30 eine Steuerungs-Einheit 34, eine Re konstruktions-Einheit 36, eine Darstellungs-Einheit 38 und eine ein Bild rekonstruierende Einheit 40 auf.
Die Rekonstruktions-Einheit 36 ist eine Ausführungsform der Bild-Rekonstruktionsmittel und die das Bild rekonstruierende Einheit 40 ist eine Ausführungsform der das Bild rekonstruierenden Einheit 40 in einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
Die zentrale Bearbeitungs-Einrichtung 30 kann als eine einzige Hardwareeinheit oder als ein System, das mehrere angepasste und geeignete Hardwareeinheiten entsprechend der vorher erwähnten Komponenten aufweist, aufgebaut sein.
Die Steuerungs-Einheit 34 ist mit dem DAS 24, der Eingabe-Einrichtung 31, der Rekonstruktions-Einheit 36, der Darstellungs-Einheit 38, der Röntgenstrahlen-Steuereinrichtung 25, der Kollimator-Steuereinrichtung 26, der Dreh-Steuereinrichtung 28 und dem Bildgebungs-Tisch 4 verbunden.
Die Rekonstruktions-Einheit 36 ist ferner mit der Darstellungs-Einheit 38 und der Bild-Rekonstruktion-Erzeugungs-Einheit 40 verbunden, und die Darstellungs-Einheit 38 und die Bild-Rekonstruktions-Erzeugungs-Einheit 40 sind miteinander verbunden.
Die Speicher-Einrichtung 33 ist auf geeignete Art und Weise durch die Komponenten der zentralen Bearbeitungs-Einrichtung 30 zugeordnet.
Die Steuer-Einheit 34 gibt das Steuersignal CTL30b an den Bildgebungs-Tisch 4 aus, um das Objekt 6 in den Röntgen-Emissions-Raum 29 zu verlagern.
Die Steuer-Einheit 34 gibt Steuersignale CTL30b an die Gantry 2 aus auf der Basis einer Anweisungseingabe durch den Bediener über die Eingabe-Einrichtung 31 zur Akquirierung der detektierten Daten zur Verwendung bei der Erzeugung eines tomographischen Bildes des Objekts 6 als ein CT-Bild, und veranlasst die Gantry 2 einen Scan auf dem Objekt durchzuführen. Das Steuersignal CTL30a von der Steuer-Einheit 34 enthält die Steuersignale CTL301, 302, 303 und 304.
Die Steuer-Einheit 34 empfängt die detektierten Daten, die durch das DAS 24 in einem Scan detektiert werden.
Die Rekonstruktions-Einheit 36 rekonstruiert ein tomographisches Bild eines Bereichs, das an einem Objekt 6 ausgeführt wird auf der Basis der detektierten Daten, die über die Steuer-Einheit 34 erhalten werden.
Ein Beispiel eines Scans des Objekts 6 durch die Scan-Gantry 2 über die Steuer-Einheit 34 und der Erzeugung eines tomographischen Bildes des Objekts 6 durch die Rekonstruktions-Einheit 36 wird später genauer beschrieben werden.
Die Bild-Rekonstruktions-Erzeugungs-Einheit 40 führt eine multiplanare Reformation auf der Basis der tomographischen Bilddaten, die durch die Rekonstruktions-Einheit 36 erzeugt sind, als Reaktion auf eine Anweisung von der Steuer-Einheit 34 über die Rekonstruktions-Einheit 36 durch, und erzeugt ein tomographisches Bild in einer Richtung, die verschieden von der für das tomographische Bild ist, das durch die Rekonstruktions-Einheit 36 erzeugt ist.
Die Darstellungs-Einheit 38 stellt das tomographische Bild auf der Darstellungs-Einheit 32 als Antwort auf ein Anweisungssignal von der Steuer-Einheit 34 dar, das durch die Rekonstruktions-Einheit 36 erzeugt ist und/oder das durch die Bildrekonstruktions-Erzeugungs-Einheit 40 erzeugt ist.
Tomographische Bild-Erzeugung
Nachfolgend wird ein Scan in einem Bereich auf das Objekt 6 durch die Scan-Gantry 2 ausgeführt und die Erzeugung des tomographischen Bildes auf der Basis der detektierten Daten, die in dem Scan akquiriert sind, wird nachfolgend genauer beschreiben.
3 ist ein Diagramm zur Erklärung eines Verfahrens zur Erzeugung eines tomographischen Bildes in der vorliegenden Ausführungsform, in der (a) eine Beziehung zwischen einem Röntgenstrahl und einem tomographischen Bild in einer Ebene zeigt, die eine z-Achse enthält, und (b) eine perspektivische Absicht von mehreren tomographischen Bildern zeigt.
4 ist ein Diagramm zur Erklärung der Idee von 3(a). Folglich wird 4 nachfolgend als erstes erklärt.
Wie vorstehend diskutiert wurde, drehen sich die Röntgenröhre 20 und das Detektor-Array 23 um die Drehachse AX. In 4 ist die Drehachse AX als die z-Achse definiert.
Darüber hinaus ist in 4 die Anfangsposition der Röntgenröhre 20 als die 0°-Richtung definiert und die Position der Röntgenröhre 20 nach der Drehung von der Anfangsposition durch 180° um die z-Achse als die 180°-Richtung. Darüber hinaus ist die y-Richtung so definiert, dass die Ebene, die 0°- und 180°-Richtungen enthält, die yz-Ebene ist. Die x-Richtung ist definiert als die Richtung, die senkrecht zu der Zeichenebene von 4 ist.
In der vorliegenden Ausführungsform veranlasst die Steuer-Einheit 34 die Scan-Gantry 2 das Scanning durchzuführen, das allgemein als ein axiales Scanning bezeichnet wird, in dem ein Scan an einer vorher bestimmten Position durchgeführt wird, die um einen vorher bestimmten Abstand entlang der z-Achse verschoben wird. In 4 ist ein Fall gezeigt, bei dem zwei Scans durchgeführt werden.
Die Steuer-Einheit 34 gibt das Steuersignal CTL301 an die Röntgenstrahlen-Steuereinrichtung 25 aus, um Röntgenstrahlen von der Röntgenröhre 20 zu emittieren. Die Steuer-Einheit 34 gibt ebenfalls das Steuersignal CTL302 an die Kollimator-Steuereinrichtung 22 so aus, dass alle der Röntgendetektorreihen 1a–4a und 1b–4b mit einem Röntgenstrahl bestrahlt werden. In der vorliegenden Ausführungsform wird ein Röntgenstrahl allgemein als ein Fächerstrahl bezeichnet, der eine Fächerförmige Querschnittsgestalt in der yz-Ebene aufweist, die auf das Detektor-Array projiziert wird, wie dies in 4 gezeigt ist.
Unter dieser Bedingung gibt die Steuer-Einheit 34 das Steuersignal CTL304 an die Dreh-Steuereinrichtung 28 aus, was die Dreh-Einrichtung 27 veranlasst zu drehen und einen Scan durchzuführen, und gibt das Steuersignal CTL303 an das DAS 24 zum Aufnehmen der detektierten Daten aus, die durch das Detektor-Array 23 aufgenommen sind.
Folglich werden die detektierten Daten, beispielsweise die Rohdaten, in allen Ansichten um die z-Achse durch das DAS 24 aufgenommen. Die Rohdaten gehören zu Röntgenstrahlen-Projektionsdaten für einen zu untersuchenden Bereich.
Der Rekonstruktions-Einheit 36 wendet den Rückprojektions-Prozess auf die Rohdaten an, um ein tomographisches Bild des zu untersuchenden Bereichs zu rekonstruieren.
Wenn die Rohdaten jedoch in der Rückprojektion so wie sie sind verwendet werden, leidet das rekonstruierte tomographische Bild unter Verzerrung oder Rauschen. Folglich bearbeitet der Rekonstruktions-Abschnitt 36 die Rohdaten durch Anwenden der FFT (Fast Fourier Tranformation: FFT), auf die Rohdaten, um die Daten in solche in der Frequenzdomäne zu transformieren, wendet das Filtern zur Reduzierung der Verzerrung oder des Rauschens an und erneuert dann das ursprüngliche Format der Rohdaten durch die IFFT (Inverse Fast Fourier Transformation: IFFT).
Die Rekonstruktions-Einheit 36 wendet die Rückprojektion auf die bearbeiteten Rohdaten an, um ein tomographisches Bild zu rekonstruieren.
Die Rekonstruktions-Einheit 36 rekonstruiert tomographische Bilder, die senkrecht zu der Drehachse AX bei der jeweiligen Positionen liegen, bei der ein Röntgenstrahl von der Röntgenröhre 20 emittiert wird, und auf die Detektorreihen 1a–4a und 1b–4b trifft, die die Drehachse AX schneiden.
Beispielsweise stellt das in 4 gezeigte tomographische Bild I14b ein tomographisches Bild des zu untersuchenden Bereichs dar, an einer senkrechten Position an der ein Röntgenstrahl 10_4b von der 0°-Richtung in Richtung einer Detektorreihe 4b, die in 180°-Richtung liegt, und ein Rönt genstrahl 18_4b von der 180°-Richtung in Richtung einer Detektorreihe 4b, die in 0°-Richtung liegt, die Drehachse AX in einem ersten Scan schneidet. Auf ähnliche Art und Weise stellt das tomographische Bild I14a ein tomographisches Bild des zu untersuchenden Bereichs dar, an einer senkrechten Position, an der die Röntgenstrahlen 10_4a und 18_4a von der jeweiligen 0°- und 180°-Richtungen, die auf eine Detektorreihe 4a treffen, die Drehachse AX in dem ersten Scan schneidet.
Von der vorhergehenden Beschreibung ist erkennbar, dass acht tomographische Bilder erhalten werden, die zu den Detektorreihen 1a–4a und 1b–4b in einem Scan in der vorliegenden Ausführungsform gehören.
Nachdem der eine Scan vervollständigt ist, gibt die Steuer-Einheit 34 das Steuersignal CTL301 an die Röntgen-Steuereinrichtung 24 aus, um die Röntgenröhre 20, den Kollimator 22 und das Detektor-Array 23 an einem Abstand Pt in der z-Richtung zu bewegen. Nach der Bewegung durch die Bewegungs-Einheit 21 in z-Richtung, gibt die Steuer-Einheit 34 die Kontrollsignale CTL304 und CTL303 jeweils an die Dreh-Steuereinrichtung 28 und das DAS 24 aus, um einen zweiten Scan durchzuführen.
Die Steuer-Einheit 34 veranlasst folglich die Scan-Gantry 2 ein axiales Scannen zu erreichen.
Die tomographischen Bilder I24b und I24a in 4 stellen tomographische Bilder an Positionen dar, die jeweils zu den Detektorreihen 4b und 4a in dem zweiten Scan gehören.
Der Abstand Pt ist so vorher bestimmt, dass der Abstand zwischen den tomographischen Bildern nahe einer Grenze zwischen Scans liegt, die innerhalb eines bestimmten Bereichs fallen. Insbesondere fällt beispielsweise der Abstand zwischen den tomographischen Bildern I14a und I24b innerhalb eines bestimmten Bereiches.
Wie dies vorstehend beschrieben ist, werden die tomographischen Bilder, die zu den Detektorreihen 1a–4a und 1b–4b gehören, mit dem Zentrum der tomographischen Bilder, das an der Drehachse AX liegt, rekonstruiert und erzeugt.
3(a) ist eine Variante von 4, die intuitiv zeigt, zu welcher Detektorreihe ein tomographisches Bild gehört, in welcher Zeichnung die Detektorreihen 1a–4a und 1b–4b auf der Drehachse AX, die mit der z-Achse koinzidiert, dargestellt sind. Die Positionsbeziehung zwischen der Röntgenröhre 20 und den x-, y- und z-Achsen ist dieselbe wie in 4.
In der vorliegenden Ausführungsform ist der Abstand Pt so bestimmt, dass die Detektorreihe 4b in dem zweiten Scan von der Detektorreihe 4a in dem ersten Scan fortgeführt wird, wie dies in 3(a) gezeigt ist. Der Zweck hiervon ist, dass der Abstand zwischen den tomographischen Bildern an den ersten und den zweiten Enden der Scans ungefähr gleich zu dem zwischen anderen tomographischen Bildern ist, und der größt mögliche Ausdehnung kann bildgebend in z-Richtung in jedem Scan dargestellt werden, um die Bildgebungszeit zu verringern.
In 3(a) ist dargestellt, wenn ein Röntgenstrahl von der Röntgenröhre 20 emittiert wird, und eine bestimmte Detektorreihe durchquert, die in 3(a) dargestellt ist, bedeutet dies, dass der Röntgenstrahl genau in die Detektorreihe eintritt, die an einer Position über der Drehachse AX liegt. Beispielsweise tritt in einem ersten in 3(a) gezeigten Scan ein Röntgenstrahl 10_4a, der gezeigt ist, als dass dieser die Detektorreihe 4a auf der Drehachse AX aus der 0°-Richtung durchquert, in die Detektorreihe 4a ein, die in 180°-Richtung liegt.
Deshalb ist erkennbar, zu welcher Detektorreihe ein tomographisches Bild auf der Drehachse AX gehört, durch die Darstellung der Detektorreihen 1a–4a und 1b–4b auf der Drehachse AX erkannt werden kann.
Es soll beispielsweise der Fall betrachtet werden, in dem ein tomographisches Bild in der Detektorreihe, die in 3(a) gezeigt ist, erzeugt wird.
Kurz gesagt werden in der vorliegenden Ausführungsform, Bilddaten für tomographische Bilder I14a und I15b an einer Position, die zu der Detektorreihe 4a gehört, wie dies in 3(b) gezeigt ist, zuerst auf der Basis von detektierten Daten in dem ersten und zweiten Scan rekonstruiert. Dann werden die resultierenden Bilddaten der tomographischen Bilder I14a und I15b kombiniert, um Bilddaten für ein endgültiges tomographisches Bild Ie4a an der Position zu erzeugen, die zu der Detektorreihe 4a gehört.
3(b) zeigt, das die tomographischen Bilder I14a, Ie4a und I15b, die in den jeweiligen Ebenen parallel zu der xy-Ebene liegen, und die Pixel Pe4a, Pe und Pe5b in den tomographischen Bildern I14a, Ie4a und I15b gehören zu dem zu untersuchenden Bereich an derselben Position.
Die Datenerzeugung für das tomographische Bild Ie4a wird nachfolgend genauer beschrieben.
Zuerst soll die Datenrekonstruktion durch die Rekonstruktions-Einheit 36 für das tomographische Bild I14a unter Verwendung der detektierten Daten in dem ersten Scan betrachtet werden. Wie deutlich aus 3(a) ersichtlich ist, ist beispielsweise in der yz-Ebene ein zu untersuchender Bereich den die Röntgenstrahlen 10_4a durchqueren, die gegenwärtig durch die Detektorreihe 4a detektiert werden, ein Punkt Ct auf der Drehachse AX.
Deshalb rekonstruiert die Rekonstruktions-Einheit 36 das tomographische Bild I14a, das zu der Detektorreihe 4a gehört, durch den Kegel-BP-(Rückprojektions)-Prozess. In dem ersten Scan beispielsweise, wird ein Röntgenstrahl 18_3a, der den zu untersuchenden Bereich an einer Position durchquert, die zu dem Pixel Pe in den 3(a) und (b) gehört, durch die Detektorreihe 3a detektiert. Die Rekonstruktions-Einheit 36 rekonstruiert Bilddaten eines Pixels Pe4a, die denselben zu untersuchende Bereich repräsentieren, wie der des Pixel Pe in dem tomographischen Bild I14a unter Verwendung der detektierten Daten, die durch die Detektorreihe 3a akquiriert sind.
Darüber hinaus werden Bilddaten von Pixel, die zu dem Punkt Ct durch den Pixel Pe4a in dem tomographischen Bild I14a gehören, rekonstruiert auf der Basis von Rohdaten, die beispielsweise von den Detektorreihen 4a und 3a in dem ersten Scan erhalten werden.
Durch einen solchen Kegel-BP-Prozess rekonstruiert die Rekonstruktions-Einheit 36 Bilddaten für das tomographische Bild I14a.
Die Rekonstruktions-Einheit 36 rekonstruiert ebenfalls das tomographische Bild, das zu der Detektorreihe 4a gehört, unter Verwendung der detektierten Daten in dem zweiten Scan, wie auch in dem ersten Scan. An diesem Ende wird angenommen, dass eine imaginäre Detektorreihe 5b benachbart zu dem Ende des Detektor-Array 23 gehört, die an der zweiten Scanposition auf der Seite am nächsten zum ersten Scan liegt, wie dies in 3(a) gezeigt ist. Die Rekonstruktions-Einheit 36 rekonstruiert das tomographische Bild I15b, das zu der Detektorreihe 5b gehört.
Dies bedeutet, dass das tomographische Bild, das zu der Detektorreihe 4a in dem ersten Scan gehört, ebenfalls unter Verwendung von detektierten Daten in dem zweiten Scan rekonstruiert wird, da die Position der Detektorreihe 5b dieselbe ist, wie der Detektorreihe 4a in dem ersten Scan.
Die äußersten Röntgenstrahlen in dem zweiten Scan sind die Röntgenstrahlen 20_4b und 28_4b und es gibt keinen Röntgenstrahl, der den schraffierten Bereich Ae an einer Position durchquert, die zu der Detektorreihe 5b gehört, und folglich können dort keine detektierten Daten erhalten werden. Folglich extrapoliert die Rekonstruktions-Einheit 36 die detektierten Daten beispielsweise von der Detektorreihe 4b, und rekonstruiert Bilddaten von Pixel, die zu dem Bereich Ae in dem tomographischen Bild I15b gehören. Für andere Bereiche werden Bilddaten rekonstruiert unter Verwendung von detektierten Daten von den Detektorreihen 1b–4b und der davon interpolierten Daten.
Die Rekonstruktions-Einheit 36 rekonstruiert folglich Daten für das tomographische Bild I15b durch den Kegel-BP-Prozess unter Verwendung der detektierten Daten in dem zweiten Scan.
Nach dem Rekonstruieren und Erhalten der Bilddaten für die tomographischen Bilder I14a und I15b, kombiniert die Rekonstruktions-Einheit 36 die Bilddaten der tomographischen Bilder I14a und I15b auf einer Pixel zu Pixel-Basis. Beispielsweise werden die Bilddaten für das tomographische Bild I14a und die für das tomographische Bild I15b gemittelt, und die resultierenden Bilddaten werden als kombinierte Bilddaten verwendet. Die Rekonstruktions-Einheit 36 erzeugt letztendlich ein kombiniertes tomographisches Bild Ie4a an einer Position, die zu der Detektorreihe 4a gehört, auf der Basis der kombinierten tomographischen Bilddaten, die durch das Kombinieren erzeugt werden. Wenn eine Anweisung ein CT-Bild darzustellen an einer Position, die zu der Detektorreihe 4a gehört, durch den Bediener eingegeben wird, wird das kombinierte tomographische Bild Ie4a auf der Darstellungs-Einrichtung 32 durch die Steuerungs-Einrichtung 34 über die Darstellungs-Einheit 38 dargestellt.
Wie vorstehend beschrieben wurde, werden in der vorliegenden Ausführungsform Daten für ein tomographisches Bild erzeugt unter Verwendung von detektierten Daten in mehreren Scans an verschiedenen Positionen entlang der z-Richtung. Beispielsweise wird der Pixel Pe in dem kombinierten tomographischen Bild Ie4b, das in der vorliegenden Ausführungsform rekonstruiert ist, aus Daten des Röntgenstrahls 18_3a, der in dem ersten Scan die Detektorreihe 3a durchquert hat, und Daten des Röntgenstrahls 28_4b2, der die De tektorreihe 4b in dem zweiten Scan durchquert hat. Folglich ist die Bildqualität des Pixel Pe größer als die des Pixel Pe4a, der in dem konventionellen Kegel-BP-Prozess lediglich unter Verwendung von Daten des Röntgenstrahls 18_3a rekonstruiert wurde. Wie aus der vorangegangenen Beschreibung deutlich geworden ist, ist die Bildqualität des kombinierten tomographischen Bildes, das gemäß der vorliegenden Ausführungsform erhalten ist, größer als die eines tomographischen Bildes, das durch einen konventionellen Kegel-BP-Prozess erhalten ist.
Darüber hinaus werden in der vorliegenden Ausführungsform Bilddaten eines kombinierten tomographischen Bildes durch Hinzufügen von Bilddaten von tomographischen Bildern erhalten, die in mehreren Scans erzeugt werden, eher als durch Kombinieren von Rohdaten, die durch das Detektor-Array 23 akquiriert werden. Folglich werden die FFT oder andere Rekonstruktions-Prozesse nicht bei der Erzeugung des kombinierten tomographischen Bildes benötigt, und die Rechnerzeit wird reduziert. Zusätzlich kann das kombinierte tomographische Bild leicht erhalten werden.
Da das Detektor-Array 23 mit einem Fächerstrahl bestrahlt wird, ist die Menge der detektierten Daten, die bei der Rekonstruktion verwendbar werden, kleiner in dem tomographischen Bild, das zu der äußeren Detektorreihe in jedem Scan gehört. Folglich ist der Effekt des verbesserten Bildes in einem kombinierten tomographsichen Bild größer, das zu der mehr peripheren Detektorreihe des Detektor-Array 23 in der z-Richtung gehört, da der Anteil der verwendbaren Daten größer ist als in der konventionellen Technik.
Gewichtungs-Bestimmungs-Verfahren
In der vorangegangenen Beschreibung werden kombinierte Bilddaten durch Mittelung der tomographischen Bilddaten erzeugt, die in mehreren Scans akquiriert werden. Die Bildqualität kann jedoch weiter verbessert werden durch geeignete Gewichtung der Daten für mehrere tomographische Bilder zur Verwendung in der Kombination, in Abhängigkeit von der Position des kombinierten tomographischen Bildes in der z-Richtung oder der Position von Pixeln in dem kombinierten tomographischen Bild, und die Kombination derartiger Daten für die mehreren tomographischen Bilder. Die nachfolgende Beschreibung wird gemacht für ein Verfahren der Bestimmung der Gewichtung, die den Daten für mehrere der tomographischen Bilder zugeordnet ist.
Es soll die Rekonstruktion der tomographischen Bilddaten an einer Position in Betracht gezogen werden, die beispielsweise zu der Detektorreihe 4a in 3(a) gehört. Zur Vereinfachung werden ein Pixel an dem Punkt Ct und ein Pixel Pe in 3(a) betrachtet. Der Pixel Pe wird in dem kombinierten tomographischen Bild Ie4a durch Kombinieren des Pixel Pe4a in dem tomographischen Bild I14a in dem ersten Scan und des Pixel Pe5b in dem tomographischen Bild I15b in dem zweiten Scan erzeugt.
In dem ersten Scan und für dem zu untersuchenden Bereich, der zu dem Punkt Ct gehört, gibt es detektierte Daten durch zwei Röntgenstrahlen, beispielsweise den Röntgenstrahl 10_4a aus der 0°-Richtung und den Röntgenstrahl 18_4a aus der 180°-Richtung und deshalb kann ein Pixel, der zu dem Punkt Ct gehört, mit hoher Genauigkeit rekonstruiert werden.
In dem ersten Scan und für den zu untersuchenden Bereich, der zu dem Pixel Pe4a gehört, gibt es keinen Röntgenstrahl, der aus der 0°-Richtung kommt, und nur die detektierten Daten durch den Röntgenstrahl 18_3a aus der 180°-Richtung sind verfügbar; deshalb ist es schwierig den Pixel Pe4a mit hoher Genauigkeit zu rekonstruieren.
In dem zweiten Scan und für den zu untersuchenden Bereich, der zu dem Punkt Ct gehört, gibt es keinen Röntgenstrahl, der aus der 0°- oder 180°-Richtung kommt, und der Pixel, der zu dem Punkt Ct gehört, kann nicht unter Verwendung der aktuellen detektierten Daten durch die Röntgenstrahlen rekonstruiert werden, die den Punkt Ct durchqueren.
In dem zweiten Scan und für den zu untersuchenden Bereich, der zu dem Pixel Pe5b gehört, gibt es keinen Röntgenstrahl, der aus der 0°-Richtung kommt, und nur die detektierten Daten durch den Röntgenstrahl 28_4b2 aus der 180°-Richtung sind verfügbar; deshalb ist es schwierig den Pixel Pe5b mit großer Genauigkeit zu rekonstruieren.
Folglich ist deutlich geworden, dass die Gewichtung, die zu Daten zugeordnet ist, für ein tomographisches Bild, das in jedem Scan akquiriert ist, bevorzugt abhängig von den Entfernungen von der z-Achse geändert ist, um so die Bildqualität des kombinierten Bildes zu verbessern.
Besonders in einem tomographischen Bild, das zu der imaginären Detektorreihe gehört, gibt es einen Bereich, der keine verfügbaren Daten der Röntgenstrahlen aufweist, die aktuell den zu untersuchenden Bereich durchqueren, und die Gewichtung für den Bereich muss Null sein. Beispielsweise wird die Gewichtung auf dem tomographischen Bild I15b für den schraffierten Bereich Ae in 3(a) auf Null gesetzt.
In der nachfolgenden Beschreibung werden die Dimensionen des Bereiches für den die Gewichtung in dem tomographischen Bild auf Null gesetzt wird, die zu der imaginären Detektorreihe gehören, aktuell in Bezug auf 5 abgeleitet.
5 ist ein Diagramm zur Ableitung des Bereiches für den die Gewichtung auf Null gesetzt wird und ist im Wesentlichen derselbe wie in 3(a). Folglich werden ähnliche Bereiche durch ähnliche Symbole bezeichnet, und die genauere Beschreibung hiervon wird weggelassen.
Wie dies in 5 gezeigt ist, wird der Abstand auf der z-Achse von dem Zentrum der Emission der Röntgensröhre 20 in dem ersten Scan, das auf die z-Achse projiziert ist, zu einem zu erzeugenden kombinierten tomographischen Bild, als d1 bezeichnet. Darüber hinaus ist der Abstand von der z-Achse von dem Emissionszentrum der Röntgenröhre 20 in dem zweiten Scan, der auf die z-Achse projiziert ist, in dem zu erzeugenden kombinierten tomographischen Bild als d2 definiert.
Darüber hinaus ist der Abstand von dem Emissionszentrum der Röntgensröhre 20 auf die z-Achse als L definiert.
Die Abstände d1, d2 und L können geometrisch von der Vorrichtungskonfiguration der Scan-Gantry 2 bestimmte werden. Diese Entfernungswerte werden beispielsweise in der Speicher-Einrichtung 33 gespeichert.
Es soll nachfolgend das Dreieck Imn und das Dreieck nop in 5 betrachtet werden. Die Länge der Seite np in dem Dreieck nop ist d1. Deshalb beträgt die Länge der Seite mit in dem Dreieck Imn(d2 – d1). Da das Dreieck Imn ähnlich dem Dreieck nop ist, kann die Länge der Seite Im in dem Dreieck Imn aus dem Verhältnis zwischen den Seiten gefunden werden, beispielsweise ist die Länge [L(d2 – d1)/d1]. Die Rekonstruktions-Einheit 36 ordnet die Daten der Abstände d1 und d2 und des Abstandes L in der Speicher-Einrichtung 33 zu, die zu der Position in der z-Richtung des zu erzeugenden kombinierten tomographischen Bildes gehört, und berechnet die Länge der Seite Im. Die Länge der Seite Im ist der Abstand r0 von der z-Achse, bei der die Gewichtung in einem tomographischen Bild auf Null gesetzt wird, das zu der imaginären Detektorreihe gehört.
Für den Bereich, der eine Gewichtung von Null in dem tomographischen Bild aufweist, das zu dem imaginären Detektorreihe gehört, wird die Gewichtung, die zu den tomographischen Bilddaten zugeordnet wird, die zu anderen Detektorreihen zur Verwendung bei der Erzeugung des tomographischen Bildes gehören, auf Eins gesetzt.
Für einen Bereich, der einen Abstand r größer als der Abstand r0 von der z-Achse in dem kombinierten tomographischen Bild aufweist, sind die Gewichtungen, die zu Daten für die tomographischen Bilder zugeordnet sind, die in den Scans rekonstruiert werden, geeignet mit dem Abstand r geändert.
Darüber hinaus, da der Abstand r0 eine Funktion der Abstände d1 und d2 ist, werden die Gewichtungen, die Daten für die tomographischen Bilder zugeordnet sind, die in den Scans rekonstruiert sind, bevorzugt ebenfalls mit der Position des zu rekonstruierenden tomographischen Bildes in der z-Richtung zur Verbesserung der Bildqualität geändert.
Wie dies nachfolgend beschrieben wird, wird in der vorliegenden Ausführungsform die Gewichtung, die den Bilddaten zugeordnet ist, für jedes tomographische Bild mit der Position in der z-Richtung des tomographischen Bildes geändert, das in jedem der mehreren Scans rekonstruiert wird, und mit dem Abstand in dem tomographischen Bild von der z-Achse.
6 ist eine Graphik, die beispielhafte Variation der Gewichtung zeigt, in der (a) die Variation der Gewichtung in Abhängigkeit von dem Abstand von dem Punkt Ct auf der z-Achse für ein tomographisches Bild zeigt, das zu jeder Detektorreihe gehört, und (b) in ist die Variation der Gewichtung in Abhängigkeit von der Entfernung in der z-Richtung gezeigt.
In 6(a) stellt die horizontale Achse den Abstand r von dem Punkt Ct auf der z-Achse dar, und die vertikale Achse stellt den Anteil de Gewichtung dar.
Darüber hinaus, sind die beispielhaften Gewichtungen w1a – w4a gezeigt, die zu den tomographischem Bildern zugeordnet sind, die zu den Detektorreihen 1a–4a gehören, und eine Gewichtung, die zu dem tomographischen Bild I15b zugeordnet ist, das zu der Detektorreihe 5b gehört.
Wie vorstehend diskutiert ist, ist die Gewichtung w5b Null bis zu dem Abstand r0. Die Gewichtung w5b steigt an, beispielsweise auf 0.5, wenn der Abstand r von dem Abstand r0 ansteigt.
Die Gewichtung w4a ist Eins bis zu dem Abstand r0 und steigt an, beispielsweise auf 0.5, wenn der Abstand r von dem Abstand r0 ansteigt.
Die Gewichtung, die Daten zugeordnet ist, für jedes tomographische Bild an derselben Position in der z-Richtung, ist folglich so gesetzt, dass die Summe Eins ist.
Darüber hinaus können in einem tomographischen Bild, das beispielsweise zu der Detektorreihe 1a gehört, nahe dem zentralen Bereich des Detektor-Arrays 23 in der z-Richtung, alle Pixel unter Verwendung der aktuellen Daten rekonstruiert werden, die durch einen Röntgenstrahl detektiert werden, der das Objekt durchquert, das zu den Pixel gehört. Folglich ist die Gewichtung w1a durchgängig auf Eins gesetzt, die Daten für das tomographische Bild zugeordnet ist, das zu der Detektorreihe 1a gehört, wie dies in 6(a) gezeigt ist.
Wie für die Gewichtungen w2a und w3a, ist die Gewichtung w2a, die der inneren Detektorreihe 2a in dem Detektor-Array 23 zugeordnet wird, über einen größeren Bereich als die Gewichtung w3a auf Eins gesetzt, die zu der äußeren Detektorreihe 3a zugeordnet ist. Darüber hinaus ist die Gewichtung w2a größer als die Gewichtung w3a, und beide werden von Eins verringert, wenn der Abstand r zunimmt.
6(b) zeigt einen Graphen, in dem die Gewichtungen w1a – w4a mit dem konstanten Abstand r = re in 6(a) graphisch dargestellt sind. In 6(b) stellt die horizontale Achse den Abstand d1 von dem Emissionszentrum der Röntgenröhre 20 auf der z-Achse dar, die in die Position der Detektorreihe 1a–4a übersetzt ist, und die vertikale Achse stellt den Anteil oder Betrag der Gewichtung dar.
Wie dies in 6(b) gezeigt ist, tendieren die Gewichtungen dazu, für die äußeren Detektorreihen in dem Detektor-Array 23 anzusteigen. Dies ist der Fall, das die Anzahl der Pixel, die rekonstruiert werden können, die direkt die detektierten Röntgenintensitätsdaten verwenden, kleiner ist für ein tomographisches Bild, das zu den äußeren Detektorreihe gehört.
Die Gewichtung für individuelle Pixel in dem tomographischen Bild wird beispielsweise konzentrisch von der Drehachse AX im Zentrum geändert, wie dies in 7 gezeigt ist. Dies ist der Fall, da die Röntgenemission konzentrisch in der xy-Ebene variiert, die um die Drehachse AX zentriert ist, da die Röntgenröhre 20 sich um die Drehachse AX um 360° dreht.
In 7(a) ist eine Variation der Gewichtung in dem tomographischen Bild I14a gezeigt, das zu der Detektorreihe 4a gehört und (b) zeigt eine Variation der Gewichtung in dem tomographischen Bild I13a, das zu der Detektorreihe 3a gehört.
In 7(a) und (b) ist die Verteilung der Gewichtungen w4a und w3a, die zu Pixeln in den tomographischen Bildern I14a und I13a zugeordnet ist, die konzentrisch dazwischen variieren, beispielsweise zwischen 1 und 0.5 um die Drehachse AX zentriert, wie dies vorstehend beschreiben ist.
Darüber hinaus, variiert die Größe der konzentrischen Kreise mit dem Abstand in der z-Richtung, die die Verteilung von jeder Gewichtung anzeigt. Wie vorstehend diskutiert wurde, hat ein tomographisches Bild, das zu der inneren Detektorreihe in dem Detektor-Array 23 gehört, einen größeren Ereich, der unter Verwendung der aktuell detektierten Daten rekonstruiert werden kann. Folglich ist die Fläche der größeren Gewichtung größer in dem tomographischen Bild I13a, als in dem tomographischen Bild I14a. Beispielsweise ist der Radius r0, der eine Fläche definiert, die eine Gewichtung von Eins aufweist, größer in dem tomographischen Bild I13a, als in dem tomographischen Bild I14a.
Eine Karte der Daten der Gewichtung, die konzentrisch definiert sind, die zu der Detektorreihe gehören, wie dies vorstehend beschrieben ist, wird beispielsweise in der Speicher-Einheit 33 gespeichert. Wenn die kombinierten tomographischen Daten berechnet werden, ordnet die Rekonstruktions-Einheit 36 die Karte, die in der Speicher-Einheit 33 gespeichert ist, zu der Gewichtung an einer Position des zu erzeugenden kombinierten tomographischen Bildes für die Verwendung in der Kombination zu. Die Rekonstruktions-Einheit 36 fügt die gewichteten tomographischen Bilddaten auf der Basis der zugeordneten Gewichtungskarte hinzu, um die kombinierten tomographischen Bilddaten zu erzeugen.
Während die Gewichtung wird als eine nicht lineare Änderung aus Einsen oder Nullen in 6(a) ausgeführt, kann die Gewichtungskarte linear geändert werden beispielsweise wie dies in dem Plot w4a2 in 6(a) gezeigt ist.
Darüber hinaus kann die Gewichtung diskret geändert werden, beispielsweise kann die Gewichtung Eins sein bis zu einem Abstand r von r0 und 0.5 für einen Abstand größer als r0.
Ferner ist das Verfahren der Bestimmung der Gewichtung nicht beschränkt auf das vorstehend beschriebene, und die Gewichtung kann willkürlich so bestimmt werden, dass die Summe der Gewichtungen auf mehreren Pixel zur Verwendung in der Kombination Eins ist, beispielsweise w5b + w4a = 1.
Wie dies vorstehend beschrieben ist, ist die Gewichtung geeignet zu den tomographischen Bilddaten zur Verwendung in der Kombination zugeordnet zu werden, abhängig von dem Abstand in der z-Richtung und dem Abstand von der z-Achse in der vorliegenden Ausführungsform. Dies bedeutet, dass die Gewichtung, die einem Pixel zugeordnet ist, geändert wird mit der Genauigkeit der Rekonstruktion dieses Pixels in dem tomographischen Bild. Folglich können beispielsweise Bilddaten für einen Pixel, der eine hohe Rekonstruktionsgenauigkeit aufweist, vollständig verwendet werden, um die kombinierten tomographischen Bilddaten zu erzeugen; konsequenterweise ist ein kombiniertes tomographisches Bild mit hoher Bildqualität erhalten.
Darüber hinaus, wenn die Gewichtung konzentrisch geändert wird, wie dies in 7 gezeigt ist, kann eine Karte der Gewichtung leicht für jede Detektorreihe erzeugt werden.
Multiplanare Reformation
Wie vorstehend beschrieben wurde, erzeugt die Rekonstruktions-Einheit 36 ein kombiniertes tomographisches Bild, das parallel zu der xy-Ebene an einer Position liegt, die zu einer bestimmten Detektorreihe in der z-Richtung gehört.
Durch die Erzeugung mehrerer derartiger kombinierter tomographischer Bilder entlang der z-Richtung, kann ein to mographisches Bild in einem Querschnitt erzeugt werden, der verschieden von der xy-Ebene ist. Die nachfolgende Beschreibung wird eine derartige multiplanare Reformation genauer beschreiben.
8(a) zeigt eine Erzeugung mehrerer kombinierter tomographischer Bilder in der yz-Ebene in der z-Richtung und 8(b) zeigt ein Beispiel eines MPR-Bildes in der yz-Ebene, das unter Verwendung mehrerer kombinierter Bilder erzeugt wird.
In 8(a) sind Detektorreihen über die z-Achse dargerstellt, wie diese in 3(a) und 5 dargstellt sind, um die Position der kombinierten tomographischen Bilder zu zeigen, die in jedem Scan erzeugt werden.
Wie dies in 8(a) gezeigt ist, erzeugt die Reproduktions-Einheit 36 kombinierte tomographische Bilder Ie1i – Ie8i, die zu den Detektorreihen 4b, 3b, 2b, 1b, 1a, 2a, 3a und 4a in einer i-ten Scan gehören. Die acht kombinierten tomographischen Bilder werden zusammen als ein Scan-Bild Si bezeichnet.
Die Rekonstruktions-Einheit 36 erzeugt ebenfalls kombinierte tomographische Bilder Iei + 1 – Ie8i + 1, die zu den Detektorreihen 4b, 3b, 2b, 1b, 1a, 2a, 3a und 4a in einem (i + 1)-ten Scan gehören. Die acht kombinierten tomographischen Bilder werden zusammen als ein Scan-Bild Si + 1 bezeichnet.
Die Rekonstruktions-Einheit 36 erzeugt acht kombinierte tomographische Bilder pro Scan.
Wenn eine Anweisung zur Ausführung der multiplanaren Reformation in die Steuer-Einheit 34 durch den Bediener eingegeben ist, ordnet die das rekonstruierte Bild erzeugende Einheit 40 die Bilddaten der kombinierten tomographischen Bilder zu, die durch die Rekonstruktions-Einheit 36 in jedem Scan erzeugt sind. Die das rekonstruierte Bild erzeugende Einheit 40 sammelt dann die Pixel in der yz-Ebene, die die z-Achse enthält, unter denen in den zugeordneten tomographischen Bildern, und stellt diese auf der Darstellungs-Einrichtung 32 über die Darstellungs-Einheit 38 dar. Folglich wird ein MPR-Bild in der yz-Ebene erhalten, wie dies in 8(b) gezeigt ist.
Zum Vergleich ist ein MPR-Bild in 10 gezeigt, das durch eine multiplanare Reformation unter Verwendung tomographischer Bilder erhalten ist, die durch den konventionellen Kegel-BP-Prozess rekonstruiert sind.
Wie dies durch den Vergleich der 8(b) und 10 ersichtlich ist, hat das MRP-Bild, das in der vorliegenden Ausführungsform erhalten ist, eine glattere Änderung von Pixel zu Pixel und Banding-Artefakte sind unterdrückt, die sich aus dem Bildversatz an der Grenze zwischen den Scan-Bildern ergeben, wie diese in dem konventionellen MPR-Bild auftreten. Darüber hinaus ist die Bildqualität jedes Scan-Bildes verbessert.
Wie dies vorstehen beschrieben ist, ist ein MPR-Bild unter Verwendung von Bilddaten der kombinierten tomographischen Bilder erzeugt, die unter Verwendung der detektierten Daten in jedem der mehreren Scans der verschiedenen Positionen in der z-Richtung der vorliegenden Ausführungsform erzeugt sind. Folglich ist die Kontinuität zwischen den kombinier ten tomographischen Bilddaten insbesondere an der Grenze zwischen den Scans verbessert. Als ein Ergebnis wird ein glatteres MPR-Bild, das eine höhere Bildqualität als ein konventionelles MPR-Bild aufweist, erhalten.
Darüber hinaus ist die Bildqualität der Scan-Bilder, die das MPR-Bild zusammensetzten, verbessert, da die kombinierten tomographischen Bilder in der vorliegenden Ausführungsform eine höhere Bildqualität aufweisen, als solche, die in dem konventionellen Kegel-BP-Prozess erhalten werden.
Ein Verfahren zur Erzeugung eines tomographischen Bildes in der vorliegenden Ausführungsform wird nachfolgend in Bezug auf ein Ablaufdiagramm in 9 kurz beschrieben.
Zuerst wird ein Scan zum Erhalten von Projektionsdaten für einen zu untersuchenden Bereich an einer vorher bestimmten Position in der z-Achsen-Richtung durchgeführt (Schritt ST1).
Insbesondere durch die Drehung des Detektor-Array 23, das mehrere der Röntgendetektoren aufweist, die in zweidimensionaler Art und Weise um die Drehachse AX angeordnet sind, werden volumetrische Daten für das Objekt akquiriert.
Nachdem ein Scan vervollständigt ist, sind die tomographischen Bilddaten auf der Basis der akquirierten detektierten Röntgenstrahlen-Daten rekonstruiert (Schritt ST2).
Insbesondere aus den detektierten Daten, die für jede Detektorreihe akquiriert sind, werden Bilddaten rekonstruiert für mehrere der tomographischen Bilder, die in der z-Richtung in einem Scan aufgereiht sind.
Darüber hinaus werden tomographische Bilddaten, die zu einem imaginären Detektorreihe gehören, unter Verwendung der detektierten Daten in dem Scan in Schritt ST1 akquiriert, zur Verwendung bei der Erzeugung der kombinierten tomographischen Bild-Daten.
Die Gewichtungen von geeignet bestimmter Größe sind jeweils den Bilddaten zugeordnet, die die mehreren tomographischen Bilder bilden, die in Schritt ST2 akquiriert sind (Schritt ST3).
Jedes Mal wenn ein Scan vervollständigt ist, wird die Entscheidung getroffen, ob eine Anzahl der Scans ausreichend ist, um Bilder in einem gewünschten aquirierten Bereich zu erhalten (Schritt ST4).
Wenn die Anzahl der Scans als ausreichend bestimmt ist, wird die Scanposition in der z-Richtung um einen vorher bestimmten Abstand verschoben (Schritt ST5).
Dann werden für einen Scan die Schritte ST1 bis ST3 zur Zuordnung einer Gewichtung zu den tomographischen Bilddaten ausgeführt.
Schritt ST1 bis Schritt ST5 wird wiederholt, bis eine Anzahl von Scans, die ausreichend für den Erhalt der Bilder in einem gewünschten Bereich sind, in Schritt ST4 als vollständig seiend bestimmt sind.
Nachdem alle Scans vervollständigt sind und alle Bilddaten für die tomographischen Bilder, die in der z-Richtung aufgereiht sind, akquiriert sind, werden beispielsweise to mographische Bilder und ein imaginäres tomographisches Bild, das in derselben Position in der z-Richtung liegt, kombiniert (Schritt ST6).
Insbesondere, werden Bilddaten für die tomographischen Bilder, die in derselben Position in der z-Richtung liegen, Gewichtungen zugeordnet, die für die Bilddaten definiert sind, und die gewichteten Daten werden addiert, um die Bilddaten für ein kombiniertes tomographisches Bild zu berechnen.
Nachdem die Bilddaten von allen kombinierten tomographischen Bildern in der z-Richtung erhalten sind, wird eine multiplanare Reformation ausgeführt, um ein MPR-Bild wie benötigt zu erzeugen (Schritt ST7).
Insbesondere wird ein MPR-Bild erhalten, indem Koordinaten der kombinierten tomographischen Bilder aufgereiht werden, und Pixel in einer vorher definierten Ebene in einem Satz von solchen kombinierten tomographischen Bildern zusammen dargestellt werden.
Der Prozess der Erzeugung des tomographischen Bildes ist dann abgeschlossen.
Es sollte deutlich geworden sein, dass die vorliegende Erfindung nicht auf die vorhergehenden Ausführungsformen beschränkt ist.
Beispielsweise ist die Strahlung oder die Strahlen, die für das Scannen verwendet werden, nicht auf Röntgenstrahlung beschränkt, sondern kann auch andere Strahlung wie Gammastrahlung umfassen.
Darüber hinaus, obwohl in dieser Ausführungsform die Anzahl der Detektorreihen j = 8 ist, ist die Anzahl der Reihen des Röntgendetektors nicht darauf beschränkt, sondern kann auch beispielsweise j = 16 oder j = 32 sein.
Darüber hinaus, obwohl die Bewegungs-Einheit 21 in der z-Richtung bewegt wird, um das axiale Scannen in dieser Ausführungsform durchzuführen, ist die Bewegung nicht darauf beschränkt, und es folgt für die Dreh-Einrichtung 27 und das Objekt 6, die relativ zueinander in der z-Richtung sind.
Darüber hinaus ist das Ablaufdiagramm, das in 9 gezeigt ist, lediglich ein Beispiel eines Erzeugungsverfahren eines tomographischen Bildes gemäß der vorliegenden Erfindung, und die Schritte in dem Ablaufdiagramm in 9 können auf geeignete Art und Weise innerhalb des Umfangs der nachfolgenden Ansprüche verschoben werden. Beispielsweise können die tomographischen Bilder zu einer Zeit rekonstruiert werden, nachdem alle Scans vervollständigt sind. Es ist ebenfalls möglich, die Kombination der tomographischen Bilder sofort nach der Rekonstruktion der mehreren tomographischen Bilder zur Verwendung der Kombination auszuführen, im Gegensatz zu dem Fall nach allen Scans.
Darüber hinaus muss der Abstand nicht einer in Bezug auf die z-Achse sein, und eine Gewichtung der Pixel kann in Bezug auf die Gestalt eines zu untersuchenden Bereiches in jedem tomographischen Bild erkannt werden.
Zusätzlich kann ein Mur-Bild nicht nur parallel zu der yz-Ebene erzeugt werden, sondern ebenfalls parallel zu der xz-Ebene.

Claims

Kegelstrahlen-Rückprojektions-Computertomographieeinrichtung (1) mit, die aufweist: einen die Strahlung detektierenden Abschnitt (2) zum Durchführen von mehreren Scans, um Strahlung zu detektieren, die einen zu untersuchenden Bereich um eine vorbestimmte Achse des zu untersuchenden Bereichs an verschiedenen Positionen entlang der Richtung der vorbestimmten Achse durchquert, worin: der die Strahlung detektierende Abschnitt (2) aufweist: eine Strahlungserzeugungsröhre (20) zum Emittieren der Strahlung; mehrere Strahlungsdetektoren (23), die in einer zweidimensionalen Art und Weise um die vorbestimmte Achse und in einer Richtung entlang der Achse angeordnet sind; und eine bewegbare Einrichtung (27) zum Drehen der Strahlungserzeugungsröhre und der mehreren Strahlungsdetektoren um die vorbestimmte Achse und Bewegen dieser relativ zu dem zu untersuchenden Bereich in Richtung entlang der Achse, und eine Bildrekonstruktionseinrichtung (36), um für jeden der mehreren Scans Daten für ein tomographisches Bild des zu untersuchenden Bereichs an einer Erzeugungsposition in der Richtung der vorbestimmten Achse durch eine Berechnung auf der Basis der detektierten akquirierten Daten in dem Scan zu rekonstruieren, wobei die rekonstruierten Daten für mehrere der tomographischen Bilder zur Erzeugung von Daten für ein kombiniertes tomographisches Bild an der Bilderzeugungsposition kombiniert werden, dadurch gekennzeichnet, dass: die Bildrekonstruktionseinrichtung (36) die Daten für das tomographische Bild durch Zuordnen der jeweiligen Gewichtungen zu den Daten für mehrere der tomographischen Bilder an der Bilderzeugungsposition erzeugt und die gewichteten Daten für mehrere tomographische Bilder kombiniert werden und worin: für die Daten für jedes der mehreren akquirierten tomographischen Bilder der Scans an der Bilderzeugungsposition die Gewichtung für Daten für ein Pixel unter den Datenpixeln in dem tomographischen Bild auf Null gesetzt wird, das in dem Bereich liegt, der anders als der ist, in dem die detektierten Daten in jedem Scan vorliegen, und die den Daten für individuelle Pixel in dem tomographischen Bild zugeordnete Gewichtung konzentrisch von der vordefinierten Achse im Zentrum geändert wird.
Strahlen-Computertomographievorrichtung (1) nach Anspruch 1, worin: die jeweiligen Gewichtungen, die den Daten für mehrere der tomographischen Bilder zugeordnet sind, abhängig von der Entfernung von der vordefinierten Achse zu jedem Pixel in dem tomographischen Bild an der Bilderzeugungsposition und/oder der Entfernung von einer vordefinierten Position der Bilderzeugungsposition auf der vordefinierten Achse geändert werden.
Strahlen-Computertomographievorrichtung (1) nach Anspruch 1, die ferner aufweist: eine ein rekonstruiertes Bild erzeugende Einrichtung (40) zur Erzeugung eines tomographischen Bildes auf der Basis der Daten für mehrere der kombinierten tomographischen Bilder, die durch die Bildrekonstruktionseinrichtung entlang der vordefinierten Achsenrichtung erzeugt werden.
Tomographisches Bilderzeugungsverfahren mit einer Rückprojektion mit einem kegelförmigen Strahlenbündel, das die Schritte aufweist: Durchführen von mehreren Scans zur Detektion von Strahlung, die einen zu untersuchenden Bereich um eine vordefinierte Achse des zu untersuchenden Bereiches an verschiedenen Positionen entlang einer vordefinierten Achsenrichtung durchquert; Berechnen und Rekonstruieren von Daten für ein tomographisches Bild des zu untersuchenden Bereiches an einer Bilderzeugungsposition in der vordefinierten Achsenrichtung für jeden der mehreren Scans auf der Basis der detektierten Daten, die in den Scans jeweils durch Zuordnen von Gewichtungen zu den Daten für die mehreren der tomographischen Bilder an der Bilderzeugungsposition akquiriert werden, worin für Daten von jedem der mehreren tomographischen Bilder, die in den mehreren Scans an der Bilderzeugungsposition akquiriert werden, die Gewichtung für Daten eines Pixels unter den Datenpixel in dem tomographischen Bild auf Null gesetzt wird, das in einem Bereich liegt, der verschieden von dem ist, in dem die detektierten Daten in jedem Scan vorhanden sind, und die Gewichtung, die zu den Daten für die individuellen Pixel in dem tomographischen Bild zugeordnet wird, konzentrisch von der vordefinierten Achse an dem Zentrum geändert wird; und Kombinieren der rekonstruierten Daten für mehrere der tomographischen Bilder, um Daten für ein kombiniertes tomographisches Bild an der Bilderzeugungsposition zu erzeugen.