NL1032848C2 - Röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze en röntgen-CT-apparatuur. - Google Patents

Röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze en röntgen-CT-apparatuur. Download PDF

Info

Publication number
NL1032848C2
NL1032848C2 NL1032848A NL1032848A NL1032848C2 NL 1032848 C2 NL1032848 C2 NL 1032848C2 NL 1032848 A NL1032848 A NL 1032848A NL 1032848 A NL1032848 A NL 1032848A NL 1032848 C2 NL1032848 C2 NL 1032848C2
Authority
NL
Netherlands
Prior art keywords
ray
tomographic image
image
row
detector
Prior art date
Application number
NL1032848A
Other languages
English (en)
Other versions
NL1032848A1 (nl
Inventor
Akihiko Nishide
Akira Hagiwara
Original Assignee
Ge Med Sys Global Tech Co Llc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Ge Med Sys Global Tech Co Llc filed Critical Ge Med Sys Global Tech Co Llc
Publication of NL1032848A1 publication Critical patent/NL1032848A1/nl
Application granted granted Critical
Publication of NL1032848C2 publication Critical patent/NL1032848C2/nl

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/046—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using tomography, e.g. computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4064—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis specially adapted for producing a particular type of beam
    • A61B6/4085—Cone-beams
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/488—Diagnostic techniques involving pre-scan acquisition
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F17/00—Digital computing or data processing equipment or methods, specially adapted for specific functions
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/005—Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/027—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/583—Calibration using calibration phantoms
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/40—Imaging
    • G01N2223/419—Imaging computed tomograph
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/60—Specific applications or type of materials
    • G01N2223/612—Specific applications or type of materials biological material
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/421—Filtered back projection [FBP]

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Mathematical Analysis (AREA)
  • Pure & Applied Mathematics (AREA)
  • Algebra (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Mathematical Optimization (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Data Mining & Analysis (AREA)
  • Databases & Information Systems (AREA)
  • Software Systems (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Description

·.
Korte aanduiding: Röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze en röntgen-CT- apparatuur.
De uitvinding heeft betrekking op röntgen-CT(computertomografie) -apparatuur met een multi-kolomröntgendetector of een tweedimensionale röntgendetector van matrixinrichting, die door een vlak-paneelröntgendetector wordt gerepresenteerd, en röntgen-CT-beeldvor-5 mingswerkwijze alsmede op een CT-waardeomzetting van pixels in een tomografisch beeld, dat door middel van een conventionele (axiale) aftasting of cineaftasting of schroefvormige aftasting is geproduceerd.
In de conventionele techniek reconstrueert multi-kolomröntgen-10 detectortype röntgen-CT-apparatuur of röntgen-CT-apparatuur door middel van een tweedimensionale röntgenoppervlakdetector van matrixinrichting, die door een vlak paneel wordt gerepresenteerd, een tomografisch beeld Gj(x,y) van rij j uit de projectiegegevens van tweedimensionale röntgenoppervlakdetector van rij j en gebruikt deze apparatuur 15 de CT-waardeomzettingsparameters van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector van rij j om een CT-waardeomzetting na een driedimensionaal terugprojectieproces in de driedimensionale beeldreconstructie uit te voeren, zoals weergegeven in fig. 15 (zie, EP-A 2004-073360) .
In het driedimensionale terugprojectieproces in de driedimensionale 20 beeldreconstructie kan het verschil van karakteristieken van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector in elke rij echter een probleem opleveren, indien slechts één rij van CT-waardeomzettingsparameters wordt gebruikt, omdat de beeldreconstructie van één enkel tomografisch beeld de uit een aantal rijen van tweedimensionale röntgenoppervlakde-25 tectoren afgeleide projectiegegevens gebruikt.
In multi-kolomröntgendetectortype röntgen-CT-apparatuur of in röntgen-CT-apparatuur met tweedimensionale röntgenoppervlakdetectoren van matrixinrichting, die door een vlak paneel wordt gerepresenteerd, heeft het probleem van blootstelling aan ongebruikte röntgenstralen de 30 neiging te verergeren samen met de toename van de kegelhoek van de röntgenkegelbundel.
Het doel van de uitvinding is daarom in een conventionele aftasting (axiale aftasting) of cineaftasting of schroefvormige aftasting door middel van röntgen-CT-apparatuur met een multi-kolomröntgen-35 detector of een tweedimensionale röntgenoppervlakdetector van matrix- 1032848 * - 2 - inrichting, die door een vlak-paneelröntgendetector wordt gerepresenteerd, een röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze of röntgen-CT-apparatuur te verschaffen, die een geschikte CT-waardeomzetting uitvoert zelfs bij driedimensionale beeldreconstructie, teneinde de uniformiteit van 5 het tomografische beeld in de z-asrichting te verkrijgen.
Volgens de uitvinding wordt de dispersie in het gegevensbereik van projectiegegevens van elke rij, afgeleid uit het verschil in kwaliteit van de ontvangen röntgen, genormaliseerd om de versterkingsfactor van de projectiegegevens zodanig te bewerkstelligen en aan te pas-10 sen, dat elk pixel in een tomografisch beeld correspondeert met een CT-waarde om een CT-waardeomzetting mogelijk te maken. Door de mate van bijdrage van de CT-waardeaanpassingsparameters in rekening te brengen, welke mate van aanpassing verschillend is in elke rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector, aan een positie in een to-15 mografisch beeld of aan de positie van elk pixel in een tomografisch beeld, verschaft de uitvinding als alternatief een röntgen-CT-beeld-vormingswerkwijze en röntgen-CT-apparatuur, waarin de CT-waardeaanpassingsparameters van elk tomografisch beeld of van elk pixel van elk tomografisch beeld kunnen worden bepaald.
20 Volgens een eerste aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT- apparatuur, omvattende: een röntgengegevensverwervingsmiddel voor het verwerven van röntgenprojectiegegevens door middel van het roteren van een röntgengenerator en een tweedimensionale röntgenoppervlakdetector van het type multi-kolomröntgendetector of van matrixinrichting, gere-25 presenteerd door een vlak-paneelröntgendetector, rond een rotatiemid-den daartussen voor het detecteren van door een object, dat tussen de röntgengenerator en de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector is geplaatst, heengaande röntgenstralen; een beeldreconstructiemiddel voor het reconstrueren van een beeld uit de door het röntgengegevens-30 verwervingsmiddel verworven projectiegegevens; een beeldweergavemiddel voor het weergeven van een aldus gereconstrueerd tomografisch beeld; en een afbeeldingsvoorwaarde-instelmiddel voor het instellen van verschillende afbeeldingsvoorwaarden in een beeldvorming van een tomografisch beeld, waarin de röntgen-CT-apparatuur een beeldreconstructie-35 middel omvat voor het uitvoeren van gegevensomzetting van projectiegegevens voorafgaande aan een driedimensionaal terugprojectieproces om CT-waarden van een tomografisch beeld om te zetten.
In de hierboven beschreven röntgen-CT-apparatuur volgens het eerste aspect kan het bereik van projectiegegevens van elke rij, na 40 aan een reconstructieconvolutiefunctie te zijn onderworpen, worden - 3 - genormaliseerd voorafgaande aan het driedimensionale terugprojectie-proces, zodat elk pixel in een gereconstrueerd tomografisch beeld kan worden omgezet in een geschikte CT-waarde.
Volgens een tweede aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-5 apparatuur, omvattende: een röntgengegevensverwervingsmiddel voor het verwerven van röntgenprojectiegegevens door middel van het roteren van een röntgengenerator en een tweedimensionale röntgenoppervlakdetector van het type van multi-kolomröntgendetector of van matrixinrichting gerepresenteerd door een vlak-paneelröntgendetector rond een rotatie-10 midden daartussen voor het detecteren van door een object, dat tussen de röntgengenerator en de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector is geplaatst, heengaande röntgenstralen; een beeldreconstructiemiddel voor het reconstrueren van een beeld uit de door het röntgengegevens-verwervingsmiddel verworven projectiegegevens; een beeldweergavemiddel 15 voor het weergeven van een aldus gereconstrueerd tomografisch beeld; en een afbeeldingsvoorwaarde-instelmiddel voor het instellen van verschillende afbeeldingsvoorwaarden in een beeldvorming van een tomografisch beeld, waarin de röntgen-CT-apparatuur een beeldreconstructiemiddel omvat voor het uitvoeren van gegevensomzetting van projectiege-20 gevens voorafgaande aan de convolutie van de reconstructiefunctie om de CT-waardeomzetting van een tomografisch beeld uit te voeren.
In de hierboven beschreven röntgen-CT-apparatuur volgens het tweede aspect wordt het bereik van projectiegegevens van elke rij na het voorproces voorafgaande aan de convolutie van de reconstructie-25 functie of na bundelhardeningscorrectie genormaliseerd om door de CT-waardeomzetting op geschikte wijze de CT-waarde van elk pixel van een gereconstrueerd tomografisch beeld om te zetten.
Volgens een derde aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur volgens het eerste of tweede aspect, waarin de röntgen-CT-ap-30 paratuur een beeldreconstructiemiddel omvat voor beeldreconstructie door middel van een CT-waardeomzettingsparameter voor elke rij van een tweedimensionale röntgenoppervlakdetector voor de gegevensomzetting van projectiegegevens.
Aangezien in de hierboven beschreven röntgen-CT-apparatuur vol-35 gens het derde aspect het verschil van gegevensbereik van projectiegegevens als gevolg van de dispersie of verandering van de gevoeligheid in elke rij door een CT-waardeomzettingsparameter voor elke rij van een multi-kolomröntgendetector in het eerste of tweede aspect wordt aangepast, kan elk pixel in een aldus gereconstrueerd tomografisch 40 beeld in een geschikte CT-waarde worden omgezet.
- 4 -
Volgens een vierde aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur volgens het derde aspect, waarin de röntgen-CT-apparatuur een beeldreconstructiemiddel omvat voor het bepalen van de CT-waarde-omzettingsparameters voor elke rij van de tweedimensionale röntgenop-5 pervlakdetector door het in rekening brengen van de mate van bijdrage aan elk pixel in een tomografisch beeld.
Omdat in de hierboven beschreven röntgen-CT-apparatuur volgens het vierde aspect de parameters voor CT-waardeomzetting van elke rij in een multi-kolomröntgendetector worden bepaald door middel van het 10 bepalen van de mate van bijdrage aan elk pixel van een tomografisch beeld en van elke rij in de multi-kolomröntgendetector om de CT-waarde van het gereconstrueerde tomografische beeld correct te kunnen aanpassen volgens het derde aspect van de uitvinding, kan elk pixel in een gereconstrueerd tomografisch beeld in een geschikte CT-waarde worden 15 omgezet.
Volgens een vijfde aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur, omvattende: een röntgengegevensverwervingsmiddel voor het verwerven van röntgenprojectiegegevens door middel van het roteren van een röntgengenerator en een tweedimensionale röntgenoppervlakdetector 20 van het type van multi-kolomröntgendetector of van matrixinrichting gerepresenteerd door een vlak-paneelröntgendetector rond een rotatie-inidden daartussen voor het detecteren van door een object, dat tussen de röntgengenerator en de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector is geplaatst, heengaande röntgenstralen; een beeldreconstructiemiddel 25 voor het reconstrueren van een beeld uit de door het röntgengegevens-verwervingsmiddel verworven projectiegegevens; een beeldweergavemiddel voor het weergeven van een aldus gereconstrueerd tomografisch beeld; en een afbeeldingsvoorwaarde-instelmiddel voor het instellen van verschillende afbeeldingsvoorwaarden in een beeldvorming van een tomogra-30 fisch beeld, waarin de röntgen-CT-apparatuur een beeldreconstructiemiddel omvat voor het uitvoeren van CT-waardeomzetting van tomografi-sche beelden door de driedimensionale positie van elk pixel van een tomografisch beeld en de positie van gegevensverwerving geometrisch systeem in de röntgenkegelbundel na driedimensionaal terugprojectie-35 proces in rekening te brengen.
Aangezien in de hierboven beschreven röntgen-CT-apparatuur volgens het vijfde aspect de driedimensionale positie van een tomografisch beeld in de röntgenkegelbundel en de positie van gegevensverwerving geometrisch systeem in rekening worden gebracht na het driedimen-40 sionale terugprojectieproces, zodat de mate van bijdrage van elke rij - 5 - van multi-kolomröntgendetector aan elk pixel van een tomografisch beeld wordt bepaald, kan CT-waardeomzetting van elk pixel van een tomografisch beeld worden uitgevoerd door de dispersie of fluctuatie van elke rij van een multi-kolomröntgendetector in rekening te brengen.
5 Volgens een zesde aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-ap- paratuur, omvattende: een röntgengegevensverwervingsmiddel voor het verwerven van röntgenprojectiegegevens door middel van het roteren van een röntgengenerator en een tweedimensionale röntgenoppervlakdetector van het type van multi-kolomröntgendetector of van matrixinrichting 10 gerepresenteerd door een vlak-paneelröntgendetector rond een rotatie-midden daartussen voor het detecteren van door een object, dat tussen de röntgengenerator en de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector is geplaatst, heengaande röntgenstralen; een beeldreconstructiemiddel voor het reconstrueren van een beeld uit de door het röntgengegevens-15 verwervingsmiddel verworven projectiegegevens; een beeldweergavemiddel voor het weergeven van een aldus gereconstrueerd tomografisch beeld; en een afbeeldingsvoorwaarde-instelmiddel voor het instellen van verschillende afbeeldingsvoorwaarden in een beeldvorming van een tomografisch beeld, waarin de röntgen-CT-apparatuur een beeldreconstructie-20 middel omvat voor het uitvoeren van CT-waardeomzetting van tomografi-sche beelden door het in rekening brengen van de mate van bijdrage van elke rij van een tweedimensionale röntgenoppervlakdetector aan elk pixel van een tomografisch beeld na het driedimensionale terugprojec-tieproces.
25 Aangezien in de hierboven beschreven röntgen-CT-apparatuur vol gens het zesde aspect de hoeveelheid van de bijdrage van elke rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector aan elk pixel van een tomografisch beeld na het driedimensionale terugprojectieproces in rekening wordt gebracht, kan een CT-waardeomzettingstabel uit de CT-waar-30 deomzettingsparameters van elke rij van een multi-kolomröntgendetector in elk pixel van een tomografisch beeld worden bepaald.
Volgens een zevende aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur volgens het hierboven beschreven vijfde of zesde aspect, waarin de röntgen-CT-apparatuur omvat: een beeldreconstructiemiddel 35 voor het bepalen van de mate van bijdrage van elke rij aan elk pixel van een tomografisch beeld op basis van de positie van röntgenfocus, de positie van elke rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector, de positie op een x-y vlak van elk pixel van het tomografische beeld en de z-ascoördinaatpositie op het tomografische beeld, en voor 40 het bepalen van de CT-waardeomzettingsparameters van elke rij van de - 6 - multi-kolomröntgendetector op basis van de aldus bepaalde mate van bijdrage, waarin het rotatievlak van het gegevensverwervingssysteem als x-y vlak is gedefinieerd en de bewegingsrichting van de beeldvor-mingstafel, die loodrecht daarop staat, als z-richting is gedefi-5 nieerd.
Aangezien in de hierboven beschreven röntgen-CT-apparatuur volgens het zevende aspect de mate van bijdrage van de x-y coördinaten van elk pixel van een tomografisch beeld of de z-ascoördinaatpositie van het tomografisch beeld aan elke rij van de multi-kolomröntgende-10 tector wordt bepaald, volgens het hierboven beschreven vijfde of zesde aspect, kan de CT-waardeomzettingstabel na het driedimensionale terug-projectieproces worden bepaald uit de CT-waardeomzettingsparameters van elke detectorrij.
Volgens een achtste aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-15 apparatuur volgens het zevende aspect, waarin de röntgen-CT-apparatuur een beeldreconstructiemiddel omvat voor het bepalen van CT-waardeomzettingsparameters uit de z-ascoördinaatpositie op een tomografisch beeld, waarin het rotatievlak van het gegevensverwervingssysteem als x-y vlak is gedefinieerd en de bewegingsrichting van de beeldvormings-20 tafel, die loodrecht daarop staat, als z-richting is gedefinieerd.
Aangezien in de hierboven beschreven röntgen-CT-apparatuur volgens het achtste aspect de mate van bijdrage aan elke rij van multi-kolomröntgendetector door de x-y coördinaat van elke rij van een tomografisch beeld op de z-coördinaatpositie van het tomografische beeld 25 in het hierboven beschreven zevende aspect wordt bepaald, kan de CT-waardeomzettingstabel na het driedimensionale terugprojectieproces worden bepaald uit de CT-waardeomzettingsparameters van elke detectorri j .
Volgens een negende aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-30 apparatuur volgens enig aspect van de hierboven beschreven vijfde tot achtste aspecten, waarin de röntgen-CT-apparatuur een beeldreconstructiemiddel omvat voor het in het bijzonder in een schroefvormige aftasting bepalen van de CT-waardeomzettingsparameters in overeenstemming met de schroefpitch en de z-ascoördinaatpositie van het tomografische 35 beeld.
Volgens het hierboven beschreven negende aspect kunnen in de röntgen-CT-apparatuur volgens het hierboven beschreven vijfde tot achtste aspect CT-waardeomzettingsparameters worden bepaald in overeenstemming met de z-ascoördinaatpositie, indien de berekening wordt 40 gegeven op basis van de CT-waardeomzettingsparameter van elke rij van - 7 - de multi-kolomröntgendetector uit de schroefpitch en de z-ascoördi-naatpositie van het tomografische beeld.
Volgens een tiende aspect verschaft de uitvinding röntgen-CT-apparatuur volgens enig aspect van de hierboven beschreven eerste tot 5 negende aspecten, waarin de röntgen-CT-apparatuur een beeldreconstruc-tiemiddel omvat, welk middel in staat is op continue wijze de z-as-coördinaatpositie in de z-asrichting van het tomografische beeld te specificeren.
Volgens het hierboven beschreven tiende aspect is in de rönt-10 gen-CT-apparatuur volgens het hierboven beschreven eerste tot negende aspect de z-ascoördinaatpositie van het tomografische beeld zodanig gedefinieerd, dat de CT-waardeomzettingsparameters continu kunnen worden bepaald in de z-ascoördinaatpositie van het tomografische beeld.
Volgens een elfde aspect verschaft de uitvinding een röntgen-15 CT-beeldvormingswerkwijze, omvattende: een röntgengegevensverwervings- stap voor het verwerven van röntgenprojectiegegevens door middel van het roteren van een röntgengenerator en een tweedimensionale röntgen-oppervlakdetector van het type van multi-kolomröntgendetector of van matrixinrichting gerepresenteerd door een vlak-paneelröntgendetector 20 rond een rotatiemidden daartussen voor het detecteren van door een object, dat tussen de röntgengenerator en de tweedimensionale röntgenop-pervlakdetector is geplaatst, heengaande röntgenstralen; een beeldre-constructiestap voor het reconstrueren van een beeld uit de door het röntgengegevensverwervingsmiddel verworven projectiegegevens; een 25 beeldweergavemiddel voor het weergeven van een aldus gereconstrueerd tomografisch beeld; en een beeldvormingsvoorwaarde-instelstap voor het instellen van verschillende afbeeldingsvoorwaarden in een beeldvorming van een tomografisch beeld, waarin de röntgen-CT-beeldvormingswerkwij-ze de stap omvat van het uitvoeren van gegevensomzetting van projec-30 tiegegevens voorafgaande aan het driedimensionale terugprojectieproces en het uitvoeren van CT-waardeomzetting van een tomografisch beeld.
Aangezien in de röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze volgens het hierboven beschreven elfde aspect het bereik van projectiegegevens van elke rij na de convolutie van reconstructiefunctie voor het driedimen-35 sionale terugprojectieproces wordt genormaliseerd, kan elk aldus gereconstrueerd pixel worden omgezet in een geschikte CT-waarde.
Volgens een twaalfde aspect verschaft de uitvinding een röntgen-CT-beeldvormingswerkwi j ze, omvattende: een röntgengegevensverwer-vingsstap voor het verwerven van röntgenprojectiegegevens door middel 4 0 van het roteren van een röntgengenerator en een tweedimensionale rönt- - 8 - genoppervlakdetector van het type van multi-kolomröntgendetector of van matrixinrichting gerepresenteerd door een vlak-paneelröntgendetec-tor rond een rotatiemidden daartussen voor het detecteren van door een object, dat tussen de röntgengenerator en de tweedimensionale röntgen-5 oppervlakdetector is geplaatst, heengaande röntgenstralen; een beeld-reconstructiestap voor het reconstrueren van een beeld uit de door de röntgengegevensverwervingsstap verworven projectiegegevens; een beeld-weergavestap voor het weergeven van een aldus gereconstrueerd tomogra-fisch beeld; en een beeldvormingsvoorwaarde-instelstap voor het in-10 stellen van verschillende afbeeldingsvoorwaarden in een beeldvorming van een tomografisch beeld, waarin de röntgen-CT-beeldvormingswerkwij-ze een beeldreconstructiestap omvat van het uitvoeren van de gegevens-omzetting van de projectiegegevens voorafgaande aan de convolutie van reconstructiefunctie en van het uitvoeren van de CT-waardeomzetting 15 van het tomografische beeld.
Aangezien in de hierboven beschreven röntgen-CT-beeldvormings-werkwijze volgens het twaalfde aspect het bereik van de projectiegegevens van elke rij voorafgaande aan voorbewerking of na de bundelharde-ningscorrectie voorafgaande aan de convolutie van de reconstructie-20 functie wordt genormaliseerd, kan elk pixel van het aldus gereconstrueerde tomografische beeld worden omgezet in een geschikte CT-waarde.
Volgens een dertiende aspect verschaft de uitvinding een röntgen-CT-beeldvormingswerkwi j ze volgens het hierboven beschreven elfde 25 of twaalfde aspect, waarin de röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze de stap omvat van beeldreconstructie voor het uitvoeren van de beeldreconstructie onder gebruikmaking van de CT-waardeomzettingsparameter voor elke rij van tweedimensionale röntgenoppervlakdetector voor de gegevensomzetting van de projectiegegevens.
30 Aangezien volgens het hierboven beschreven dertiende aspect in de röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze volgens het hierboven beschreven elfde of twaalfde aspect het verschil van het gegevensbereik van de projectiegegevens als gevolg van de dispersie of fluctuatie van de gevoeligheid van elke rij wordt aangepast met de CT-waardeomzettingspa-35 rameters voor elke rij van de multi-kolomröntgendetector volgens het hierboven beschreven elfde of twaalfde aspect, kan elk pixel van het aldus gereconstrueerde tomografische beeld worden omgezet in een geschikte CT-waarde.
Volgens een veertiende aspect verschaft de uitvinding een rönt-40 gen-CT-beeldvormingswerkwijze volgens het dertiende aspect, waarin de - 9 - röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze de stap omvat van beeldreconstructie voor het bepalen van de CT-waardeomzettingsparameter voor elke rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector door de mate van bijdrage aan elk pixel van het tomografische beeld in rekening te brengen.
5 Aangezien volgens het veertiende aspect in de röntgen-CT-beeld vormingswerkwi j ze volgens het hierboven beschreven dertiende aspect de CT-waardeomzettingsparameter van elke rij van de multi-kolomröntgende-tector wordt bepaald door het bepalen van de mate van bijdrage van elk pixel van het tomografische beeld en elke rij van de multi-kolomrönt-10 gendetector om de CT-waarde van het aldus gereconstrueerde tomografi-sche beeld correct aan te passen, kan elk pixel van het aldus gereconstrueerde tomografische beeld worden omgezet in een geschikte CT-waarde .
Volgens een vijftiende aspect verschaft de uitvinding een rönt-15 gen-CT-beeldvormingswerkwijze, omvattende: een röntgengegevensverwer- vingsstap voor het verwerven van röntgenprojectiegegevens door middel van het roteren van een röntgengenerator en een tweedimensionale röntgenoppervlakdetector van het type van multi-kolomröntgendetector of van matrixinrichting gerepresenteerd door een vlak-paneelröntgendetec-20 tor rond een rotatiemidden daartussen voor het detecteren van door een object, dat tussen de röntgengenerator en de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector is geplaatst, heengaande röntgenstralen; een beeld-reconstructiestap voor het reconstrueren van een beeld uit de door de röntgengegevensverwervingsstap verworven projectiegegevens; een beeld-25 weergavestap voor het weergeven van een aldus gereconstrueerd tomogra-fisch beeld; en een beeldvormingsvoorwaarde-instelstap voor het instellen van verschillende afbeeldingsvoorwaarden in een beeldvorming van een tomografisch beeld, waarin de röntgen-CT-beeldvormingswerkwi jze de stap van beeldreconstructie omvat voor het uitvoeren van de 30 CT-waardeomzetting door middel van het in rekening brengen van de driedimensionale positie van elk pixel van het tomografische beeld in de röntgenkegelbundel en de positie van het gegevensverwerving geometrische systeem na het driedimensionale terugprojectieproces.
Aangezien in de hierboven beschreven röntgen-CT-beeldvormings-35 werkwijze volgens het vijftiende aspect de driedimensionale positie van het tomografische beeld in de röntgenkegelbundel en de positie van het gegevensverwerving geometrische systeem na het driedimensionale terugprojectieproces in rekeing worden gebracht, en de mate van bijdrage van elke rij van een multi-kolomröntgendetector aan elk pixel 40 van het tomografische beeld wordt bepaald, kan de CT-waardeomzetting - 10 - van elk pixel van het tomografische beeld worden uitgevoerd door de dispersie of fluctuatie van elke rij van de multi-kolomröntgendetector in rekening te brengen.
Volgens een zestiende aspect verschaft de uitvinding een rönt-5 gen-CT-beeldvormingswerkwijze, omvattende: een röntgengegevensverwer-vingsstap voor het verwerven van röntgenprojectiegegevens door middel van het roteren van een röntgengenerator en een tweedimensionale rönt-genoppervlakdetector van het type van multi-kolomröntgendetector of van matrixinrichting gerepresenteerd door een vlak-paneelröntgendetec-10 tor rond een rotatiemidden daartussen voor het detecteren van door een object, dat tussen de röntgengenerator en de tweedimensionale röntgen-oppervlakdetector is geplaatst, heengaande röntgenstralen; een beeld-reconstructiestap voor het reconstrueren van een beeld uit de door de röntgengegevensverwervingsstap verworven projectiegegevens; een beeld-15 weergavestap voor het weergeven van een aldus gereconstrueerd tomogra-fisch beeld; en een beeldvormingsvoorwaarde-instelstap voor het instellen van verschillende afbeeldingsvoorwaarden in een beeldvorming van een tomografisch beeld, waarin de röntgen-CT-beeldvormingswerkwij-ze de stap van beeldreconstructie omvat voor het uitvoeren van de CT-20 waardeomzetting van het tomografische beeld door de mate van bijdrage van elke rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector aan elk pixel van het tomografische beeld na het driedimensionale terugprojec-tieproces in rekening te brengen.
Aangezien in de hierboven beschreven röntgen-CT-beeldvormings-25 werkwijze volgens het zestiende aspect de bijdrage van elke rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector aan elk pixel van het tomografische beeld eerder in rekening is gebracht na het driedimensionale terugprojectieproces, kan de CT-waardeomzettingstabel voor elk pixel van het tomografische beeld worden bepaald uit de CT-waardeomzettings-30 parameters van elke rij van de multi-kolomröntgendetector.
Volgens het zeventiende aspect verschaft de uitvinding een röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze volgens het hierboven beschreven vijftiende of zestiende aspect, waarin de röntgen-CT-beeldvormings-werkwijze omvat: een beeldreconstructiestap voor het bepalen van de 35 mate van bijdrage van elke rij aan elk pixel van het tomografische beeld uit de positie van röntgenfocus, de positie van elke rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector, de positie op het x-y vlak van elk pixel van het tomografische beeld en de z-ascoördinaatpositie op het tomografische beeld, het vervolgens bepalen van de CT-waardeom-40 zettingsparameters van elke rij van de multi-kolomröntgendetector op - 11 - basis van de mate van bijdrage, waarbij het rotatievlak van het gege-vensverwervingssysteem als het x-y vlak is gedefinieerd en de bewegingsrichting van de beeldvormingstafel, die loodrecht daarop staat, als z-richting is gedefinieerd.
5 Aangezien volgens het hierboven beschreven zeventiende aspect in de röntgenbeeldvormingswerkwijze volgens het vijftiende of zestiende aspect de mate van bijdrage aan elke rij van de multi-kolomröntgen-detector wordt bepaald uit de x-y coördinaat van elk pixel van het to-mografische beeld of de z-ascoördinaatpositie van het tomografische 10 beeld, kan de CT-waardeomzettingstabel na het driedimensionale terug-projectieproces worden bepaald uit de CT-waardeomzettingsparameters van elke detectorrij.
Volgens een achttiende aspect verschaft de uitvinding een rönt-gen-CT-beeldvormingswerkwijze volgens het zeventiende aspect, waarin 15 de röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze de stap van beeldreconstructie omvat voor het bepalen van CT-waardeomzettingsparameters uit de z-coördinaatpositie op het tomografische beeld, waarbij het rotatievlak van het gegevensverwervingssysteem is gedefinieerd als x-y vlak en de bewegingsrichting van de beeldvormingstafel, die loodrecht daarop 20 staat, is gedefinieerd als z-richting.
Aangezien volgens het hierboven beschreven achttiende aspect in de röntgenbeeldvormingswerkwijze volgens het zeventiende aspect de mate van bijdrage aan elke rij van multi-kolomröntgendetector van de x-y coördinaat van elk pixel van het tomografische beeld of de z-as-25 coördinaatpositie van het tomografische beeld in rekening wordt gebracht, kan de CT-waardeomzettingstabel na het driedimensionale terug-projectieproces worden bepaald uit de CT-waardeomzettingsparameters van elke detectorrij.
Volgens een negentiende aspect verschaft de uitvinding een 30 röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze volgens enig aspect van de hierboven beschreven vijftiende tot achttiende aspecten, waarin de röntgen-CT-beeldvormingswerkwi j ze de stap van beeldreconstructie omvat voor het in het bijzonder in de schroefvormige aftasting bepalen van de CT-waardeomzettingsparameter in overeenstemming met de schroefpitch en de 35 z-ascoördinaatpositie van het tomografische beeld.
Aangezien volgens het hierboven beschreven negentiende aspect in de röntgenbeeldvormingswerkwijze volgens het hierboven beschreven vijftiende tot achttiende aspect de CT-waardeomzettingsparameters van elke rij van de multi-kolomröntgendetector worden berekend uit de 40 schroefpitch en de z-ascoördinaatpositie van het tomografische beeld, - 12 - kan de CT-waardeomzettingsparameter in overeenstemming met de z-as-coördinaatpositie worden bepaald.
Volgens een twintigste aspect verschaft de uitvinding een rönt-gen-CT-beeldvormingswerkwijze volgens enig aspect van de elfde tot ne-5 gentiende aspecten, waarin de röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze de stap van beeldreconstructie omvat voor het continu specificeren van de z-ascoördinaatpositie van het tomografische beeld in de z-richting.
Wanneer volgens het hierboven beschreven twintigste aspect in de röntgenbeeldvormingswerkwijze volgens de hierboven beschreven elfde 10 tot negentiende aspecten de z-ascoördinaatpositie van het tomografische beeld wordt bepaald, kunnen CT-waardeomzettingsparameters continu worden bepaald op de z-ascoördinaatpositie van het tomografische beeld.
Volgens de röntgen-CT-apparatuur of de röntgen-CT-beeldvor-15 mingswerkwijze van de uitvinding kunnen een röntgen-CT-beeldvormings-werkwijze of röntgen-CT-apparatuur worden verkregen, die op geschikte wijze de CT-waardeomzetting uitvoert en de uniformiteit van het tomografische beeld in de z-richting verschaft in een conventionele aftasting (axiale aftasting) of cineaftasting of schroefvormige aftasting, 20 door middel van röntgen-CT-apparatuur met een multi-kolomröntgendetec-tor of een tweedimensionale röntgenoppervlakdetector van matrixinrich-ting, die door een vlak-paneelröntgendetector wordt gerepresenteerd.
Fig. 1 is een schematisch blokdiagram, dat röntgen-CT-apparatuur volgens de voorkeursuitvoeringsvorm van de uitvinding toont; 25 fig. 2 is een schematisch diagram van een röntgengenerator (röntgenbuis) en een multi-kolomröntgendetector in het x-y vlak; fig. 3 is een schematisch diagram van een röntgengenerator (röntgenbuis) en een multi-kolomröntgendetector in het y-z vlak; fig. 4 is een schematisch stroomdiagram, dat de stappen van het 30 afbeelden van een object toont; fig. 5 is een schematisch stroomdiagram, dat het overzicht van de werking van de röntgen-CT-apparatuur volgens de voorkeursuitvoeringsvorm van de uitvinding toont; fig. 6 is een schematisch stroomdiagram, dat de details van 35 voorbewerking toont; fig. 7 is een schematisch stroomdiagram, dat de details van een driedimensionaal beeldreconstructieproces toont; fig. 8 is een schematisch diagram, dat de projectie van een lijn op het reconstructieoppervlak in de röntgendoorlaatrichting 4 0 toont; - 13 - fig. 9 is een schematisch diagram, dat de geprojecteerde lijn op het reconstructieoppervlak toont; fig. 10 is een schematisch diagram, dat de projectie van de projectiegegevens Dr (aanzicht, x, y) op het reconstructieoppervlak 5 toont; fig. 11 is een schematisch diagram, dat de terugprojectiepixel-gegevens D2 van elk pixel op het reconstructieoppervlak toont; fig. 12 is een schematisch diagram, dat de wijze toont waarop terugprojectiegegevens D3 worden verkregen door middel van het optel-10 len van alle aanzichten van de terugprojectiepixelgegevens D2 voor elk pixel; fig. 13 is een schematisch diagram, dat de projectie van een lijn op het cirkelvormige reconstructieoppervlak in de röntgendoor-laatrichting toont; 15 fig. 14 is een schematisch diagram, dat het invoerweergave- scherm voor beeldvormingsvoorwaarden toont; fig. 15 is een schematisch diagram, dat de CT-waardeomzetting in de conventionele aftasting volgens de stand van de techniek toont; fig. 16 is een schematisch stroomdiagram van CT-waardeaanpas- 20 sing; fig. 17 is een schematisch diagram, dat het CT-waardeomzet-tingsproces toont; fig. 18 is een schematisch diagram, dat de hoeveelheid modificatie van helling en instelling bij de mate van afwijking van CT-25 waarde toont; fig. 19 is een schematisch diagram, dat het verschil van een corresponderende detectorrij in de positie van elk pixel van een tomo-grafisch beeld toont; fig. 20 is een schematisch diagram, dat het verschil van een 30 corresponderende detectorrij van het pixel van een tomografisch beeld in elk aanzicht toont; fig. 21 is een schematisch diagram, dat de uniformiteit van het tomografische beeld in de z-richting in een driedimensionaal beeld toont; 35 fig. 22 is een schematisch diagram, dat een voorbeeld van een driedimensionale MPR-weergave en een driedimensionale weergave toont; en fig. 23 is een schematisch stroomdiagram van CT-waardeaanpas-sing in het geval van driedimensionale beeldreconstructie.
- 14 -
De uitvinding zal in detail worden beschreven onder verwijzing naar een in de bijgaande tekeningen weergegeven voorkeursuitvoerings-vorm. Er dient opgemerkt te worden, dat de hierin geopenbaarde voorkeursuitvoeringsvormen niet als de uitvinding beperkend opgevat dienen 5 te worden.
Er wordt nu verwezen naar fig. 1, waarin een schematisch blok-diagram van röntgen-CT-apparatuur volgens een voorkeursuitvoeringsvorm van de uitvinding is weergegeven. De röntgen-CT-apparatuur 100 bevat een bedieningsconsole 1, een beeldvormingstafel 10 en een aftastpor-10 taal 20.
Het bedieningsconsole 1 bevat een invoerinrichting 2 voor het ontvangen van de van de bediener afkomstige invoer, een centrale proceseenheid 3 voor het uitvoeren van de voorbewerking, het beeldrecon-structieproces en de nabewerking, een gegevensverwervingsbuffer 5 voor 15 het verwerven van de door het aftastportaal 20 verworven röntgende- tectorgegevens, een monitor 6 voor het weergeven van een tomografisch beeld, dat is gereconstrueerd uit de door voorbewerking van de rönt-gendetectorgegevens bepaalde projectiegegevens, en een opslaginrich-ting 7 voor het opslaan van programma's, röntgendetectorgegevens, pro-20 jectiegegevens en röntgentomografische beelden.
De invoer van beeldvormingsvoorwaarden is afkomstig van de invoerinrichting 2 en wordt opgeslagen in de opslaginrichting 7. Fig. 14 toont een voorbeeld van het weergavescherm voor het invoeren van af-beeldingsvoorwaarden.
25 De beeldvormingstafel 10 bevat een draagtoestel 12 voor het in en uit de opening van het aftastportaal 20 verplaatsen van een daarop gemonteerd object. Het draagtoestel 12 wordt omhoog geheven en omlaag gebracht door de in de beeldvormingstafel 10 opgenomen motor en de tafel wordt door deze motor lineair getransleerd.
30 Het aftastportaal 20 bevat een röntgenbuis 21, een rotatie- stuureenheid 22, een collimator 23, een röntgenbundel vormend filter 28, een multi-kolomröntgendetector 24, DAS (gegevensverwervingssys-teem) 25, een rotatiestuureenheid 26 voor het besturen van de röntgenbuis 21 en dergelijke, die rond de lichaamsas van het object roteren, 35 een stuureenheid 29 voor het communiceren van de stuursignalen aan het bedieningsconsole 1 en de beeldvormingstafel 10. Het röntgenbundel vormende filter 28 is een röntgenfilter, waarvan de dikte veel kleiner is in de richting van naar het beeldvormingsmidden of het rotatiemid-den gerichte röntgenstralen, en waarvan de dikte geleidelijk toeneemt 40 naar de omtrek toe, teneinde meer röntgenstralen aan de omtrek te ab- - 15 - sorberen. Dit type filter maakt het mogelijk dat het lichaamsoppervlak van het object, dat een dwarsdoorsnedevorm van een cirkel of ovaal heeft, minder aan de röntgenstralen wordt blootgesteld. Een inclina-tiestuureenheid 27 van het aftastportaal maakt het mogelijk om het 5 portaal 20 voorwaarts en achterwaarts in z-asrichting over + /- 30 graden te doen hellen.
De röntgenbuis 21 en de multi-kolomröntgendetector 24 roteren rond het rotatiemidden IC. Wanneer de y-richting is gedefinieerd als de verticale richting, de x-richting is gedefinieerd als de horizonta-10 le richting en de z-richting is gedefinieerd als de richting loodrecht op beide richtingen en als de bewegingsrichting van de tafel en het draagtoestel, is het rotatievlak van de röntgenbuis 21 en de multi-kolomröntgendetector 24 gedefinieerd als x-y vlak. De bewegingsrichting van het draagtoestel 12 is de z-richting.
15 Fig. 2 en 3 zijn schematische diagrammen van de geometrische plaatsing van de röntgenbuis 21 en de multi-kolomröntgendetector 24 in het x-y vlak of y-z vlak.
De röntgenbuis 21 genereert een röntgenbundel, die als de ke-gelbundel CB is aangeduid. De kijkhoek is 0° wanneer de centrale as 20 van de kegelbundel CB evenwijdig aan de y-richting is.
De multi-kolomröntgendetector 24 bevat een röntgendetectorarray van bijvoorbeeld 256 rijen in de z-richting. Elke röntgendetectorrij bevat röntgendetectorkanalen, bijvoorbeeld 1024 kanalen in de kanaal-richting.
25 In fig. 2 wordt de door het röntgenfocuspunt van de röntgenbuis 21 uitgezonden röntgenbundel gevormd door het bundel vormende röntgen-filter 28 om de mate van röntgenstraling in ruimtelijke zin te besturen, zodat meer röntgenstraling rond het midden van het reconstructie-oppervlak P en minder röntgenstraling in de omtrek van het reconstruc-30 tieoppervlak P wordt gestraald, vervolgens wordt de röntgenstraling door het in het reconstructieoppervlak P geplaatste object geabsorbeerd, waarbij de door het object doorgelaten röntgenstraling door de multi-kolomröntgendetector 24 als röntgendetectorgegevens zal worden verworven.
35 In fig. 3 wordt de door het röntgenfocuspunt van de röntgenbuis 21 uitgezonden röntgenbundel door de collimator 23 in de plakdikte-richting bestuurd, met andere woorden zodanig bestuurd, dat de rönt-genbundelbreedte D wordt in het rotatiemidden IC, vervolgens wordt de röntgenstraling door het rond het rotatiemidden IC geplaatste object 40 geabsorbeerd, worden de door het object doorgelaten röntgenstralen - 16 - door de multi-kolomröntgendetector 24 als röntgendetectorgegevens verworven .
De projectiegegevens van uitgezonden en verworven röntgenstraling zullen A/D-omgezet worden door de multi-kolomröntgendetector 24 5 van DAS 25 en zullen via een slipring 30 in een gegevensverwervings-buffer 5 worden ingevoerd. De gegevensinvoer in het gegevensverwer-vingsbuffer 5 zal door een programma van de opslaginrichting 7 in de centrale verwerkingseenheid 3 worden bewerkt om op de monitor 6 te worden weergegeven nadat het beeld als een tomografisch beeld is gere-10 construeerd.
Fig. 4 toont een stroomdiagram, dat het overzicht van de werking van de röntgen-CT-apparatuur volgens de voorkeursuitvoeringsvorm toont.
In stap PI wordt een object op het draagtoestel 12 gemonteerd, 15 waarvan de positie wordt uitgelijnd. Het op het draagtoestel 12 geplaatste object zal referentiepunten van elk deel hebben, die met de lichtcentrumpositie van het aftastportaal 20 zijn uitgelijnd.
In stap P2 wordt een verkenningsbeeld verworven. Het verken-ningsbeeld zal bij 0° en 90° onder normale omstandigheden worden afge-20 beeld, echter kan het verkenningsbeeld alleen een 90° verkenningsbeeld zijn van het lichaamsdeel, zoals het hoofd. Het afbeelden van een verkenningsbeeld zal later hierin in detail worden beschreven.
In stap P3 zal de beeldvormingsvoorwaarde worden ingesteld. Bij de gebruikelijke beeldvormingsvoorwaarde zal het beeld worden genomen, 25 terwijl op het verkenningsbeeld de omvang en positie van het af te beelden tomografische beeld wordt weergegeven. In dit geval zal de informatie over de hoeveelheid röntgenstraling worden weergegeven als de hoeveelheid van één gehele omwenteling van de schroefvormige aftasting of schroefvormige aftasting met variabele pitch of conventionele af-30 tasting (axiale aftasting) of cineaftasting. Wanneer het aantal rotaties of de rotatietijd wordt ingevoerd, wordt in de cineaftasting de informatie over de hoeveelheid röntgenstraling voor de tijd of omwenteling ingevoerd in het gebied van belang.
In stap P4 wordt een tomografisch beeld genomen. De afbeelding 35 van een tomografisch beeld zal later in detail worden beschreven.
In stap P5 zal een driedimensionale beeldweergave worden uitgevoerd. In het algemeen bevat de als driedimensionale beeldweergave aangeduide weergeefwerkwijze een driedimensionale weergave (volume-weergave), MPR(multi plane reformat)weergave, MIP(maximum intensity 40 projection)weergave, enz. Wanneer een tweedimensionale röntgenopper- - 17 - vlakdetector van matrixinrichting, zoals gerepresenteerd door een multi-kolomröntgendetector of een vlak-paneelröntgendetector, wordt gebruikt, zijn in het bijzonder de ruimtelijke resoluties in het x-y vlak van het tomografische-beeldvlak en in de z-richting van de bewe-5 ging van het draagtoestel 12 nagenoeg gelijk en is de isotropie van het pixel verkregen, wordt de belangrijkheid van de driedimensionale beeldweergave gewogen bij diagnose. In een dergelijk geval is de uniformiteit van de beeldkwaliteit in de z-richting, zoals weergegeven in fig. 21, meer in het bijzonder de uniformiteit van de CT-waarden, on-10 ontbeerlijk. Fig. 22 toont een voorbeeld van driedimensionale MPR en driedimensionale weergave.
Fig. 5 toont een stroomdiagram, dat het overzicht van de beeld-vormingswerking van het tomografische beeld en het verkenningsbeeld volgens de röntgen-CT-apparatuur 100 van de uitvinding toont.
15 Bij gebruik van de schroefvormige aftasting, worden in stap SI
de röntgenbuis 21 en de multi-kolomröntgendetector 24 rond het object geroteerd, terwijl het draagtoestel 12 op de beeldvormingstafel 10 tezamen met de tafel wordt getransleerd, wordt de gegevensverwervingsbe-werking uitgevoerd voor de röntgendetectorgegevens. De door de kijk-20 hoek "aanzicht", het detectorrij nummer "j" en het kana al nummer "i" gerepresenteerde röntgendetectorgegevens DO (aanzicht, j, i) met de translerende tafelbeweging z-richtingspositie Ztafel (aanzicht) zullen als röntgendetectorgegevens worden verworven. In de schroefvormige aftasting met variabele pitch wordt aangenomen dat niet alleen de gege-25 vensverwerving in het bereik van constante snelheid in de schroefvor-mige-aftastingsmodus maar ook de gegevens tijdens de versnelling en vertraging zullen worden verworven als gegevens.
In de conventionele aftasting (axiale aftasting) of cineaftas-ting, is het draagtoestel 12 onbeweeglijk in de z-richting op de 30 beeldvormingstafel 10 geplaatst, en zal het gegevensverwervingssysteem één maal of meerdere malen worden geroteerd om de gegevens te verwerven. Desgewenst zal het gegevensverwervingssysteem naar de volgende positie in de z-richting worden bewogen en één maal of meerdere malen worden geroteerd om de gegevens van röntgendetector te verwerven.
35 Bij het afbeelden van een verkenningsbeeld wordt de gegevens- verwervingsbewerking uitgevoerd wanneer de röntgenbuis 21 en de multi-kolomröntgendetector 24 vast staan, terwijl het draagtoestel 12 op de beeldvormingstafel volgens een translatiebeweging wordt bewogen.
In stap S2 worden de röntgendetectorgegevens 40 DO (aanzicht, j, i) voorbewerkt om te worden omgezet in de projectie- - 18 - gegevens. De voorbewerking bestaat uit, zoals weergegeven in fig. 6, verschuivingscorrectie in stap S21, logaritmische omzetting in stap S22, röntgendosiscorrectie in stap S23 en gevoeligheidscorrectie in stap S24.
5 Bij het afbeelden van een verkenningsbeeld wordt het beeld ver kregen wanneer de voorbewerkte röntgendetectorgegevens met de pixelom-vang in de kanaalrichting en de pixelomvang in de z-richting, dat wil zeggen dat de translatiebewegingsrichting van het draagtoestel is aangepast aan de weergavepixelomvang van de monitor 6, worden weergege-10 ven. In stap S3 wordt een bundelhardeningscorrectie uitgevoerd op de voorbewerkte projectiegegevens Dl (aanzicht, j, i). Aannemende dat de projectiegegevens, die de gevoeligheidscorrectie S24 in de voorbewerking S2 hebben ondergaan, Dl (aanzicht, j, i) zijn en de gegevens na de bundelhardeningscorrectie in stap S3 Dll (aanzicht, j, i), zijn, 15 kan de bundelhardeningscorrectie in stap S3 in de vorm van een poly-noom worden gegeven, zoals in de volgende vergelijking 1.
Dll (aanzicht, j, i) =
Dl (aanzicht, j, i) · (B0 (j, i) + Bi (j, i) ‘Dl (aanzicht, j, i) 20 + B2 (j, i) · Dl (aanzicht, j, i)2) (vergelijking 1)
Aangezien de bundelhardeningscorrectie onafhankelijk kan worden uitgevoerd voor elke j rij van de detector, kunnen, indien de buis-25 spanning van elk gegevensverwervingssysteem verschillend is ingesteld in de beeldvormingsvoorwaarde, in dit stadium de röntgenenergiekarak-teristieken voor elke rij van de detector worden gecorrigeerd.
In stap S4 wordt een z-filterconvolutie uitgevoerd voor het in de z-richting (rijrichting) filteren van de projectiegegevens 30 Dll (aanzicht, j, i) met bundelhardening.
Meer in het bijzonder wordt na voorbewerking bij elke kijkhoek in elk gegevensverwervingssysteem een filter, dat een filteromvang in de rijrichting van vijf rijen heeft, zoals weergegeven in vergelijking 2 en vergelijking 3 hieronder, toegepast in de rijrichting op de pro-35 jectiegegevens van de multi-kolomröntgendetector Dll (aanzicht, j, i), (i = 1 tot CH, j = 1 tot RIJ), waarop de bundelhardeningscorrectie is toegepast.
(wl(i), w2(i), w3(i), w4(i), w5(i)), (vergelijking 2) 40 5 - 19 - waarin £ Wk(i) = 1 (vergelijking 3) K = 1
De gecorrigeerde detectorgegevens D12 (aanzicht, j, i) zullen worden gegeven als in onderstaande vergelijking 4.
5 5 D12 (aanzicht, j, i) = £ Dll (aanzicht, j + k - 3, i) · wk(j)) K = 1 (vergelijking 4)
Wanneer het maximum aantal kanalen als CH, het maximum aantal 10 rijen als RIJ is gedefinieerd, dan kunnen de onderstaande vergelijkingen 5 en 6 worden gegeven.
Dll (aanzicht, -1, i) = Dll (aanzicht, 0, i) = Dll (aanzicht, 1, i) (vergelijking 5) 15
Dll (aanzicht, RIJ, i) = Dll (aanzicht, RIJ + 1, i) =
Dll (aanzicht, RIJ + 2, i) (vergelijking 6)
Wanneer de rijrichtingsfiltercoëfficiënt voor elk kanaal wordt 20 veranderd, kan de plakdikte worden bestuurd in overeenstemming met de afstand vanaf het beeldreconstructiemidden. Omdat in het algemeen in het tomografische beeld de omtrek een dikkere plak dan het reconstruc-tiemidden heeft, kan, wanneer de rijrichtingsfiltercoëfficiënt wordt gevarieerd in het midden en in de omtrek om de rij filtercoëfficiënt 25 sterk te veranderen, zodat de breedte van de rijrichtingsfiltercoëfficiënt in de nabijheid van de middenkanalen groter kan worden en de breedte van de rijrichtingsfiltercoëfficiënt in de nabijheid van kanalen aan de omtrek kleiner kan worden, de plakdikte uniform zijn aan de omtrek alsmede in het beeldreconstructiemidden.
30 Zoals blijkt uit het voorgaande kan door het besturen van de rijrichtingsfiltercoëfficiënt in de kanalen in het midden alsmede de kanalen aan de omtrek van de multi-kolomröntgendetector 24 de plakdikte in het midden en aan de omtrek worden aangepast. Indien de plakdikte enigszins groter is door het rijrichtingsfilter, kan de aanzienlij-35 ke verbetering van artefacten en ruis worden verkregen. De mate van artefactverbetering en ruisverbetering kan op deze wijze worden bestuurd. Met andere woorden, kan de beeldkwaliteit in het tomografische - 20 - beeld, dat het gereconstrueerde driedimensionale beeld of het x-y vlak heeft, worden bestuurd. Als ander voorbeeld kan door het gebruik van een deconvolutiefilter voor de rijrichting(z-richting)filtercoëffi-ciënt ook een tomografisch beeld met een kleinere plakdikte worden 5 verkregen.
Desgewenst kunnen de röntgenprojectiegegevens van de waaierbun-del worden omgezet in de röntgenprojectiegegevens van de parallelle bundel.
In stap S5 wordt de reconstructiefunctieconvolutie uitgevoerd.
10 Meer in het bijzonder wordt een Fourier-transformatie op de gegevens toegepast, vervolgens worden deze vermenigvuldigd met de reconstruc-tiefunctie en wordt een inverse Fourier-transformatie toegepast. In de reconstructiefunctieconvolutie van stap S5, veronderstellende dat de gegevens, die z-filterconvolutie hebben ondergaan, D12 zijn, de gege-15 vens, die de reconstructiefunctieconvolutie hebben ondergaan, D13 zijn, de reconstructiefunctieconvolutie Kernei (j) is, kan het recon-structiefunctieconvolutieproces als de onderstaande vergelijking 7 worden gegeven.
20 D13 (aanzicht, j, i) = D12 (aanzicht, j, i) * Kernei (j) (vergelijking 7)
Het reconstructiefunctie Kernei (j) kan het reconstructiefunc-tieconvolutieproces onafhankelijk uitvoeren op elke j rij van de de-25 tector, zodat het verschil van de ruiskarakteristieken en de resolu-tiekarakteristieken in elke rij kan worden gecorrigeerd.
In stap S6 wordt een driedimensionaal terugprojectieproces uitgevoerd op de projectiegegevens D13 (aanzicht, j, i), waarop de reconstructiefunctieconvolutie is toegepast, om de terugprojectiegegevens 30 D3 (x, y, z) te bepalen. Het te reconstrueren beeld wordt driedimensionaal gereconstrueerd tezamen met het x-y vlak, dat loodrecht op de z-as staat. Het reconstructieoppervlak P wordt verondersteld evenwijdig aan het x-y vlak te liggen in de volgende beschrijving. Het driedimensionale terugprojectieproces zal later onder verwijzing naar fig. 35 5 in detail worden beschreven.
In stap S7 wordt de nabewerking, zoals beeldfilterconvolutie en CT-waardeomzetting, toegepast op de terugprojectiegegevens D3 (x, y, z) om een tomografisch beeld D31 (x, y) te verkrijgen.
Het beeldfilterconvolutieproces in de nabewerking kan worden 40 gegeven als onderstaande vergelijking 8, aannemende dat het tomografi- sche beeld na driedimensionale terugprojectie D31 (x, y, z) is, de ge gevens na beeldfilterconvolutie D32 (x, y, z) zijn, en het beeldfilter
Filter (z) is.
- 21 - 5 D32 (x, y, z) = D31 (x, y, z) * Filter (z) (vergelijking 8)
Meer in het bijzonder kan het beeldfilterconvolutieproces onafhankelijk worden toegepast op elke j rij van de detector, zodat het verschil van de ruiskarakteristieken en de resolutiekarakteristieken 10 voor elke rij kan worden gecorrigeerd.
Het aldus verkregen tomografische beeld zal worden weergegeven op de monitor 6.
Fig. 7 toont een schematisch stroomdiagram, dat de details van het driedimensionale terugprojectieproces (de in fig. 5 weergegeven 15 stap S6) toont.
In deze voorkeursuitvoeringsvorm wordt het te reconstrueren beeld verondersteld het tezamen met het x-y vlak gereconstrueerde driedimensionale beeld te zijn, welk x-y vlak loodrecht op de z-as staat. Het reconstructieoppervlak P is evenwijdig aan het x-y vlak in 20 de volgende beschrijving.
In stap S61 zullen met elk pixel van het reconstructieoppervlak P corresponderende projectiegegevens Dr aan één enkel aanzicht van alle voor de tomografische-beeldreconstructie (d.w.z., aanzichten voor 360° of aanzichten van "180° + waaierhoek") vereiste aanzichten worden 25 onttrokken.
Wanneer zoals is weergegeven in fig. 8(a) en fig. 8(b), het vierkante oppervlak, opgebouwd uit 512 pixels bij 512 pixels, evenwijdig aan het x-y vlak is gedefinieerd als het reconstructieoppervlak P, worden de pixelrij L0, die evenwijdig is aan de x-as met y = 0, de 30 pixelrij L63 met y = 63, de pixelrij L127 met y = 127, de pixelrij L191 met y = 191, de pixelrij L255 met y = 255, de pixelrij L319 met y = 319, de pixelrij L383 met y = 383, de pixelrij L447 met y = 447 en de pixelrij L511 met y = 511 als rijen genomen, indien de projectiegegevens op de lijn TO tot T511, zoals is weergegeven in fig. 9 waarin 35 deze pixelrijen L0 tot L511 op het vlak van de multi-kolomröntgende-tector 24 in de röntgendoorlaatrichting zijn geprojecteerd, worden onttrokken, zullen de gegevens projectiegegevens Dr (aanzicht, x, y) van de pixelrijen (L0 tot L511) zijn. Hierin corresponderen x en y met elk pixel (x, y) van het tomografische beeld.
- 22 -
De röntgendoorlaatrichting wordt gedefinieerd door de geometrische positie van het röntgenfocuspunt van de röntgenbuis 21 en elk pixel en de multi-kolomröntgendetector 24. Aangezien bekend is dat de z-ascoördinaatpositie z (aanzicht) van de röntgendetectorgegevens 5 DO (aanzicht, j, i) dient te worden opgeteld in de röntgendetectorgegevens als de tafeltranslatiebeweging z-richtingpositie Ztafel (aanzicht), kan de röntgendoorlaatrichting tijdens versnelling en vertraging op correcte wijze worden verkregen, in het gegevensverwerving geometrisch systeem van het röntgenfocuspunt en de multi-ko-10 lomröntgendetector, bevattende de röntgendetectorgegevens DO (aanzicht, j, i) tijdens versnelling en vertraging.
Wanneer bijvoorbeeld een deel van een lijn buiten de kanaal-richting van de multi-kolomröntgendetector 24 ligt, namelijk de lijn TO, die is vervaardigd door het projecteren van de pixelrij L0 op het 15 vlak van de multi-kolomröntgendetector 24, dienen de corresponderende projectiegegevens Dr (aanzicht, x, y) "0" te zijn. Indien de lijn buiten het vlak in de z-richting ligt, dienen de projectiegegevens Dr (aanzicht, x, y) door middel van extrapolatievoltooiing te worden bepaald.
20 Zoals is weergegeven in fig. 10, kunnen de met elk pixel van het reconstructieoppervlak P corresponderende projectiegegevens Dr (aanzicht, x, y) worden onttrokken.
Terugkerend naar fig. 7, worden in stap S62 de projectiegegevens Dr (aanzicht, x, y) vermenigvuldigd met de kegelbundelreconstruc-25 tieweegcoëfficiënt om de projectiegegevens D2 (aanzicht, x, y), zoals weergegeven in fig. 11, te creëren.
De kegelbundelreconstructieweegcoëfficiënt w (i, j) is als volgt. Wanneer in het algemeen in het geval van de waaierbundelbeeld-reconstructie aanzicht = Pa, aannemende dat de rechte lijn, die het 30 focuspunt van de röntgenbuis 21 en het pixel g (x, y) op het reconstructieoppervlak P (op het x-y vlak) verbindt, een hoek γ met de centrale as Bc van de röntgenbundel maakt, en het tegenovergestelde aanzicht aanzicht = pb is, wordt de coëfficiënt gegeven in de volgende vergelijking 9.
35 pb = pa + 180° - 2γ (vergelijking 9)
Aannemende dat de hoeken met betrekking tot het reconstructieoppervlak P, die door de door het pixel g (x, y) op het reconstruc-40 tieoppervlak P heengaande röntgenbundel en de tegenovergestelde rönt- - 23 - genbundel worden gemaakt, aa respectievelijk ab zijn, worden de op deze hoeken berustende kegelbundelreconstructieweegcoëfficiënten ua en mb vermenigvuldigd en vervolgens opgeteld om de terugprojectiepixelge-gevens D2 (0, x, y) te definiëren. In dit geval zullen de gegevens 5 zijn zoals in de volgende vergelijking 10.
D2 (0, x, y) = ma · D2 (0, x, y)_a + mb · D2 (0, x, y)_b (vergelijking 10) 10 waarin D2 (0, x, y)_a de terugprojectiegegevens van het aanzicht βθ en D2 (0, x, y)_b de terugprojectiegegevens van het aanzicht 3b zijn.
De som van beide tegenovergestelde bundels van de kegelbundel-reconstructieweegcoëfficiënt zal zijn zoals in de volgende vergelijking 11.
15 ma + mb = 1 (vergelijking 11)
Door het vermenigvuldigen van de kegelbundelreconstructieweeg-coëfficiënten ma en mb en het vervolgens optellen daarvan kan het ke-20 gelhoekartefact worden onderdrukt.
Voor de kegelbundelreconstructieweegcoëfficiënten ma en mb kunnn bijvoorbeeld de door de volgende vergelijking gegeven coëfficiënten worden gebruikt. Hierin verwijst ga naar de weegcoëfficiënt van het aanzicht βθ en gb naar de weegcoëfficiënt van het aanzicht β^ 25 Wanneer wordt aangenomen dat de helft van de waaierbundelhoek Y max is, dan gelden de volgende vergelijkingen 12 tot 17.
ga = f (γ max, aa, βθ) (vergelijking 12) 30 gb = f (γ max, ab, β3) (vergelijking 13) xa = 2 · gaq/(gaq + gbq) (vergelijking 14) xb = 2 · gbq/(gaq + gbq) (vergelijking 15) 35 wa = xa2 * (3 - 2 xa) (vergelijking 16) wb = xb2 * (3-2 xb) (vergelijking 17) 40 (bijvoorbeeld, q = 1) 5 - 24 -
Als een voorbeeld van ga en gb, waarbij wordt aangenomen dat max[] een functie is, die de grotere waarde van de waarden neemt, gelden de volgende vergelijkingen 18 en 19.
ga = max [0, { (π/2 + γ max) - | β«ι | > ] · |tan(aa)| (vergelijking 18) gb = max [0,{ (π/2 + γ max) - |£b|}] · |tan(ab)| (vergelijking 19) 10 In het geval van de waaierbundelbeeldreconstructie wordt de afstandscoëfficiënt vermenigvuldigd met elk pixel op het reconstruc-tieoppervlak P. De afstandscoëfficiënt zal (rl/rO)2 zijn, waarin r0 de afstand vanaf het focuspunt van de röntgenbuis 21 tot de detectorrij j is, kanaal i van de multi-kolomröntgendetector 24 correspondeert met 15 de projectiegegevens Dr en rl de afstand vanaf het focuspunt van de röntgenbuis 21 tot het pixel op het reconstructieoppervlak P, dat correspondeert met de projectiegegevens Dr, is.
In het geval van de parallelle bundelbeeldreconstructie is het voldoende om elk pixel op het reconstructieoppervlak P te vermenigvul-20 digen met de kegelbundelreconstructieweegcoëfficiënt w (i, j).
In stap S63, zoals weergegeven in fig. 12, worden de terugpro-jectiegegevens D3 (x, y), die vooraf zijn genullificeerd, opgeteld bij de projectiegegevens D2 (aanzicht, x, y) voor elk pixel.
In stap S64 worden de stappen S61 tot S63 iteratief herhaald 25 voor alle voor de beeldreconstructie van het tomografische beeld vereiste aanzichten (d.w.z., aanzichten voor 360° of aanzichten van "180° + waaierhoek") om, zoals weergegeven in fig. 12, de terugprojec-tiegegevens D3 (x, y) te verkrijgen.
Zoals is weergegeven in fig. 13(a) en fig. 13(b) kan het recon-30 structieoppervlak P ook een cirkelvormig oppervlak zijn met een diameter van 512 pixels, in plaats van een vierkant oppervlak van 512 pixels bij 512 pixels.
In de medische röntgen-CT wordt in het algemeen de pixelwaarde van het tomografische beeld gesteld in CT-waarden, waarbij de CT-waar-35 den evenredig zijn aan de röntgenabsorptiecoëfficiënt, die is gestandaardiseerd voor lucht op -1000 en voor water op 0. De röntgen-CT wordt regelmatig gekalibreerd om de nauwkeurigheid daarvan te handhaven.
In de conventionele aftasting (axiale aftasting) of de cineaf-40 tasting van röntgen-CT-apparatuur, die een multi-kolomröntgendetector - 25 - 24 met een kegelhoek, die niet groot genoeg is, bevat, is het stroomschema van de CT-waardeaanpassing zoals weergegeven in fig. 16. Hierin wordt verondersteld dat de multi-kolomröntgendetector 24 N rijen heeft en de CT-waardeaanpassing van de n-de rij dient te worden uitgevoerd, 5 waarin 1 < n < N.
In stap Cl, n = 1.
In stap C2 worden een waterfantoom en lucht afgebeeld. In het algemeen is het waterfantoom, dat een diameter van 20 cm (corresponderend met de diameter van een hoofd) of een diameter van ongeveer 30cm 10 (corresponderend met de diameter van een borst) heeft, een fantoom, dat is gemaakt van een acrylaatcontainer gevuld met enig water. Het waterfantoom zal worden afgebeeld om de CT-waarde van het water te bepalen. Bovendien zal ook de CT-waarde van lucht worden bepaald door niets in het beeldvormende veld te plaatsen.
15 In stap C3 wordt de beeldreconstructie van het tomografische beeld van het waterfantoom en lucht uitgevoerd voor de n-de rij .
Wanneer de waarde van de CT-waardeomzettingsparameters wordt gemodificeerd en bij gewerkt (stap C7), dienen de ruwe gegevens van het afgeheelde waterfantoom of lucht opnieuw te worden gereconstrueerd.
20 In stap C4 wordt de CT-waarde van het gebied van belang van het tomograf ische beeld van de n-de rij, gereconstrueerd in stap C3, gemeten. Het gebied van belang wordt ingesteld op het tomografische beeld van de n-de rij onder de tomografische beelden van het waterfantoom en lucht, en de gemiddelde waarde van de CT-waarden van elk pixel van de 25 tomografische beelden wordt bepaald uit het gebied van belang. In het algemeen wordt het gebied van belang dikwijls bepaald als het cirkelvormige gebied met een geschikte diameter in het midden van het tomografische beeld. In aanvulling op het midden van het tomografische beeld kan ook een aantal gebieden van belang worden geplaatst aan de 30 omtrek van het tomografische beeld.
In stap C5 wordt bepaald of de CT-waarden van het waterfantoom en lucht van het tomografische beeld van de n-de rij binnen het toege-stane bereik vallen. Voor het in stap C4 bepaalde tomografische beeld van de n-de rij wordt er bepaald of de CT-waarde van het waterfantoom 35 in het gebied van belang binnen het bereik van 0 + el ligt en of de CT-waarde van lucht in het gebied van belang -1000 + ε2 is. Hierin zijn εΐ en ε2 de tolerantiefout van de CT-waarde van water respectievelijk lucht. Indien het antwoord ja is, en de CT-waarde van water en lucht binnen de tolerantie liggen, gaat het proces verder naar stap - 26 - C6, en indien het antwoord nee is, en de CT-waarden niet binnen het bereik liggen, gaat het proces verder naar stap C7.
In stap C6 wordt bepaald of n = N en CT-waarden van alle rijen reeds zijn aangepast. Indien het antwoord ja is en de CT-waardeaanpas-5 sing van alle rijen is voltooid, wordt de CT-waardeaanpassing beëindigd. Indien het antwoord nee is en de CT-waardeaanpassing van alle rijen nog niet is voltooid, gaat het proces naar stap C8.
In stap C7 wordt de CT-waardeomzettingsparameter van de n-de rij aangepast en gaat het proces terug naar stap C3.
10 In stap C8, n = n + 1. Met andere woorden, zal de volgende rij worden behandeld. Vervolgens zal het proces teruggaan naar stap C3.
De CT-waardeomzettingsparameter wordt bepaald door de instelling en helling (= tan Θ), zoals weergegeven in fig. 17, indien de CT-waardeomzetting dient te worden uitgevoerd in de eerste-ordeomzetting 15 door de CT-waardeomzetting voorafgaande aan het terugprojectieproces of door de CT-waardeomzetting na het terugprojectieproces.
Een voorbeeld van een parametermodificatiewerkwijze is weergegeven in fig. 18, waarin actuele CT-waarden in het gebied van belang op het tomografische beeld zijn gemeten en de waarde afwijkt van de 20 CT-waarde van water, 0, of de CT-waarde van lucht, -1000. In fig. 18 geeft de abscisas de CT-waarde van het ruwe materiaal aan en geeft de ordinaatas de actueel gemeten CT-waarde aan. In fig. 18 is aangegeven dat de CT-waarde van water b is en dat de CT-waarde van lucht -1000+a is.
25 In dit geval zullen de modificatie grootten Ainstelling,
Ahelling van de CT-waardeomzettingsparameters, instelling, helling, worden gegeven door de volgende vergelijkingen 20 en 21.
3. “ C
Ahelling = - (vergelijking 20) 1000 30
Ainstelling = -c (vergelijking 21)
Op de wijze, zoals hierboven beschreven, zullen de CT-waardeomzettingsparameters worden gemodificeerd om de CT-waarde naar de CT-35 waarde 0 van water en de CT-waarde -1000 van lucht te convergeren.
Wanneer de CT-waardeomzetting wordt uitgevoerd na het driedi-ensionale terugprojectieproces, zal in de driedimensionale beeldreconstructie, zoals hierboven beschreven, het beeld worden gereconstrueerd uit de projectiegegevens van een alleen rijen van de twee- - 27 - dimensionale röntgenoppervlakdetector, zoals weergegeven in fig. 19, en niet worden gereconstrueerd uit slechts één rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector, die correspondeert met de positie in de x-asrichting van het tomografische beeld. Bijvoorbeeld zal een 5 pixel gl (xl, yl) van een tomografisch beeld g, zoals weergegeven in fig. 19, worden gereconstrueerd onder gebruikmaking van de gegevens van het corresponderende kanaal van de i-de rij van de multi-kolom-röntgendetector 24. Een ander pixel g2 (x2, y2) zal worden gereconstrueerd onder gebruikmaking van de gegevens van het corresponderende 10 kanaal van de j-de rij van de multi-kolomröntgendetector 24.
Zoals is weergegeven in fig. 20 verschilt de rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector, die correspondeert met de positie op het x-y vlak van het pixel van het tomografische beeld, in elk aanzicht. Bijvoorbeeld zal een pixel Gl (xl, yl) van een in fig. 20 15 weergegeven tomografisch beeld G worden gereconstrueerd onder gebruikmaking van de corresponderende kanaalgegevens van de j-de rij van de multi-kolomröntgendetector 24 in de aanzichtgegevensverwerving in de 0° hoekrichting. In de aanzichtgegevensverwerving in de 180° hoekrichting zal dit pixel worden gereconstrueerd onder gebruikmaking 20 van de corresponderende kanaalgegevens van de i-de rij van de multi-kolomröntgendetector 24. Als gevolg hiervan wordt de CT-waarde bij voorkeur omgezet door de CT-waardeaanpassingsparameter van de rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector, die correspondeert met de positie op het x-y vlak van elk pixel van het tomografische beeld 25 in elk aanzicht. De mate van bijdrage van de CT- waardeaanpassingsparameter van elke rij aan elk pixel van het tomografische beeld, wanneer het uit de röntgenbuis 21 en de multi-kolomröntgendetector 24 bestaande gegevensverwervingssysteem één omwenteling maakt, zal dus verschillend zijn door te berusten op de 30 positie in het x-y vlak van pixel, de positie in de z-richting van het tomografische beeld, de positie van het röntgenfocuspunt, en de positie van elke rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector. Daardoor kunnen de CT-waardeaanpassingsparameters van het tomografische beeld worden bepaald door deze mate van bijdrage in rekening te 35 brengen.
In röntgen-CT-apparatuur, die gebruikmaakt van een multi-kolomröntgendetector 24 met een grotere röntgendetectorbreedte in de z-richting of een tweedimensionale röntgenoppervlakdetector 24, wordt een driedimensionaal terugprojectieproces gebruikt voor de beeldre - 28 - constructie om de beeldkwaliteit te verbeteren alsmede de artefacten te verminderen.
Het stroomschema van de CT-waardeaanpassing in dit geval zal zijn zoals is weergegeven in fig. 23. De multi-kolomröntgendetector 24 5 wordt verondersteld N rijen te hebben, zoals in fig. 16, en de CT-waardeaanpassing van de n-de rij wordt uitgevoerd, waarin 1 < n < N.
In stappen Cll, C12, C13, C14, C15, C16, C18 is het proces gelijk aan de stappen Cl, C2, C3, C4, C5, C6, C8 van fig. 16.
In stap C17 zal de waarde van de CT-waardeomzettingsparameter, 10 die de CT-waarde van elk pixel van het tomografische beeld in de positie van de n-de rij beïnvloedt, worden gewijzigd. Bijvoorbeeld zijn er twee rijen, die bijdragen aan een pixel Gi (xi, yi) in het gebied van belang, waarvan de CT-waarde is gemeten, namelijk de n-de rij en de n+l-ste rij van de multi-kolomröntgendetector 24, en de mate 15 van bijdrage van elk is Wn respectievelijk Wn+i- Op dit moment dient aan de vergelijking 22 te worden voldaan.
Wn + Wnn = 1 (vergelijking 22) 20 De mate van modificatie van de instelling en de helling zijn met Δ instelling respectievelijk Δ helling aangeduid. Voor de CT-waardeomzettingsparameters van de n-de rij worden de maten van modificatie, zoals hieronder vermeld, opgeteld bij de instelling en helling.
25 Op een soortgelijke wijze zullen voor de CT-waardeomzettings- parameters van de n+l-ste rij bijvoorbeeld de mate van modificatie, zoals hieronder vermeld, worden opgeteld.
Wn+i+ · Δ instelling, Wn+i · Δ helling (vergelijking 23) 30
Aangezien de mate van bijdrage Wn en Wn+1 voor elk pixel verschilt, kan de mate van modificatie van de CT-waardeomzettingspara-meters worden bepaald voor een aantal pixels in het gebied van belang. In het geval, waarin het gebied van belang voor het meten van de CT-35 waarde niet alleen in het middden maar ook aan de omtrek van het tomografische beeld aanwezig is, verschilt de CT-waarde in overeenstemming met de positie van elk pixel in het tomografisch beeld en verschilt ook de mate van bijdrage aan elke rij van de multi-kolomröntgendetector 24, zodat voor elk pixel van het gebied van belang de mate van - 29 - modificatie kan worden opgeteld bij elke rij van de multi-kolomrönt-gendetector 24, waaraan elk pixel bijdraagt.
In het geval van schroefvormige aftasting verschilt de bijdra-gerij voor elke positie van elk pixel, zodat voor elk pixel van het 5 gebied van belang de mate van modificatie kan worden opgeteld bij elke rij van de multi-kolomröntgendetector 24, waaraan elk pixel van het gebied van belang bijdraagt.
Indien de CT-waardeomzetting wordt uitgevoerd voorafgaande aan het driedimensionale terugprojectieproces, zal het proces eenvoudiger 10 zijn in vergelijking met het geval waarin de CT-waardeomzetting wordt uitgevoerd na het driedimensionale terugprojectieproces, in welk geval na de voorbewerking van stap S2 of na de bundelhardeningscorrectie van stap S3 of voor de reconstructiefunctieconvolutie van stap S5, de pro-jectiegegevens zullen worden genormaliseerd met alleen de instelling 15 en helling van bijvoorbeeld de eerste-ordeomzetting om de dispersie te verlagen.
De CT-waardeomzetting kan worden uitgevoerd voorafgaande aan het terugprojectieproces of de CT-waardeomzetting kan worden uitgevoerd na het terugprojectieproces en in beide gevallen kan de CT-waar-20 deomzetting van het tomografische beeld correcter worden uitgevoerd met minder beïnvloeding als gevolg van de dispersie van de gevoeligheid van elke rij van de röntgendetector, binnenkomende dosis röntgenstraling of kwaliteit van de röntgenstraling en dergelijke.
In de röntgen-CT-apparatuur 100, zoals deze hierboven is be-25 schreven, in overeenstemming met de röntgen-CT-apparatuur of röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze van de uitvinding, heeft de uitvinding het effect van het verkrijgen van een röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze of röntgen-CT-apparatuur, die geschikte CT-waardeomzetting in een conventionele aftasting (axiale aftasting) of cineaftasting of schroefvormi-30 ge aftasting door röntgen-CT-apparatuur met een multi-kolomröntgendetector of een tweedimensionale röntgenoppervlakdetector van matrixin-richting, gerepresenteerd door een vlak-paneelröntgendetector, mogelijk maakt.
De beeldreconstructiewerkwijze kan ook de driedimensionale 35 beeldreconstructiewerkwijze volgens de Feldkampf-werkwijze zijn, die algemeen bekend is in de techniek. Verder kan de beeldreconstructie elke van de bekende driedimensionale beeldreconstructiewerkwijzen zijn.
Hoewel in de voorkeursuitvoeringsvorm het verschil van 40 beeldkwaliteit als gevolg van het verschil van röntgenkegelhoek en - 30 - dergelijke wordt aangepast in het bijzonder in de conventionele aftasting (axiale aftasting) door middel van convolutie van het rijrichting (z-richting) filter, welk filter verschillende coëfficiënten voor elke rij heeft om de beeldkwaliteit van uniforme plakdikte, arte-5 fact en ruis in elke rij te verkrijgen, kunnen een verscheidenheid aan filtercoëfficiënten daarop toepasbaar zijn. Het gelijke effect kan in alle gevallen worden verkregen.
Ook in de voorkeursuitvoeringsvorm wordt de eerste-ordeomzet-ting gebruikt voor de CT-waardeomzetting, waarbij het gelijke effect 10 kan worden verkregen onder gebruikmaking van de tweede-ordeomzetting, de derde-ordeomzetting, enz.
De uitvinding is niet alleen toepasbaar op medische röntgen-CT-apparatuur, maar ook op industriële röntgen-CT-apparatuur of op de röntgen-CT-PET-apparatuur, röntgen-CT-SPECT-apparatuur in combinatie 15 met andere apparatuur.
- 31 -
Lijst met verwijzingscijfers
Fig. 2 200 röntgenfocus 202 P reconstructieoppervlak 204 CB röntgenbundel (kegelbundel) 206 BC centrale as van bundel 208 IC rotatiemidden (ISO) 210 dp röntgendetectorvlak 212 kanaalrichting
Fig. 3 214 IC rotatiemidden 216 BC centrale as van bundel 218 CB röntgenbundel 220 breedte D van multikolomröntgendetector op de rotatiemiddenas detectorrichting
Fig. 4 222 stroomschema van het afbeelden van een object 224 stap PI monteer object op draagtoestel 12 om positionering uit te voeren 226 stap P2 verwerf verkenningsbeeld 228 stap P3 stelbeeldvormingsvoorwaarde in 230 stap P4 neem tomografisch beeld 232 stap P5 geef driedimensionaal beeld weer 234 einde
Fig. 5 236 stap SI gegevensverwerving 238 stap S2 voorbewerking 240 stap S3 bundelhardeningscorrectie - 32 - 242 stap S4 z-filterconvolutie 244 stap S5 reconstructiefunctieconvolutie 246 stap S6 driedimensionale terugproj ectie 248 stap S7 nabewerking 250 einde
Fig. 6 S2 stap S2 252 stap S21 verschuivingscorrectie 254 stap S22 logaritmische omzetting 256 stap S23 röntgendosiscorrectie 258 stap S24 gevoeligheidscorrectie 260 einde
Fig. 7 S6 stap S6 262 start driedimensionale terugprojectie 264 S61 onttrek projectiegegevens Dr
corresponderend met elk pixel van reconstructieoppervlak P
266 S62 creëer terugprojectiegegevens D2 door middel van het vermenig vuldigen van kegelbundel-reconstructieweegcoëfficiënt met elk projectiegegeven Dr 268 S63 tel voor elk pixel terugprojectiegegevens D2 bij de terugprojectiegegevens D3 op 270 S64 is optelling van terugprojectiegegevens D2 van alle voor beeldreconstructie vereiste aanzichten uitgevoerd? N Nee _ _ 272 Einde - 33 -
Fig. 8(a) 274 P reconstructieoppervlak (x-z vlak) 276 oorsprong (0, 0)
Fig. 8(b) 278 IC rotatiemidden 280 x-z vlak 282 z-as
Fig. 9 284 detectorrichting 286 kanaalrichting
Fig. 10 288 reconstructieoppervlak 290 aanzicht = 0°
Fig. 11 292 . reconstructieoppervlak 294 aanzicht = 0°
Fig. 13(a) 296 P reconstructieoppervlak 21 röntgenbuis
Fig. 13(b) 21 röntgenbuis 298 IC rotatiemidden 296 P reconstructieoppervlak 302 z-as 24 multi-kolomröntgendetector 304 x-z-vlak - 34 -
Fig. 14 306 afbeeldingsvoorwaarde invoerweergavescherra van röntgen-CT-apparatuur 308 long 310 tomografisch beeld 312 gedeeltelijk vergroot beeldreconstructieoppervlak 314 lichaamssignaal 316 tijd t 318 cyclus Trs 320 lichaamssignaalweergave 322 plakdikte 324 reconstructiefunctie 326 beeldfilter 328 matrixomvang 330 dosisinformatie 332 reconstructieoppervlak 334 midden (x, y) 336 diameter 338 showlokaliseerder
Fig. 15 340 CT-waardeomzetting in de conventionele aftasting van de stand van de techniek 21 röntgenbuis 24 multi-kolomröntgendetector 342 Gj (x, y): tomografisch beeld van j-de rij 344 Gj (x, y) wordt benaderd om te berusten op de CT-waardeomzettingsparameter van de j-de rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector 346 j+l-ste rij 348 j-de rij - 35 -
Fig. 16 350 stroomschema van CT- waardeaanpassing 352 start 354 Cl laat n=l 356 C2 afbeelden van waterfantoom en lucht 358 C3 beeldreconstructie van het tomografische beeld van waterfantoom en water van n-de rij 360 C4 meting van CT-waarde in het gebied van belang van het tomogra fische beeld van n-de rij 362 C5 CT-waarde van waterfantoom en lucht van het tomografische beeld van n-de rij binnen het tolerantiebereik? 364 C6 n=N? CT-waardeaanpassing voor alle rijen uitgevoerd? 366 C7 CY-waardeomzettingsparameter- waardeaanpassing voor n-de rij 368 C8 laat n=n+l, ga naar volgende rij 370 "Ja 372 Nee 374 Einde
Fig. 17 376 CT-waardeomzetting 378 uitgangswaarde 380 instelling
382 helling = tanO
384 projectiegegevenswaarde of pixelwaarde van tomografische beeld na terugprojectie - 36 -
Fig. 18 386 afwijking van CT-waarde en de mate van modificatie van helling en instelling 388 gemeten CT-waarde 390 oorspronkelijke CT-waarde 392 a — c
Ahelling = - 1000 394 Ainstelling = -c 396 water "398 lucht
Fig. 19 400 verschil van corresponderende detectorrij in de positie van elk pixel van het tomografische beeld 402 pixel G1 (xlf y2) 404 pixel G2 (x2, y2) 406 tomografisch beeld 408 i-de rij van multi- kolomröntgendetector 410 j-de rij van multi- kolomröntgendetector 21 röntgenbuis 24 multi-kolomröntgendetector
Fig. 20 412 verschil van corresponderende detectorrij van het pixel van tomografische beeld in elk aanzicht 21 röntgenbuis 24 multi-kolomröntgendetector 414 i-de rij van multi- kolomröntgendetector 416 pixel G1 (xlf γχ) - 37 - 418 aanzichtgegevensverwerving voor 180° 420 tomografisch beeld 422 aanzichtgegevensverwerving voor 0° 424 j-de rij van multi- kolomröntgendetector
Fig. 21 426 uniformiteit van tomografisch beeld in z-richting in een driedimensionaal beeld 428 z-richting uniformiteit van pixels in hun respectieve z-positie is vereist
Fig. 22 452 voorbeeld van driedimensionale MPR-weergave, driedimensionale weergave 430 tomografisch beeld 432 z-richting 434 long 436 driedimensionale MPR-weergave 438 hart 440 verkenningsbeeld 442 long 444 driedimensionale weergave 446 bloedvaten in de long 448 hart 450 long - 38 -
Fig. 23 454 stroomschema van CT- waardeaanpassing in geval van driedimensionale beeldreconstructie 456 start 458 Cll laat n=l 460 C12 afbeelden van waterfantoom en lucht 462 Cl beeldreconstructie van tomografisch beeld van waterfantoom en lucht van n-de rij 464 Cl4 CT-waardemeting in gebied van belang van tomografisch beeld van n-de rij 466 C15 CT-waarde van waterfantoom en lucht van het tomografische beeld van n-de rij binnen het tolerantiebereik? 468 C16 n=N? CT-waardeaanpassing voor alle rijen uitgevoerd? 470 C17 modificeer CT- waardeomzettingsparameterwaarde, die de CT-waarde van het tomografische beeld van n-de rij beïnvloedt 472 C18 laat n=n+l, ga naar volgende rij 474 einde 476 "Ja 478 Nee ^032848

Claims (10)

1. Röntgen-CT-apparatuur (100), omvattende: een röntgengegevensverwervingsmiddel (25) voor het verwerven 5 van röntgenprojectiegegevens van een door een tussen een röntgengene-rator (21) en een röntgendetector (24), die tegenovergesteld aan elkaar zijn, gepositioneerd subject heengaande röntgenstraal; en een beeldreconstructiemiddel (3) voor het reconstrueren van een tomografisch beeld uit de door het röntgengegevensverwervingsmiddel 10 (25) verworven projectiegegevens; waarin het beeldreconstructiemiddel (3) een functie omvat voor het omzetten van de projectiegegevens van het tomografische beeld in CT-waarden voorafgaande aan een driedimensionaal terugprojectieproces.
2. Röntgen-CT-apparatuur (100) volgens conclusie 1, 15 waarin het beeldreconstructiemiddel (25) een functie omvat voor het omzetten van de projectiegegevens van het tomograf ische beeld in CT-waarden voorafgaande aan een reconstructiefunctieconvolutieproces.
3. Röntgen-CT-apparatuur (100) volgens conclusie 1 of 2, waarin de CT-waarden worden omgezet door gebruik te maken van
20 CT-waardeomzettingsparameters voor elke rij van de röntgendetector.
4. Röntgen-CT-apparatuur (100) volgens conclusie 3, waarin de CT-waardeomzettingsparameters worden bepaald door de mate van bijdrage aan elk pixel in een tomografisch beeld in rekening te brengen. 25
5. Röntgen-CT-apparatuur (100), omvattende: een röntgengegevensverwervingsmiddel (25) voor het verwerven van röntgenprojectiegegevens van een door een tussen een röntgengene-rator (21) en een röntgendetector (24), die tegenovergesteld aan elkaar zijn, gepositioneerd subject heengaande röntgenstraal; en 30 een beeldreconstructiemiddel (3) voor het reconstrueren van een tomografisch beeld uit de door het röntgengegevensverwervingsmiddel (25) verworven projectiegegevens; waarin het beeldreconstructiemiddel (3) een functie omvat voor het omzetten van de projectiegegevens van het tomografische beeld in 35 CT-waarden door driedimensionale positie van elk pixel van een tomografisch beeld en/of positie van gegevensverwerving geometrisch systeem na een driedimensionaal terugprojectieproces in rekening te brengen.
6. Röntgen-CT-apparatuur (100) volgens conclusie 5, 1032848 - 40 - waarin het beeldreconstructiemiddel (3) een functie omvat voor het omzetten van de projectiegegevens van het tomografische beeld in CT-waarden door middel van het in rekening brengen van de maten van bijdrage van elke rij van de röntgendetector 924) aan elk pixel van 5 een tomografisch beeld, bepaald door de driedimensionale positie van elk pixel van een tomografisch beeld en/of de positie van gegevensverwerving geometrisch systeem na het driedimensionale terugprojectiepro-ces.
7. Röntgen-CT-apparatuur (100) volgens conclusie 6, 10 waarin de maten van bijdrage worden bepaald door een positie van röntgenfocus, een positie van elke rij van de tweedimensionale röntgenoppervlakdetector, een positie op een x-y vlak van elk pixel van het tomografische beeld en een z-ascoördinaatpositie op het tomografische beeld, waarin een rotatievlak van het 15 gegevensverwervingssysteem is gedefinieerd als x-y vlak en een bewegingsrichting van een beeldvormingstafel, die loodrecht daarop staat, is gedefinieerd als z-richting; en waarin de CT-waarden worden omgezet door gebruik te maken van CT-waardeomzettingsparameters voor elke rij van de röntgendetector 20 onder gebruikmaking van de maten van bijdrage.
8. Röntgen-CT-apparatuur (100) volgens conclusie 7, waarin de maten van bijdrage worden bepaald door een z-ascoör-dinaatpositie op het tomografische beeld, waarin een rotatievlak van het gegevensverwervingssysteem is gedefinieerd als x-y vlak en een 25 bewegingsrichting van een beeldvormingstafel, die loodrecht daarop staat, is gedefinieerd als z-richting; en waarin de CT-waarden worden omgezet door gebruik te maken van CT-waardeomzettingsparameters voor elke rij van de röntgendetector onder gebruikmaking van de maten van bijdrage. 30
9. Röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze omvattende: een röntgengegevensverwervingsstap voor het verwerven van röntgenprojectiegegevens van een door een subject, dat tussen een röntgengenerator (21) en een röntgendetector (24) is gepositioneerd, die tegenovergesteld aan elkaar zijn, heengaande röntgenstraal; en 35 een beeldreconstructiestap voor het reconstrueren van een tomografisch beeld uit de door de röntgengegevensverwervingsstap verworven projectiegegevens; waarin de beeldreconstructiestap het omzetten van de projectiegegevens van het tomografische beeld in CT-waarden voorafgaande aan 40 een driedimensionale terugprojectiestap omvat. - 41 -
10. Röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze, omvattende: een röntgengegevensverwervingsstap voor het verwerven van röntgenprojectiegegevens van een door een subject, dat tussen een röntgengenerator (21) en een röntgendetector (24) is gepositioneerd, 5 die tegenovergesteld aan elkaar zijn, heengaande röntgenstraal; en een beeldreconstructiestap voor het reconstrueren van een tomo-grafisch beeld uit de door de röntgengegevensverwervingsstap verworven projectiegegevens; waarin de beeldreconstructiestap het omzetten van de projectie-10 gegevens van het tomografische beeld in CT-waarden omvat door middel van het in rekening brengen van de driedimensionale positie van elk pixel van een tomografisch beeld en/of positie van gegevensverwerving geometrisch systeem na een driedimensionaal terugprojectieproces. 15 1032840
NL1032848A 2005-11-11 2006-11-10 Röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze en röntgen-CT-apparatuur. NL1032848C2 (nl)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2005327266A JP4675753B2 (ja) 2005-11-11 2005-11-11 Ｘ線ｃｔ装置
JP2005327266 2005-11-11

Publications (2)

Publication Number Publication Date
NL1032848A1 NL1032848A1 (nl) 2007-05-14
NL1032848C2 true NL1032848C2 (nl) 2008-02-28

Family

ID=38056221

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
NL1032848A NL1032848C2 (nl) 2005-11-11 2006-11-10 Röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze en röntgen-CT-apparatuur.

Country Status (6)

Country Link
US (1) US7492854B2 (nl)
JP (1) JP4675753B2 (nl)
KR (1) KR20070050853A (nl)
CN (1) CN1969759B (nl)
DE (1) DE102006053678A1 (nl)
NL (1) NL1032848C2 (nl)

Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8057098B2 (en) * 2006-01-12 2011-11-15 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray CT apparatus and method of creating correction data for X-ray CT
US8233690B2 (en) * 2008-04-30 2012-07-31 Real-Time Tomography, Llc Dynamic tomographic image reconstruction and rendering on-demand
US20090310740A1 (en) * 2008-06-16 2009-12-17 General Electric Company Computed tomography method and system
WO2011128792A2 (en) * 2010-04-16 2011-10-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Image data reformatting
CN102456227B (zh) * 2010-10-28 2015-05-27 清华大学 Ct图像重建方法及装置
KR101214397B1 (ko) * 2010-11-22 2013-01-09 한국전기연구원 패치인공물 저감기능을 갖는 압축검출 방식 기반 단층촬영 장치 및 그 방법
US8767910B2 (en) * 2011-06-22 2014-07-01 Medtronic Navigation, Inc. Hybrid multi-row detector and flat panel imaging system
JP6307763B2 (ja) * 2013-03-29 2018-04-11 朝日レントゲン工業株式会社 画像再構成装置、画像再構成方法、及びｘ線撮影装置
WO2018030928A1 (en) * 2016-08-11 2018-02-15 Prismatic Sensors Ab Data acquisition for computed tomography
CN107462590B (zh) * 2017-08-30 2023-11-24 中国特种设备检测研究院 一种ct层析***探测器位姿调整装置
CN108283502B (zh) * 2018-02-12 2021-05-25 沈阳晟诺科技有限公司 一种焦点移动式ct机、扫描方法及图像重建方法
CN109741434B (zh) * 2018-12-28 2022-11-01 深圳安科高技术股份有限公司 一种基于体积驱动的投影方法及其***
CN111166364B (zh) * 2020-02-13 2024-07-26 北京锐视康科技发展有限公司 基于光学摄影的平板探测器旋转中心的测定方法及其***
CN111388880B (zh) * 2020-03-20 2022-06-14 上海联影医疗科技股份有限公司 一种弧形放射治疗校验方法、装置、设备及存储介质
CN113229834A (zh) * 2021-05-19 2021-08-10 有方（合肥）医疗科技有限公司 锥形束ct***的重建图像获取方法、***及存储介质
CN113885087B (zh) * 2021-09-29 2024-05-24 北京航星机器制造有限公司 一种安检ct的图像重建方法
CN115956938B (zh) * 2023-03-15 2023-05-19 有方（合肥）医疗科技有限公司 基于多精度重建的成像方法及装置
CN116196022B (zh) * 2023-04-28 2023-08-04 之江实验室 扇形x光束穿过介质时的通量分布计算方法和***

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5034969A (en) * 1988-11-16 1991-07-23 Kabushiki Kaisha Toshiba Tomographic image diagnostic method and apparatus including automatic ROI setting means
US5128864A (en) * 1989-08-09 1992-07-07 W. L. Systems, Inc. Method for computing tomographic scans
US5528644A (en) * 1994-01-24 1996-06-18 Kabushiki Kaish Toshiba X-ray CT scanner and method of collecting image data in the same
WO1998036691A1 (en) * 1997-02-20 1998-08-27 Picker Medical Systems, Ltd. On-line image reconstruction in helical ct scanners
US20040223583A1 (en) * 2003-05-07 2004-11-11 Osamu Tsujii Radiographic image processing method and radiation imaging device

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4105922A (en) * 1977-04-11 1978-08-08 General Electric Company CT number identifier in a computed tomography system
US4856528A (en) * 1987-06-26 1989-08-15 John Hopkins University Tumor volume determination
US4872188A (en) * 1987-11-27 1989-10-03 Picker International, Inc. Registration correction for radiographic scanners with sandwich detectors
US5251128A (en) * 1990-11-19 1993-10-05 General Electric Company Motion artifact reduction in projection imaging
JP3382941B2 (ja) * 1992-04-01 2003-03-04 ソニー株式会社 放射線診断装置
DE69734785T2 (de) * 1997-01-29 2006-08-03 Picker Medical Systems, Ltd. Vorherbestimmung zur verfolgung der optimalen kontrastmittelkonzentration
US6188744B1 (en) * 1998-03-30 2001-02-13 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray CT apparatus
US6078638A (en) * 1998-09-30 2000-06-20 Siemens Corporate Research, Inc. Pixel grouping for filtering cone beam detector data during 3D image reconstruction
US6201849B1 (en) 1999-08-16 2001-03-13 Analogic Corporation Apparatus and method for reconstruction of volumetric images in a helical scanning cone-beam computed tomography system
DE10127269B4 (de) * 2001-06-05 2015-09-24 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren für die Computertomographie sowie Computertomographie (CT)-Gerät
CN1240254C (zh) * 2002-02-19 2006-02-01 株式会社东芝 一种x－射线计算机体层摄影装置及在其中执行扫描的方法
JP3950782B2 (ja) 2002-05-22 2007-08-01 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー ３次元逆投影方法およびｘ線ｃｔ装置
JP4030827B2 (ja) * 2002-08-13 2008-01-09 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 投影データ作成方法、画素データ作成方法およびマルチ検出器ｘ線ｃｔ装置
US20040116796A1 (en) * 2002-12-17 2004-06-17 Jianying Li Methods and apparatus for scoring a substance
US6845144B2 (en) 2003-02-08 2005-01-18 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Three dimensional back projection method and an X-ray CT apparatus
JP2005253841A (ja) * 2004-03-15 2005-09-22 Hitachi Medical Corp Ｘ線ｃｔ装置
US7379527B2 (en) * 2005-12-22 2008-05-27 General Electric Company Methods and apparatus for CT calibration

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5034969A (en) * 1988-11-16 1991-07-23 Kabushiki Kaisha Toshiba Tomographic image diagnostic method and apparatus including automatic ROI setting means
US5128864A (en) * 1989-08-09 1992-07-07 W. L. Systems, Inc. Method for computing tomographic scans
US5528644A (en) * 1994-01-24 1996-06-18 Kabushiki Kaish Toshiba X-ray CT scanner and method of collecting image data in the same
WO1998036691A1 (en) * 1997-02-20 1998-08-27 Picker Medical Systems, Ltd. On-line image reconstruction in helical ct scanners
US20040223583A1 (en) * 2003-05-07 2004-11-11 Osamu Tsujii Radiographic image processing method and radiation imaging device

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
"Hounsfield scale", WIKIPEDIA, 29 August 2007 (2007-08-29), XP007902845, Retrieved from the Internet <URL:http://en.wikipedia.org/wiki/Hounsfield_scale> [retrieved on 20070829] *
KAK ET AL: "Principles of Computerized Tomographic Imaging: Chapter 3", PRINCIPLES OF COMPUTERIZED TOMOGRAPHIC IMAGING, IEEE PRESS, NEW YORK, NY, US, 1999, pages 49 - 112, XP002403279 *

Also Published As

Publication number Publication date
CN1969759A (zh) 2007-05-30
DE102006053678A1 (de) 2007-06-14
CN1969759B (zh) 2012-04-25
US20070110209A1 (en) 2007-05-17
JP4675753B2 (ja) 2011-04-27
KR20070050853A (ko) 2007-05-16
JP2007130288A (ja) 2007-05-31
NL1032848A1 (nl) 2007-05-14
US7492854B2 (en) 2009-02-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
NL1032848C2 (nl) Röntgen-CT-beeldvormingswerkwijze en röntgen-CT-apparatuur.
JP5011482B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4509971B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4611168B2 (ja) 画像再構成方法、およびｘ線ｃｔ装置
JP5090680B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
US20070053480A1 (en) X-ray CT apparatus
JP4360817B2 (ja) 放射線断層撮影装置
JP4611225B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP6139092B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置およびシステム
JP2007236662A (ja) Ｘ線ｃｔ装置およびそのｘ線ｃｔ画像再構成方法、ｘ線ｃｔ画像撮影方法。
KR20070051758A (ko) Ｘ선 ｃｔ 장치 및 ｘ선 ｃｔ 투시 장치
US7324622B2 (en) Radiation computed tomography apparatus and tomographic image producing method
WO2016199716A1 (ja) Ｘ線ｃｔ装置および逐次修正パラメータ決定方法
JP2007089673A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
US7330594B2 (en) Image enhancement or correction software, method, apparatus and system for substantially minimizing blur in the scanned image
JP2000201918A (ja) Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線像のｘ線撮影方法並びにファントム
JP4884765B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2007159878A (ja) Ｘ線ｃｔ装置およびそのｘ線ｃｔ画像再構成方法
JP2008012129A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4794223B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2006187453A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP5179007B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置およびそのｘ線ｃｔ画像再構成方法
JP2007130278A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4938335B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2007143605A (ja) Ｘ線ｃｔ装置

Legal Events

Date Code Title Description
AD1A A request for search or an international type search has been filed
RD2N Patents in respect of which a decision has been taken or a report has been made (novelty report)
PD2B A search report has been drawn up
V1 Lapsed because of non-payment of the annual fee

Effective date: 20100601