DE10127269A1 - Verfahren für die Computertomographie sowie Computertomographie (CT)-Gerät - Google Patents
Verfahren für die Computertomographie sowie Computertomographie (CT)-GerätInfo
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Abstract
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und Gerät für die Computertomographie, bei dem zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus (F) ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem matrixartigen Detektorarray zum Detektieren des Strahlenbündels der Fokus relativ zu dem Objekt auf einer Spiralbahn um eine Systemachse bewegt wird, wobei das Detektorarray der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangsdaten liefert, die jeweils während der Bewegung des Fokus (F) auf einem Spiralsegment mit zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreichender Länge gelieferten Ausgangsdaten in Ausgangsdaten bezüglich Untersegmenten (US¶4¶) aufgeteilt werden, für die Untersegmente (US¶4¶) Segmentbilder mit bezüglich der Systemachse geneigter Bildebene (PI1 bis PI5) rekonstruiert werden, die jeweils zu einem Untersegment (US¶4¶) gehörigen Segmentbilder zu einem Teilbild bezüglich einer Zielbildebene zusammengefasst werden, und die Teilbilder zu einem resultierenden CT-Bild bezüglich der Zielbildebene zusammengefasst werden.
Description
- Die Erfindung betrifft ein Verfahren für die Computertomographie, aufweisend die Verfahrensschritte, dass zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem matrixartigen Detektorarray zum Detektieren des Strahlenbündels der Fokus relativ zu dem Objekt auf einer Spiralbahn um eine Systemachse bewegt wird, wobei das Detektorarray der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangsdaten liefert, und dass aus jeweils während der Bewegung des Fokus auf einem Spiralsegment gelieferten Ausgangsdaten Bilder mit relativ zu der Systemachse geneigten Bildebene rekonstruiert werden. Die Erfindung betrifft außerdem ein Computertomographie(CT)-Gerät aufweisend eine Strahlungsquelle, von deren Fokus ein konusförmiges Strahlenbündel ausgeht, ein matrixartiges Detektorarray zum Detektieren des Strahlenbündels, wobei das Detektorarray der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangsdaten liefert, Mittel zum Erzeugen einer Relativbewegung zwischen Strahlungsquelle und Detektorarray einerseits und einem Objekt andererseits und einen Bildrechner, dem die Ausgangsdaten zugeführt sind, wobei die Mittel zum Erzeugen einer Relativbewegung zur Abtastung des Objekts mit dem Strahlenbündel und dem zweidimensionalen Detektorarray eine Relativbewegung des Fokus zu einer Systemachse derart bewirken, dass sich der Fokus relativ zu der Systemachse auf einer schraubenlinienförmigen Spiralbahn bewegt, deren Mittelachse der Systemachse entspricht, und wobei der Bildrechner aus jeweils während der Bewegung des Fokus auf einem Spiralsegment gelieferten Ausgangsdaten Bilder mit relativ zu der Systemachse geneigter Bildebene rekonstruiert.
- Es sind insbesondere im Zusammenhang mit mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektorarrays verschiedene CT-Verfahren unter Verwendung konusförmiger Röntgenstrahlenbündel bekannt geworden. Dabei wird dem infolge der konusförmigen Gestalt des Röntgenstrahlenbündels auftretenden Conewinkel in unterschiedlicher Weise Rechnung getragen.
- Im einfachsten Fall (siehe z. B. K. Taguchi, H. Aradate, "Algorithm for image reconstruction in multi-slice helical CT", Med. Phys. 25, pp. 550-561, 1998; H. Hu, "Multi-slice helical CT: Scan and reconstruction", Med. Phys. 26, pp. 5-18, 1999) wird der Conewinkel mit dem Nachteil vernachlässigt, dass bei einer großen Anzahl von Zeilen und somit großem Conewinkel Artefakte auftreten.
- Weiter ist der sogenannte MFR-Algorithmus (S. Schaller, T. Flohr, P. Steffen, "New, efficient Fourier-reconstruction method for approximate image reconstruction in spiral conebeam CT at small cone-angles", SPIE Medical Imaging Conf., Proc. Vol. 3032, pp. 213-224, 1997) bekannt geworden, an dem nachteilig ist, dass eine aufwendige Fourierrekonstruktion notwendig ist und die Bildqualität zu wünschen lässt.
- Außerdem sind exakte Algorithmen (z. B. S. Schaller, F. Noo, F. Sauer, K. C. Tam, G. Lauritsch, T. Flohr, "Exact Radon rebinning algorithm for the long object problem in helical conebeam CT, in Proc. of the 1999 Int. Meeting on Fully 3D Image Reconstruction, pp. 11-14, 1999 oder H. Kudo, F. Noo and M. Defrise, "Cone-beam filtered backprojection algorithm for truncated helical data", in Phys. Med. Biol., 43, pp. 2885-2909, 1998) beschrieben worden, denen der Nachteil der extrem aufwendige Rekonstruktion gemeinsam ist.
- Ein Verfahren bzw. CT-Gerät der eingangs genannten Art ist aus der US 5 802 134 bekannt. Demnach werden dagegen Bilder für Bildebenen rekonstruiert, die um einen Neigungswinkel γ um die x-Achse zur Systemachse z geneigt sind. Hierdurch wird der zumindest theoretische Vorteil erreicht, dass die Bilder weniger Artefakte enthalten, wenn der Neigungswinkel γ derart gewählt ist, dass eine gute, nach Möglichkeit nach einem geeigneten Fehlerkriterium, z. B. minimaler quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller Punkte des Spiralsegmentes von der Bildebene, eine optimale, Anpassung der Bildebene an die Spiralbahn gegeben ist.
- Dabei werden im Falle der US 5 802 134 Fächerdaten, d. h. in der an sich bekannten Fächergeometrie aufgenommenen Daten, für die Rekonstruktion verwendet, die bei der Bewegung des Fokus über ein Spiralsegment der Länge 180° plus Fächerwinkel, z. B. 240° gewonnen wurden. Der optimale Neigungswinkel γ hängt von der Steigung der Spirale und damit vom Pitch p ab.
- Grundsätzlich kann das aus der US 5 802 134 bekannte Verfahren für beliebige Werte des Pitch p verwendet werden. Jedoch ist unterhalb des maximalen Pitch pmax eine optimale Nutzung der zur Verfügung stehenden Detektorfläche und damit der dem Patienten zugeführten Strahlendosis zur Bildgewinnung (Detektor- und damit Dosisnutzung) nicht möglich, denn obwohl eine gegebene Transversalschicht, d. h. eine rechtwinklig zur Systemachse z stehende Schicht des Objektes, über ein Spiralsegment abgetastet wird, das länger als 180° plus Fächerwinkel ist, kann bei dem aus der US 5 802 134 bekannten Verfahren für Werte des Picht p unterhalb des maximalen Pitch pmax nur ein Spiralsegment der Länge 180° plus Konuswinkel genutzt werden, da die Nutzung eines längeren Spiralsegmentes es unmöglich machen würde, die Bildebene hinreichend gut an die Spiralbahn anzupassen.
- Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und ein CT-Gerät der eingangs genannten Art so auszubilden, dass einerseits dem Conewinkel Rechnung getragen wird und andererseits auch für Werte des Pitch p unterhalb des maximalen Pitch pmax die Voraussetzungen für eine optimale Detektor- und damit Dosisnutzung gegeben sind.
- Nach der Erfindung wird der das Verfahren betreffende Teil dieser Aufgabe gelöst durch das Verfahren gemäß Patentanspruch 1 gelöst.
- Da also zunächst das Spiralsegment in Untersegmente aufgeteilt und bezüglich dieser Untersegmente Segmentbilder rekonstruiert werden, sind die Abweichungen der Bildebenen der Segmentbilder von der Spiralbahn längs der Untersegmente sehr klein, so dass die Segmentbilder nur sehr geringe durch Abweichungen der Bildebenen der Segmentbilder von der Spiralbahn längs der Untersegmente verursachte Fehler enthalten und somit die bei der Erzeugung des resultierenden CT-Bildes zu erwartende Bildqualität hoch ist.
- Die maximale Neigung der Bildebenen der Segmentbilder bestimmt sich aus der Bedingung, dass an beiden Enden eines Untersegments innerhalb des Messfeldes Strahlen für die Bildebene des jeweiligen Segmentbildes vorhanden sein müssen.
- Die für sich allein nicht brauchbaren Segmentbilder werden in an sich bekannter Weise berechnet, d. h., aus den in Parallel- oder Fächergeometrie vorliegenden Projektionen für das jeweilige Untersegment werden die für die Bildebene des jeweiligen Segmentbildes günstigsten Strahlen gemäß eines geeigneten Fehlerkriteriums ausgewählt, gefiltert und rückprojiziert oder mit einem anderen Standardverfahren rekonstruiert.
- Die Zusammenfassung der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder, d. h. deren Reformatierung auf eine Zielbildebene, führt zu einem ebenfalls alleine nicht brauchbaren Teilbild; erst wenn die Teilbilder aller zu dem jeweiligen Spiralsegment gehörigen Teilbilder bezüglich der gewünschten Zielbildebene zu einem resultierenden CT-Bild zusammengefasst werden, entsteht ein brauchbares Bild.
- Dessen Bildqualität ist dann besonders hoch, wenn die Segmentbilder für Bildebenen rekonstruiert werden, die sowohl um eine erste, die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Neigungswinkel χ als auch um eine zweite sowohl die erste als auch die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Kippwinkel δ bezüglich der Systemachse geneigt sind, weil dann die Anpassung der Bildebenen der Segmentbilder an die Spiralbahn des jeweiligen Untersegmentes nochmals besser ist.
- Wenn sich die einander benachbarten Untersegmente gemäß einer Ausführungsform der Erfindung überlappen, werden die zu den Überlappungsbereichen gehörigen Ausgangsdaten jeweils derart gewichtet, dass die Gewichte einander entsprechender Ausgangsdaten der einander überlappenden Untersegmente jeweils eins ergeben.
- Der Vorteil überlappender Untersegmente besteht darin, dass Artefakte, die andernfalls an den Stoßstellen der Untersegmente auftreten können, vermieden werden.
- Gemäß einer Ausführungsform werden für jedes Untersegment Segmentbilder für eine Anzahl nima von geneigten Bildebenen rekonstruiert, wobei die Bildebenen unterschiedliche z- Positionen zima aufweisen. Durch die Rekonstruktion mehrerer Segmentbilder mit unterschiedlich geneigter Bildebene für unterschiedliche z-Positionen ist es möglich durch entsprechende Wahl Neigungswinkels γ und des Kippwinkels δ des die Bildebene des jeweiligen Segmentbildes für jede dieser z- Positionen optimal an das Untersegment anzupassen und sowohl das Detektorarray als auch die Dosis theoretisch vollständig und in der Praxis weitestgehend zu nutzen. Dabei schneiden sich gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung die mehreren geneigten Bildebenen in einer tangential zu dem Untersegment verlaufenden Geraden.
- Um eine möglichst vollständige Detektor- und Dosisnutzung zu erhalten gilt gemäß einer Variante der Erfindung für die Extremwerte +δmax und -δmax des Kippwinkels δ der zu einem Untersegment gehörigen geneigten Bildebenen:
für den Kippwinkel δ = 0 ermittelte Wert des Neigungswinkels γ ist. - Im Interesse einer hohen Bildqualität ist gemäß einer weiteren Variante der Erfindung vorgesehen, dass für einen gegebenen Betrag |δmax| des Maximalwertes des Kippwinkels δ der zugehörige Optimalwert γmin des Neigungswinkels γ derart ermittelt wird, dass ein Fehlerkriterium, beispielsweise minimaler quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller Punkte des Untersegmentes von der Bildebene, erfüllt ist.
- Wenn die Rotationsachse, um die der Fokus um die Systemachse rotiert, nicht mit der Systemachse identisch ist, sondern diese unter einem sogenannten Gantrywinkel ρ schneidet, so gilt für den zu wählenden Neigungswinkel γ'
- Auch hier besteht die Möglichkeit, für einen gegebenen Betrag des Maximalwertes des Kippwinkels |δmax| den zugehörigen Optimalwert des Neigungswinkels γ' derart zu ermitteln, dass ein Fehlerkriterium, beispielsweise minimaler Mittelwert der in z-Richtung gemessenen Abstände aller Punkte des Untersegmentes von der Bildebene, erfüllt ist.
- Um eine möglichst vollständige Detektor- und Dosisnutzung zu erhalten, gilt außerdem gemäß einer Variante der Erfindung für die Anzahl nima der geneigten Bildebenen, für die für jedes Untersegment Segmentbilder mit geneigter Bildebene erzeugt werden:
- Ebenfalls im Interesse einer möglichst vollständigen Detektor- und Dosisnutzung werden unter der Voraussetzung von Detektorzeilen gleicher Breite gemäß einer Variante der Erfindung die Kippwinkel δ der geneigten Bildebenen nach
ermittelt. - Um die Voraussetzung dafür zu schaffen, die den Benutzern von CT-Geräten gewohnten Transversalschnittbilder erhalten zu können, ist gemäß einer Variante der Erfindung eine Reformatierung vorgesehen, das heißt, dass ein Teilbild in einem weiteren Verfahrensschritt erzeugt wird, indem mehrere Segmentbilder zusammengefasst werden. Dabei kann die Zusammenfassung in Ausgestaltung der Erfindung erfolgen, indem mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch Interpolation oder durch insbesondere gewichtete Mittelwertbildung zusammengefasst werden.
- Die Rekonstruktionsschichtdicke der Teilbilder und damit des resultierenden CT-Bildes wird nach einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfindung eingestellt, indem die Segmentbilder bei der Zusammenfassung zu einem Teilbild entsprechend der jeweils gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes gewichtet werden.
- Bei der Zusammenfassung mehrerer Segmentbilder zu einem Teilbild besteht gemäß einer bevorzugten Variante der Erfindung die Möglichkeit, die Anzahl der Segmentbilder, die zur Erzeugung eines Teilbildes zusammengefasst werden, entsprechend der jeweils gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes zu wählen. Dabei besteht im Interesse einer möglichst hohen Bildqualität die Möglichkeit, die Segmentbilder mit der geringstmöglichen Schichtdicke zu rekonstruieren.
- Eine gewünschte Rekonstruktionsschichtdicke eines Teilbildes lässt sich gemäß einer weiteren bevorzugten Variante der Erfindung einstellen, indem die Anzahl der Segmentbilder, die zur Erzeugung eines Teilbildes zusammengefasst werden, nach
NM = 2.max(z*, supΦΔzR)/S.NS
gewählt wird. - Die Zusammenfassung der Teilbilder zu dem resultierenden CT- Bild erfolgt vorzugsweise durch Addition und zwar ebenfalls vorzugsweise für eine Zielbildebene, die die Systemachse rechtwinklig schneidet. Die Zielbildebene kann aber auch bezüglich der Systemachse geneigt sein.
- Um die bei der Erzeugung von Segmentbildern anfallende Datenmenge in Grenzen zu halten, sieht eine Variante der Erfindung vor, dass die den Segmentbildern entsprechenden Daten komprimiert werden.
- Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist vorgesehen, dass die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten eine derart inhomogene Pixelmatrix aufweisen, dass die Auflösung in einer ersten, wenigstens im wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung größer ist als in einer zweiten Richtung, die wenigstens im wesentlichen orthogonal zu der Referenzprojektionsrichtung verläuft. Eine solche Vorgehensweise ist möglich, weil die Informationsdichte in den Segmentbildern orthogonal zu der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung wesentlich größer ist als in der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung.
- Die Realisierung einer inhomogenen Pixelmatrix ist gemäß Varianten der Erfindung dann besonders einfach, wenn die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten Pixel von länglicher Gestalt, vorzugsweise rechteckige Pixel, aufweisen, wobei die längste Erstreckung der Pixel wenigstens im wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung verläuft.
- Besonders vorteilhaft, weil zeitsparend, ist es, wenn gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung die Segmentbilder in der inhomogenen Pixelmatrix rekonstruiert werden, da dann deutlich weniger Pixel rekonstruiert werden müssen als im Falle einer homogenen Pixelmatrix, die in der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung die gleiche Auflösung aufweist. Die Rückprojektion gestaltet sich dann besonders einfach, wenn die Rückprojektionsrichtung wenigstens im wesentlichen Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung entspricht.
- Da das resultierende CT-Bild in üblicher Weise eine homogene Pixelmatrix aufweisen, soll muss die Komprimierung, falls sie auf der Verwendung einer inhomogen Pixelmatrix beruht, gemäß einer Variante der Erfindung spätestens im Zuge der Zusammenfassung der Teilbilder zu dem resultierenden CT-Bild rückgängig gemacht werden.
- Nach Varianten der Erfindung werden die Pixel der homogenen Pixelmatrix durch Interpolation oder durch Mittelwertbildung aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix gewonnen werden.
- Der ein CT-Gerät betreffende Teil der Aufgabe wird nach der Erfindung gelöst durch ein CT-Gerät gemäß Patentanspruch 31. Bezüglich der Funktion und Vorteile eines solchen Gerätes sowie der Gegenstände der vom Patentanspruch 31 Patentansprüche wird auf die vorstehenden Erläuterungen des erfindungsgemäßen Verfahrens verwiesen.
- Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines in den beigefügten schematischen Zeichnungen dargestellten Ausführungsbeispiels näher erläutert. Es zeigen:
- Fig. 1 in teils perspektivischer, teils blockschaltbildartiger Darstellung ein mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisendes CT-Gerät,
- Fig. 2 einen Längsschnitt durch das Gerät gemäß Fig. 1 in einem ersten Betriebsmodus,
- Fig. 3 die bei einem Spiralscan von dem Fokus der Röntgenstrahlung im Falle des CT-Gerätes gemäß den Fig. 1 und 2 beschriebene Spiralbahn,
- Fig. 4 die Bildebenen der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder,
- Fig. 5 ein Beispiel eines Segmentbildes,
- Fig. 6 die inhomogenen Pixelmatrix eines Segmentbildes und die homogene Pixelmatrix des zugehörigen Teilbildes, und
- Fig. 7 in zu der Fig. 2 analoger Darstellung einen weiteren Betriebsmodus des CT-Geräts gemäß den Fig. 1 und 2.
- In den Fig. 1 und 2 ist ein zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignetes CT-Gerät der 3. Generation dargestellt. Dessen insgesamt mit 1 bezeichnete Messanordnung weist eine insgesamt mit 2 bezeichnete Röntgenstrahlenquelle mit einer dieser vorgelagerten quellennahen Strahlenblende 3 (Fig. 2) und ein als flächenhaftes Array von mehreren Zeilen und Spalten von Detektorelementen - eines von diesen ist in Fig. 1 mit 4 bezeichnet - ausgebildetes Detektorsystem 5 mit einer diesem vorgelagerten detektornahen Strahlenblende 6 (Fig. 2) auf. In Fig. 1 sind der Übersichtlichkeit halber nur acht Zeilen von Detektorelementen 4 dargestellt, das Detektorsystem 5 weist jedoch, was in der Fig. 2 punktiert angedeutet ist, weitere Zeilen von Detektorelementen 4 auf.
- Die Röntgenstrahlenquelle 2 mit der Strahlenblende 3 einerseits und das Detektorsystem 5 mit der Strahlenblende 6 andererseits sind in aus der Fig. 2 ersichtlicher Weise an einem Drehrahmen 7 einander derart gegenüberliegend angebracht, dass ein im Betrieb des CT-Geräts von der Röntgenstrahlenquelle 2 ausgehendes, durch die einstellbare Strahlenblende 3 eingeblendetes, pyramidenförmiges Röntgenstrahlenbündel, dessen Randstrahlen mit 8 bezeichnet sind, auf das Detektorsystem 5 auftrifft. Dabei ist die Strahlenblende 6 dem mittels der Strahlenblende 3 eingestellten Querschnitt des Röntgenstrahlenbündels entsprechend so eingestellt, dass nur derjenige Bereich des Detektorsystems 5 freigegeben ist, der von dem Röntgenstrahlenbündel unmittelbar getroffen werden kann. Dies sind in dem in den Fig. 1 und 2 veranschaulichten Betriebsmodus acht Zeilen von Detektorelementen 4, die im Folgenden als aktive Zeilen bezeichnet werden. Die weiteren punktiert angedeuteten Zeilen sind von der Strahlenblende 6 abgedeckt und daher nicht aktiv. Jede Zeile von Detektorelementen 4 weist eine Anzahl K von Detektorelementen auf wobei k = 1 bis K der sogenannte Kanalindex ist. Die aktiven Zeilen Ln von Detektorelementen 4 sind in Fig. 2 mit L1 bis LN bezeichnet, wobei n = 1 bis N der Zeilenindex ist.
- Das Röntgenstrahlenbündel weist den in Fig. 2 eingetragenen Conewinkel β auf, bei dem es sich um den Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in einer die Systemachse Z und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt. Der Fächerwinkel φ des Röntgenstrahlenbündels, bei dem es sich um den Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in einer rechtwinklig zur Systemachse Z angeordneten und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt, ist in Fig. 1 und 2 eingetragen.
- Der Drehrahmen 7 kann mittels einer Antriebseinrichtung 22 um eine mit Z bezeichnete Systemachse in Rotation versetzt werden. Die Systemachse Z verläuft parallel zu der z-Achse eines in Fig. 1 dargestellten räumlichen rechtwinkligen Koordinatensystems.
- Die Spalten des Detektorsystems 5 verlaufen ebenfalls in Richtung der z-Achse, während die Zeilen, deren Breite b in Richtung der z-Achse gemessen wird und beispielsweise 1 mm beträgt, quer zu der Systemachse Z bzw. der z-Achse verlaufen.
- Um ein Untersuchungsobjekt, z. B. einen Patienten, in den Strahlengang des Röntgenstrahlenbündel bringen zu können, ist eine Lagerungsvorrichtung 9 vorgesehen, die parallel zu der Systemachse Z, also in Richtung der z-Achse verschiebbar ist, und zwar derart, dass eine Synchronisation zwischen der Rotationsbewegung des Drehrahmens 7 und der Translationsbewegung der Lagerungsvorrichtung in dem Sinne vorliegt, dass das Verhältnis von Translations- zu Rotationsgeschwindigkeit konstant ist, wobei dieses Verhältnis einstellbar ist, indem ein gewünschter Wert für den Vorschub h der Lagerungsvorrichtung pro Umdrehung Drehrahmens gewählt wird.
- Es kann also ein Volumen eines auf der Lagerungsvorrichtung 9 befindlichen Untersuchungsobjekts im Zuge einer Volumenabtastung untersucht werden, wobei die Volumenabtastung in Form einer Spiralabtastung in dem Sinne vorgenommen werden kann, dass unter gleichzeitiger Rotation der Messeinheit 1 und Translation der Lagerungsvorrichtung 9 mittels der Messeinheit pro Umlauf der Messeinheit 1 eine Vielzahl von Projektionen aus verschiedenen Projektionsrichtungen aufgenommen wird. Bei der Spiralabtastung bewegt sich der Fokus F der Röntgenstrahlenquelle relativ zu der Lagerungsvorrichtung 9 auf einer in Fig. 1 mit S bezeichneten Spiralbahn.
- Die während der Spiralabtastung aus den Detektorelementen jeder aktiven Zeile des Detektorsystems 5 parallel ausgelesenen, den einzelnen Projektionen entsprechenden Messdaten werden in einer Datenaufbereitungseinheit 10 einer Digital/Analog-Wandlung unterzogen, serialisiert und an einen Bildrechner 11 übertragen.
- Nach einer Vorverarbeitung der Messdaten in einer Vorverarbeitungseinheit 12 des Bildrechners 11 gelangt der resultierende Datenstrom zu einer Rekonstruktionseinheit 13, die aus den Messdaten CT-Bilder von gewünschten Schichten des Untersuchungsobjekts rekonstruiert, und zwar entweder nach einem an sich bekannten Verfahren (z. B. 180LI- oder 360LI-Interpolation) oder im Falle einer der Erfindung entsprechenden Betriebsart nach einem noch näher zu erläuternden Verfahren.
- Die CT-Bilder setzen sich aus matrixartig zusammengesetzten Pixeln zusammen, wobei die Pixel der jeweiligen Bildebene zugeordnet sind, jedem Pixel eine CT-Zahl in Hounsfield Units (HU) zugeordnet ist und die einzelnen Pixel entsprechend einer CT-Zahl/Grauwertskala in einem ihrer jeweiligen CT-Zahl entsprechenden Grauwert dargestellt werden.
- Die von der Schnittbildrekonstruktionseinheit 13 und der Röntgenschattenbildrekonstruktionseinheit 15 rekonstruierten Bilder werden auf einer an den Bildrechner 11 angeschlossenen Anzeigeeinheit 16, z. B. einem Monitor, dargestellt.
- Die Röntgenstrahlenquelle 2, beispielsweise eine Röntgenröhre, wird von einer Generatoreinheit 17 mit den notwendigen Spannungen und Strömen, beispielsweise der Röhrenspannung U, versorgt. Um diese auf die jeweils notwendigen Werte einstellen zu können, ist der Generatoreinheit 17 eine Steuereinheit 18 mit Tastatur 19 zugeordnet, die die notwendigen Einstellungen gestattet.
- Auch die sonstige Bedienung und Steuerung des CT-Gerätes erfolgt mittels der Steuereinheit 18 und der Tastatur 19, was dadurch veranschaulicht ist, dass die Steuereinheit 18 mit dem Bildrechner 11 verbunden ist.
- Unter anderem kann die Anzahl N der aktiven Zeilen von Detektorelementen 4 und damit die Position der Strahlenblenden 3 und 6 eingestellt werden, wozu die Steuereinheit 18 mit den Strahlenblenden 3 und 6 zugeordneten Verstelleinheiten 20 und 21 verbunden ist. Weiter kann die Rotationszeit τ eingestellt werden, die der Drehrahmen 7 für eine vollständige Umdrehung benötigt, was dadurch veranschaulicht ist, dass die dem Drehrahmen 7 zugeordnete Antriebseinheit 22 mit der Steuereinheit 18 verbunden ist.
- Für den Fall, dass eine dem erfindungsgemäßen Verfahren entsprechende Betriebsart gewählt ist, erfolgt die Berechnung der entsprechenden CT-Bilder nach einem im Folgenden näher erläuterten erfindungsgemäßen Verfahren.
- Dazu wird eine Spiralabtastung über, wie beispielsweise in Fig. 3 dargestellt, 6π durchgeführt. Aus den dabei gewonnenen Messdaten werden einer Anzahl von einander überlappenden Untersegmenten entsprechende Messdaten entnommen. Dabei werden Anzahl und Länge, z. B. π/4 oder π/8, der Untersegmente so gewählt, dass diese insgesamt mindestens ein Spiralsegment ergeben, dessen Länge, z. B. π + φ, zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreicht. Für jedes der Untersegmente wird aus den entsprechenden Messdaten eine Anzahl von Ntilt Segmentbildern berechnet, deren Pixel sich auf verschiedene bezüglich der Mittelebene geneigte Bildebenen beziehen.
- Aus Fig. 3 ist ersichtlich, dass im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels pro Vollumlauf 12 einander überlappende Untersegmente vorhanden sind, d. h. es gilt Nα = 12. Die Untersegmente des ersten der drei in Fig. 3 gezeigten Vollumläufe sind in Fig. 3 mit US1 bis US12 bezeichnet.
- Pro Untersegment werden im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels, wie aus Fig. 4 am Beispiel des Untersegmentes US4 ersichtlich ist, fünf Segmentbilder berechnet, d. h. es gilt Ntilt = 5, was durch die Bildebenen PI1 bis PI5 der Segmentbilder veranschaulicht ist.
- Für einen Vollumlauf werden also insgesamt Nα.Ntilt = 60 Segmentbildern aus den Messdaten des Vollumlaufs berechnet, wobei später die zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder zu einem Teilbild zusammengefasst werden.
- Die Bildebenen PI1 bis PI5 der Segmentbilder schneiden sich gemäß Fig. 4 alle in einer Geraden. Bei dieser handelt es sich im Falle des dargestellten Ausführungsbeispiels um die Tangente T an die Mitte M des jeweiligen Untersegments, d. h. an denjenigen Punkt des zu dem Untersegment gehörigen Abschnittes der Fokusbahn, der bei der halben Bogenlänge dieses Abschnittes der Fokusbahn liegt.
- Für jede dieser Bildebenen PI1 bis PI5 werden aus den von den verschiedenen Detektorzeilen L1 bis L8 gelieferten Messdaten diejenigen Messwerte ausgewählt, die den für eine Rekonstruktion des jeweiligen Segmentbildes benötigten Linienintegrale entsprechen, wobei die Auswahl derart erfolgt, dass die zur Rekonstruktion des jeweiligen Segmentbildes herangezogenen Strahlen ein geeignetes Fehlerkriterium hinsichtlich ihres Abstandes von der geneigten Bildebene des jeweiligen Segmentbildes erfüllen, im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ist dies der minimale quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller zur Rekonstruktion des jeweiligen Segmentbildes herangezogenen Strahlen von der jeweiligen geneigten Bildebene PI1 bis PI5.
- Die maximale Neigung, einer Bildebene eines Segmentbildes ist somit durch die Forderung bestimmt, dass für alle benötigten Linienintegrale Messwerte verfügbar sein müssen, deren Strahlen nach dem Fehlerkriterium hinreichend nahe an der geneigten Bildebene liegen.
- Aus diesen für jede Bildebenen PI1 bis PI5 aus verschiedenen Messwerten zusammengestellten Linienintegralen wird nun das zu der jeweiligen Bildebene PI1 bis PI5 gehörige Segmentbild berechnet, z. B. durch das Standard-Rekonstruktionsverfahren der Faltung und Rückprojektion. Die Pixel dieser Segmentbildes gehören zu der jeweiligen geneigten Bildebene PI1 bis PI5. Es wird also im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels für jedes Untersegment ein Stapel von fünf Segmentbildern berechnet.
- Die so pro Untersegment erhaltenen Ntilt Segmentbilder werden in einem anschließenden Reformatierungsschritt zu Teilbild bezüglich einer gewünschten, von den Bildebenen PI1 bis PI5 verschiedene, die Systemachse Z vorzugsweise wie in Fig. 2 dargestellt rechtwinklig schneidende Zielbildebene IP zusammengefasst, und zwar in Abhängigkeit von noch zu erläuternden wählbaren Untermodi entweder durch Gewichtung oder durch Interpolation. Unabhängig von dem jeweiligen Untermodus wird im Zuge der Zusammenfassung das Bildrauschen vermindert und die gewünschte Rekonstruktionsschichtdicke eingestellt, wobei die Einstellung der durch die Gewichtung und/oder die Anzahl der in die Reformatierung einbezogenen Segmentbilder, die jedoch vorzugsweise gleich der Anzahl der pro Untersegment rekonstruierten Segmentbilder ist, erfolgt.
- Die so erhaltenen Nα Teilbilder werden in einem abschließenden Reformatierungsschritt zu einem resultierenden CT-Bild bezüglich der Zielbildebene zusammengefasst, und zwar durch Addition.
- Die Zusammenfassung von Segmentbildern zu einem Teilbild erfolgt ersten Untermodus durch Gewichtung, wobei bei der Zusammenfassung durch Gewichtung, die nach einem von zwei wählbaren Gewichtungsmodi erfolgt, unabhängig von dem jeweils gewählten Gewichtungsmodus derart vorgegangen wird, dass die Pixel der Segmentbilder jeweils als Quellpixel zu einem entsprechenden Zielpixel des resultierenden CT-Bildes beitragen und der Beitrag eines Quellpixels zu einem Zielpixel in Abhängigkeit von einer geometrischen Bezugsgröße gewichtet wird. Mit anderen Worten: Die zu einem Zielpixel gehörige CT- Zahl wird jeweils aus den CT-Zahlen der entsprechenden Quellpixel unter Berücksichtigung der geometrischen Bezugsgröße ermittelt.
- In dem ersten Gewichtungsmodus wird als geometrische Bezugsgröße der Abstand des jeweiligen Quellpixels von dem entsprechenden Zielpixel berücksichtigt.
- In dem zweiten Gewichtungsmodus erfolgt zur Vermeidung von Artefakten zusätzlich eine Gewichtung in Abhängigkeit des Abstandes der Quellpixel von der Mitte des jeweiligen Untersegments.
- In einem zweiten Untermodus erfolgt die Zusammenfassung der Segmentbilder zu einem Teilbild durch Interpolation, d. h. die Zielpixel, also die Pixel des resultierenden CT-Bildes werden durch Interpolation, beispielsweise lineare Interpolation, aus den entsprechenden Quellpixeln, also aus den entsprechenden Pixeln der Segmentbilder, ermittelt.
- Die der Rekonstruktion von Segmentbildern zugrundeliegenden Bedingungen werden nachfolgen anhand eines Untersegment beispielhaft erläutert, das bezüglich eines Referenzprojektionswinkels αr = 0 zentriert ist. Da die Bildebenen der nima Segmentbilder sowohl bezüglich der x-Achse um den Neigungswinkel γ als auch bezüglich der y-Achse um den Kippwinkel δ geneigt sind, ist der Normalenvektor einer Bildebene gegeben durch:
- Der Abstand d(α, δ, y), den ein beliebiger Punkt (xf, yf, zf) auf der Spiralbahn bzw. dem betrachteten Untersegment in z-Richtung von der um den Neigungswinkel γ und den Kippwinkel δ geneigten Bildebene aufweist ist gegeben durch
- Dabei wird davon ausgegangen, dass die Position (-Rf, 0, 0) des Fokus F für den Referenzprojektionswinkel αr = 0 in der Bildeben liegt.
- Der Neigungswinkel γ und der Kippwinkel δ der geneigten Bildebene müssen derart gewählt werden, dass alle Punkte des jeweiligen Untersegments einem Fehlerkriterium genügen, z. B. dass der quadratische Mittelwert der in z-Richtung gemessenen Abstände aller Punkte des Spiralsegments von der Bildebene jeweiligen minimal ist.
- Nimmt man an, dass b - t das um die z-Achse um einen Winkel α - π/2 gedrehte Koordinatensystem x - y sei, so ist b - t das lokale Koordinatensystem für eine Projektion mit dem Projektionswinkel α.
x = bsinα + tcosα
y = -bcosα + tsinα (3)
- Stellt man sich ein virtuelles Detektorarray vor, das der Projektion des Detektorarrays in eine die Systemachse z enthaltende Ebene, die sogenannte virtuelle Detektorebene, entspricht, so gilt für die Detektorebene t = 0.
- Jeder Punkt (x, y, z) auf der Bildebene ist gekennzeichnet durch
- Setzt man (3) mit t = 0 in (4) ein, so erhält man die Schnittgerade der virtuellen Detektorebene mit der Bildebene
- Die z-Koordinate auf der virtuellen Detektorebene ist gegeben durch
- Der Neigungswinkel γ wird zunächst in der gleichen Weise wie im Falle der US 5 802 134 optimiert, d. h. für den Kippwinkel δ = 0. Als Ergebnis erhält man
wobei ≙ der Winkel ist, bei dem das Untersegment die Bildebene durchstößt. - Für den nach (7) mit ≙ erhaltenen Neigungswinkel γ0 wird der Kippwinkel δ optimiert. Das Optimierungskriterium für den Kippwinkel δ ist dabei, dass die z-Koordinate gemäß (6) für die Linien -RFOV ≤ b ≤ RFOV, die den von der Strahlung erfassten Bereich des Untersuchungsobjekts in z-Richtung nach hinten bzw. vorne begrenzen, nicht nur innerhalb der aktiven Detektorfläche, d. h. innerhalb des von der Strahlenblende 6 freigegebenen und von der Strahlung getroffenen Bereichs des Detektorarrays 5, liegen müssen, sondern die Detektorfläche auch möglichst gut ausnutzen müssen.
- Für den maximal möglichen Kippwinkel ±δmax erreichen die durch die z-Koordinate gemäß (6) gegebenen Linien für b = ±RFOV das in z-Richtung vordere bzw. hintere Ende der Detektorfläche. Wenn dies für das jeweilige Untersegment für die Projektionen an Anfang und Ende des Untersegmentes, d. h. für die äußersten Projektionswinkel ±αl eintritt, gilt:
wobei M die Anzahl der Detektorzeilen und S die in z-Richtung gemessenen Breite einer Detektorzeile ist. - Indem (5) für α = αl und γ = γ0 in (7) eingesetzt und nach δmax aufgelöst wird, resultiert
- Für das entsprechende δmax wird ein neues γmin durch Re- Iteration ermittelt, und zwar durch Minimierung des quadratischen Mittelwertes der in z-Richtung gemessenen Abstände d(α, δmax, γ) aller Punkte des Untersegmentes von der Bildebene gemäß (2).
- Der zur Verfügung stehende Bereich [-δmax, δmax] des Kippwinkels wird nun entsprechend der Anzahl nima der zu rekonstruierenden Segmentbilder vorzugsweise wie im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels gleichmäßig unterteilt. D. h., dass im Falle einer gleichmäßigen Unterteilung jede Bildebene 0 ≤ i ≤ nima - 1 durch den Neigungswinkel γmin (der vorzugsweise wie im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels für alle Bildebenen gleich ist) und den jeweiligen Kippwinkel δ(i) gekennzeichnet ist, wobei für den jeweiligen Kippwinkel
gilt. - Die Anzahl nima der für das Untersegmentsegment zu rekonstruierenden Segmentbilder ist gegeben durch
- Die Reformatierung geschieht mit Hilfe von Interpolationsfunktionen wählbarer Breite, wodurch sich das Schichtempfindlichkeitsprofil und das Bildrauschen im resultierenden Transversalschnittbild beeinflussen lassen.
- Dabei ist von Vorteil, dass die Festlegung der gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke der Teilbilder und damit der resultierenden CT-Bilder retrospektiv im Zuge der Reformatierung erfolgt.
- Die zu der zur Gewinnung eines Teilbildes durchzuführenden Reformatierung erforderliche Anzahl von Segmentbildern erhält man wie folgt:
Am Rande des durch (x, y) = (RMcos(Φ), RMsin(Φ)) parametrisierten Objektzylinders ist, erhält man den Abstand ΔzR einer um den Neigungswinkel und den Kippwinkel geneigten Bildebene mit dem Normalenvektor
und mit dem Nullpunkt im Punkt (-Rf, 0, zR), indem (x, y, ΔzR) in die Ebenengleichung einsetzt wird
≙(δ, γ). ≙ = 0.
- Es folgt dann:
- Für die Reformatierung eines Transversalschnittbildes mit der Bildebene in zR müssen demnach alle im Intervall
rekonstruierten Segmentbilder zur Verfügung stehen, d. h. im Speicher 14 gespeichert werden. - Wenn bei der Reformatierung eine Interpolationsfunktion verwendet wird, deren Länge z* die durch obiges Intervall gesetzten Grenzwerte übersteigt, so ist die Anzahl der zur Reformatierung erforderlichen Segmentbilder durch die Länge des Interpolationsfilters bestimmt.
- Im allgemeinen Fall gilt für die Anzahl NM der zur Reformatierung eines Teilbildes benötigten rekonstruierten Bilder mit geneigter Bildebene
NM = 2.max(z*, supΦΔzR)/S.NS (14)
- Dabei ist NS die Anzahl der pro Breite S einer Zeile von Detektorelementen rekonstruierten Segmentbilder.
- Infolge des Umstandes, dass die Rekonstruktionsschichtdicke eines gewünschten Teilschnittbildes retrospektiv festgelegt wird, erfolgt die Rekonstruktion der Segmentbilder vorzugsweise durch Wahl einer entsprechend engen Gewichtungsfunktion mit der geringstmöglichen Rekonstruktionsschichtdicke. Dies gewährleistet höchste Schärfe in z-Richtung nicht nur der Segmentbilder, sondern auch der durch die Reformatierung erhaltenen Teilbilder wie auch des aus diesen gewonnenen CT- Bildes.
- Neben diesem Vorteil sind als weitere Vorteile der beschriebenen Reformatierung zu nennen:
- - Die Rekonstruktionsschichtdicke kann retrospektiv gewählt werden, ohne dass eine erneute Rekonstruktion erforderlich ist,
- - die Rekonstruktionsschichtdicke ist frei wählbar, und
- - für die Reformatierung steht eine Vielzahl von geeigneten Interpolationsfunktionen frei wählbarer Breite zur Verfügung.
- In Fig. 5 ist von den zu dem Untersegment US4 gehörigen Segmentbildern beispielhaft das zu der Bildebene PI3 gehörige Segmentbild dargestellt. Dabei sind strichliert der Referenzprojektionswinkel αr und die zu diesem gehörigen äußersten Projektionswinkel +αl und -αl angedeutet. Es wird deutlich, dass die Informationsdichte in den Segmentbildern orthogonal zu der dem jeweiligen Referenzprojektionswinkel entsprechenden Projektionsrichtung, die im Folgenden als Referenzprojektionsrichtung bezeichnet wird, wesentlich größer ist als in der jeweiligen Referenzprojektionsrichtung.
- Es besteht daher die Möglichkeit die den Segmentbildern entsprechenden Daten zu komprimieren. Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels geschieht infolge des Umstandes, dass im Falle der Verwendung einer homogenen Pixelmatrix die Datenredundanz aus den genannten Gründen sehr hoch wäre, die Datenkomprimierung, indem die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten entsprechend der Datenstruktur eine derart inhomogene Pixelmatrix aufweisen, dass die Auflösung Rr in Referenzprojektionsrichtung geringer ist als die Auflösung Rar orthogonal zu der Referenzprojektionsrichtung. - Geht man von einer gegebenen Auflösung orthogonal zur Referenzprojektionsrichtung aus, so entspricht der bei der Komprimierung erzielbare Komprimierungsfaktor dem Quotienten Ror/Rr.
- Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ist die inhomogene Pixelmatrix ist gemäß Fig. 6 dadurch realisiert, dass die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten Pixel von länglicher, nämlich rechteckiger Gestalt aufweisen, wobei die längste Erstreckung der Pixel in Referenzprojektionsrichtung verläuft.
- Wenn es im Wesentlichen darum geht, den für die Speicherung der Segmentbilder benötigten Speicherplatz zu verringern, wird eine erste Komprimierungsbetriebsart gewählt, bei der die Segmentbilder nach erfolgter Rekonstruktion auf die inhomogene Pixelmatrix umgerechnet werden.
- Wenn auch der zur Rekonstruktion der Segmentbilder erforderliche Rechenaufwand reduziert werden soll, wird eine zweiten Komprimierungsbetriebsart gewählt, bei der so vorgegangen wird, dass die Segmentbilder bereits in der inhomogenen Pixelmatrix rekonstruiert werden, was den Vorteil bietet, dass dann deutlich weniger Pixel rekonstruiert werden müssen als im Falle einer homogenen Pixelmatrix, die orthogonal zur Referenzprojektionsrichtung die gleiche Auflösung wie die inhomogene Pixelmatrix aufweist.
- Im Zuge der Rekonstruktion in der inhomogenen Pixelmatrix wird gemäß Fig. 5 das der Rückprojektion zugrundeliegende Koordinatensystem mit der
x - und dery -Achse jeweils so gedreht, dass die Rückprojektionsrichtung der jeweiligen Referenzprojektionsrichtung entspricht. - Unabhängig davon, welche der beiden Komprimierungsbetriebsarten gewählt wird, muss die Datenkomprimierung spätestens im Zuge der Zusammenfassung der Teilbilder zu einem resultierenden CT-Bild wieder rückgängig gemacht werden. Daher ist im Falle des erfindungsgemäßen CT-Geräts vorgesehen, dass auch die Teilbilder auf Basis der inhomogenen Pixelmatrix erzeugt werden und erst im Zuge der Erzeugung des resultierenden CT- Bildes der Übergang auf eine homogene Pixelmatrix erfolgt. Dies bietet gegenüber der prinzipiell ebenfalls möglichen Vorgehensweise, bereits bei der Zusammenfassung der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder zu einem Teilbild auf die homogene Pixelmatrix überzugehen, den Vorteil eines verringerten Speicherbedarfs und eines ebenfalls geringeren Rechenaufwandes.
- Unabhängig davon, ob die Dekomprimierung im Zuge der Zusammenfassung von Segmentbildern zu einem Teilbild oder der Zusammenfassung von Teilbildern zu einem resultierenden CT-Bild erfolgt, werden bei Wahl einer ersten Unterbetriebsart die Pixel der homogenen Pixelmatrix durch Interpolation aus den Pixeln der homogenen Pixelmatrix gewonnen. Bei Wahl einer zweiten Unterbetriebsart werden die Pixel der homogenen Pixelmatrix durch Gewichtung aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix gewonnen.
- In beiden Unterbetriebsarten muss infolge der Ausrichtung der inhomogenen Pixelmatrix entsprechend der Referenzprojektionsrichtung die inhomogene Pixelmatrix größer als die homogene Pixelmatrix sein, um trotz der Verdrehung der inhomogenen Pixelmatrix relativ zu der homogenen Pixelmatrix sicherzustellen, dass die inhomogene Pixelmatrix zur Ermittlung jedes Pixels der homogenen Pixelmatrix geeignete Daten enthält. Im Falle einer quadratischen homogenen Pixelmatrix und einer ebenfalls quadratischen inhomogenen Pixelmatrix bedeutet dies, dass (für beliebige Referenzprojektionsrichtungen) die Seitenlänge der Inhomogenen Pixelmatrix um den Faktor größer als die der homogenen Pixelmatrix sein muss.
- Was die Vorgehensweise bei der Datendekomprimierung durch Interpolation bzw. Gewichtung angeht, so gilt das vorstehend im Zusammenhang mit der Zusammenfassung mehrerer Segmentbilder zu einem Teilbild Gesagte sinngemäß, d. h., die Mittelwertbildung kann auch gewichtet erfolgen.
- Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele erfolgt die Datenkomprimierung auf Basis der Verwendung einer inhomogenen Pixelmatrix. Alternativ können andere auf dem Gebiet der Bildverarbeitung übliche Komprimierungsverfahren Anwendung finden.
- Wenn in einer in Fig. 7 veranschaulichten Betriebsweise mit geneigter Drehrahmen 7 die Rotationsachse Z', um die der Fokus F um die Systemachse Z rotiert, nicht mit der Systemachse Z identisch ist, sondern diese unter einem sogenannten Gantrywinkel ρ schneidet, so ergibt sich aus der Geometrie gemäß Fig. 2 ein gemäß Fig. 7 gekipptes Koordinatensystem mit der der Mittelachse der Spiralbahn S entsprechenden z'-Achse, die gegenüber der z-Achse um den Gantrywinkel ρ gekippt ist, der y'-Achse, die gegenüber der y-Achse ebenfalls um den Gantrywinkel ρ gekippt ist, und der unverändert beibehaltenen x-Achse.
- In diesem Koordinatensystem gilt für die Spiralbahn S:
- Die vorstehend beschriebene Vorgehensweise zur Bestimmung des maximalen Kippwinkels δmax kann auf den Fall der gekippten Gantry übertragen werden, wobei anstelle der Gleichung (6) gilt:
ergibt. - Allerdings ist nun in der Bestimmungsgleichung für den maximalen Kippwinkel δmax, d. h. in die Gleichung (9), der Neigungswinkel γ' im Koordinatensystem (x, y', z') für den Fall der geneigten Gantry einzusetzen.
- Für den Neigungswinkel γ' im Falle der geneigten Gantry gilt:
bzw.
wobei s die Bogenlänge der Spiralbahn S für das jeweils betrachtete Untersegment ist. - Es wurde festgestellt, dass der Neigungswinkel γ' für den Fall der gekippten Gantry nahezu unabhängig von Referenzprojektionswinkel αr ist. Auch bezüglich des maximalen Kippwinkels δmax wurde festgestellt, dass dieser nahezu unabhängig von dem Referenzprojektionswinkel αr ist.
- Auch im Falle der geneigten Gantry besteht die Möglichkeit, für einen gegebenen Betrag des Maximalwertes des Kippwinkels |δmax|, der beispielsweise aus (9) auf Basis des gemäß (18) aus der Steigung der Spiralbahn S gewonnen wird, den zugehörigen Optimalwert des Neigungswinkels γ' derart zu ermitteln, dass ein Fehlerkriterium, beispielsweise minimaler Mittelwert der in z-Richtung gemessenen Abstände aller Punkte des Untersegmentes von der Bildebene, erfüllt ist.
- Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele wird die Relativbewegung zwischen der Messeinheit 1 und Lagerungsvorrichtung 9 jeweils dadurch erzeugt, dass die Lagerungsvorrichtung 9 verschoben wird. Es besteht im Rahmen der Erfindung jedoch auch die Möglichkeit, die Lagerungsvorrichtung 9 ortsfest zu lassen und statt dessen die Messeinheit 1 zu verschieben. Außerdem besteht im Rahmen der Erfindung die Möglichkeit, die notwendige Relativbewegung durch Verschiebung sowohl der Messeinheit 1 als auch der Lagerungsvorrichtung 9 zu erzeugen.
- Das konusförmige Röntgenstrahlenbündel weist im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels einen rechteckigen Querschnitt auf. Im Rahmen der Erfindung sind jedoch auch andere Querschnittsgeometrien möglich.
- Im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen finden CT-Geräte der dritten Generation Verwendung, d. h. die Röntgenstrahlenquelle und das Detektorsystem werden während der Bilderzeugung gemeinsam um die Systemachse verlagert. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT-Geräten der vierten Generation, bei denen nur die Röntgenstrahlenquelle um die Systemachse verlagert wird und mit einem feststehenden Detektorring zusammenwirkt, Verwendung finden, sofern es sich bei dem Detektorsystem um ein mehrzeiliges Array von Detektorelementen handelt.
- Auch bei CT-Geräten der fünften Generation, d. h. CT-Geräten, bei denen die Röntgenstrahlung nicht nur von einem Fokus, sondern von mehreren Foken einer oder mehrerer um die Systemachse verlagerter Röntgenstrahlenquellen ausgeht, kann das erfindungsgemäße Verfahren Verwendung finden, sofern das Detektorsystem ein mehrzeiliges Array von Detektorelementen aufweist.
- Die im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen verwendeten CT-Geräte weisen ein Detektorsystem mit nach Art einer orthogonalen Matrix angeordneten Detektorelementen auf. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT-Geräten Verwendung finden, deren Detektorsystem in einer anderen Weise flächenhaftes Array angeordnete Detektorelemente aufweist.
- Die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele betreffen die medizinische Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens. Die Erfindung kann jedoch auch außerhalb der Medizin, beispielsweise bei der Gepäckprüfung oder bei der Materialuntersuchung, Anwendung finden.
Claims (60)
1. Verfahren für die Computertomographie, aufweisend die
Verfahrensschritte
a) zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus
ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem
matrixartigen Detektorarray zum Detektieren des
Strahlenbündels wird der Fokus relativ zu dem Objekt auf einer
Spiralbahn um eine Systemachse bewegt, wobei das
Detektorarray der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangsdaten
liefert,
b) die jeweils während der Bewegung des Fokus auf einem
Spiralsegment mit zur Rekonstruktion eines CT-Bildes
ausreichender Länge gelieferten Ausgangsdaten werden in
Ausgangsdaten bezüglich Untersegmenten aufgeteilt,
c) für die Untersegmente werden Segmentbilder mit bezüglich
der Systemachse geneigter Bildebene rekonstruiert,
d) die jeweils zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder
werden zu einem Teilbild bezüglich einer Zielbildebene
zusammengefasst, und
e) die Teilbilder werden zu einem resultierenden CT-Bild
bezüglich der Zielbildebene zusammengefasst.
2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Segmentbilder für
Bildebenen rekonstruiert werden, die sowohl um eine erste,
die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen
Neigungswinkel γ als auch um eine zweite, sowohl die erste Achse
als auch die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um
einen Kippwinkel δ bezüglich der Systemachse geneigt sind.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem benachbarte
Untersegmente einander überlappen und die zu den Überlappungsbereichen
gehörigen Ausgangsdaten jeweils derart gewichtet
werden, dass die Gewichte einander entsprechender
Ausgangsdaten der einander überlappenden Untersegmente jeweils eins
ergeben.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem für
jedes Untersegment Segmentbilder für eine Anzahl nima von
geneigten Bildebenen rekonstruiert werden, wobei die Bildebenen
die unterschiedliche z-Positionen zima aufweisen.
5. Verfahren nach Anspruch 4, bei dem sich die mehreren
geneigten Bildebenen in einer tangential zu dem Untersegment
verlaufenden Geraden schneiden.
6. Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, bei dem für die
Extremwerte +δmax und -δmax des Kippwinkels δ der zu einem
Untersegment gehörigen geneigten Bildebenen gilt:
für den Kippwinkel δ = 0 ermittelte Wert des Neigungswinkels γ ist.
für den Kippwinkel δ = 0 ermittelte Wert des Neigungswinkels γ ist.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem der
Fokus um eine Rotationsachse um die Systemachse rotiert, die
der Systemachse entspricht.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem die
Rotationsachse, um die der Fokus um die Systemachse rotiert,
die Systemachse unter einem Gantrywinkel ρ schneidet, wobei
für den zu wählenden Neigungswinkel γ' gilt:
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 8, bei dem für
einen gegebenen Betrag |δmax| des Maximalwertes des Kippwinkels
δ der zugehörige Optimalwert γmin des Neigungswinkels γ derart
ermittelt wird, dass ein Fehlerkriterium erfüllt ist.
10. Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 9, bei dem für
die Anzahl nima der geneigten Bildebenen, für die für jedes
Untersegment Segmentbilder erzeugt werden, gilt:
11. Verfahren nach Anspruch 10, bei dem die Kippwinkel δ der
geneigten Bildebenen nach
ermittelt werden.
ermittelt werden.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei dem die
Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild
durch Interpolation erfolgt.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei dem die
Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild
durch Mittelwertbildung erfolgt.
14. Verfahren nach Anspruch 13, bei dem die Zusammenfassung
der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch gewichtete
Mittelwertbildung erfolgt.
15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, bei die
Segmentbilder bei der Zusammenfassung zu einem Teilbild
entsprechend einer gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des
Teilbildes gewichtet werden.
16. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 15, welches
außerdem den Verfahrensschritt aufweist, dass die Anzahl der
Segmentbilder, die zur Erzeugung eines Teilbildes
zusammengefasst werden, entsprechend einer jeweils gewünschten
Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes gewählt wird.
17. Verfahren nach Anspruch 16, bei dem die Segmentbilder mit
der geringstmöglichen Schichtdicke rekonstruiert werden.
18. Verfahren nach Anspruch 16 oder 17, bei dem die Anzahl
der Segmentbilder, die zur Erzeugung eines Teilbildes
zusammengefasst werden, nach
NM = 2.max(z*, supΦΔzR)/S.NS
gewählt wird.
NM = 2.max(z*, supΦΔzR)/S.NS
gewählt wird.
19. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 18, aufweisend
den weiteren Verfahrensschritt, dass die Teilbilder für eine
Zielbildebene ermittelt werden, die die Systemachse
rechtwinklig schneidet.
20. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 19, bei dem die
Zusammenfassung der Teilbilder zu dem resultierenden CT-Bild
durch Addition erfolgt.
21. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 20, bei dem die
den Segmentbildern entsprechenden Daten komprimiert werden.
22. Verfahren nach Anspruch 21, bei dem die den
Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten eine derart inhomogene
Pixelmatrix aufweisen, dass die Auflösung in einer ersten,
wenigstens im wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen
Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung
verlaufenden Richtung größer ist als in einer zweiten Richtung, die
wenigstens im wesentlichen orthogonal zu der
Referenzprojektionsrichtung verläuft.
23. Verfahren nach Anspruch 22, bei dem die den
Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten Pixel von länglicher
Gestalt aufweisen, wobei die längste Erstreckung der Pixel
wenigstens im wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen
Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung verläuft.
24. Verfahren nach Anspruch 23, bei dem rechteckige Pixel
vorgesehen sind.
25. Verfahren nach Anspruch 23 oder 24, bei dem die
Segmentbilder auf die inhomogene Pixelmatrix umgerechnet werden.
26. Verfahren nach Anspruch 23 oder 24, bei dem die
Segmentbilder in der inhomogenen Pixelmatrix rekonstruiert werden.
27. Verfahren nach Anspruch 26, bei dem die
Rückprojektionsrichtung wenigstens im wesentlichen Richtung der zu dem
jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung
entspricht.
28. Verfahren nach einem der Ansprüche 21 bis 27, bei dem die
Komprimierung im Zuge der Zusammenfassung der Teilbilder zu
einem eine homogene Pixelmatrix aufweisenden resultierenden
CT-Bild aufgehoben wird.
29. Verfahren nach einem der Ansprüche 21 bis 28, bei dem die
Pixel der homogenen Pixelmatrix durch Interpolation aus den
Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix gewonnen werden.
30. Verfahren nach einem der Ansprüche 21 bis 28, bei dem die
Pixel der homogenen Pixelmatrix durch Mittelwertbildung aus
den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix gewonnen werden.
31. Computertomographie(CT)-Gerät aufweisend eine
Strahlungsquelle, von deren Fokus ein konusförmiges Strahlenbündel
ausgeht, ein matrixartiges Detektorarray zum Detektieren des
Strahlenbündels, wobei das Detektorarray der empfangenen
Strahlung entsprechende Ausgangsdaten liefert, Mittel zum
Erzeugen einer Relativbewegung zwischen Strahlungsquelle und
Detektorarray einerseits und eines Objekt andererseits und
einen Rechner, dem die Ausgangsdaten zugeführt sind, wobei
die Mittel zum Erzeugen einer Relativbewegung zur Abtastung
des Objekts mit dem Strahlenbündel und dem zweidimensionalen
Detektorarray eine Relativbewegung des Fokus zu einer
Systemachse derart bewirken, dass sich der Fokus relativ zu der
Systemachse auf einer Spiralbahn um die Systemachse bewegt,
und wobei die jeweils während der Bewegung des Fokus auf
einem Spiralsegment gelieferten Ausgangsdaten einem Rechner
zugeführt sind, wobei
a) der Rechner die jeweils während der Bewegung des Fokus auf
einem Spiralsegment mit zur Rekonstruktion eines CT-Bildes
ausreichender Länge gelieferten Ausgangsdaten in
Ausgangsdaten bezüglich Untersegmenten aufteilt,
b) der Rechner für die Untersegmente Segmentbilder mit
bezüglich der Systemachse geneigter Bildebene rekonstruiert,
c) der Rechner die jeweils zu einem Untersegment gehörigen
Segmentbilder zu einem Teilbild bezüglich einer
Zielbildebene zusammengefasst, und
d) der Rechner die Teilbilder zu einem resultierenden CT-Bild
bezüglich der Zielbildebene zusammengefasst.
32. CT-Gerät nach Anspruch 31, bei dem der Rechner die
Segmentbilder für Bildebenen rekonstruiert, die sowohl um eine
erste, die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um
einen Neigungswinkel γ als auch um eine zweite, sowohl die
erste Achse als auch die Systemachse rechtwinklig schneidende
Achse um einen Kippwinkel δ bezüglich der Systemachse geneigt
sind.
33. CT-Gerät nach Anspruch 31 oder 32, bei dem benachbarte
Untersegmente einander überlappen und der Rechner die zu den
Überlappungsbereichen gehörigen Ausgangsdaten jeweils derart
gewichtet, dass die Gewichte einander entsprechender
Ausgangsdaten der einander überlappenden Untersegmente jeweils
eins ergeben.
34. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 31 bis 33, bei dem der
Rechner für jedes Untersegment Segmentbilder für eine Anzahl
nima von geneigten Bildebenen rekonstruiert, wobei die
Bildebenen die unterschiedliche z-Positionen zima aufweisen.
35. CT-Gerät nach Anspruch 34, bei dem sich die mehreren
geneigten Bildebenen in einer tangential zu dem Untersegment
verlaufenden Geraden schneiden.
36. CT-Gerät nach Anspruch 34 oder 35, bei dem für die
Extremwerte +δmax und -δmax des Kippwinkels δ der zu einem
Untersegment gehörigen geneigten Bildebenen gilt:
für den Kippwinkel δ = 0 ermittelte Wert des Neigungswinkels γ ist.
für den Kippwinkel δ = 0 ermittelte Wert des Neigungswinkels γ ist.
37. CT-Gerät, nach einem der Ansprüche 31 bis 36, dessen
Fokus um eine Rotationsachse um die Systemachse rotiert, die
der Systemachse entspricht.
38. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 31 bis 36, bei dem die
Rotationsachse, um die der Fokus um die Systemachse rotiert,
die Systemachse unter einem Gantrywinkel ρ schneidet, wobei
der Rechner den Neigungswinkel γ' gemäß
wählt.
wählt.
39. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 36 bis 38, bei dem der
Rechner für einen gegebenen Betrag |δmax| des Maximalwertes des
Kippwinkels δ den zugehörigen Optimalwert γmin des
Neigungswinkels γ derart ermittelt, dass ein Fehlerkriterium erfüllt
ist
40. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 34 bis 39, bei dem für
die Anzahl nima der geneigten Bildebenen, für die der Rechner
für jedes Untersegment Segmentbilder erzeugt, gilt:
41. CT-Gerät nach Anspruch 40, bei dem der Rechner die
Kippwinkel δ der geneigten Bildebenen nach
ermittelt.
ermittelt.
42. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 31 bis 41, bei dem der
Rechner die Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu
einem Teilbild durch Interpolation bewirkt.
43. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 31 bis 41, bei dem der
Rechner die Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu
einem Teilbild durch Mittelwertbildung bewirkt.
44. CT-Gerät nach Anspruch 43, bei dem der Rechner die
Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch
gewichtete Mittelwertbildung bewirkt.
45. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 31 bis 44, bei dem der
Rechner die Segmentbilder bei der Zusammenfassung zu einem
Teilbild entsprechend einer gewünschten
Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes gewichtet.
46. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 31 bis 45, bei dem der
Rechner außerdem die Anzahl der Segmentbilder, die er zur
Erzeugung eines Teilbildes zusammenfasst, entsprechend der
jeweils gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des
Teilbildes wählt.
47. Verfahren nach Anspruch 46, bei dem der Rechner die
Segmentbilder mit der geringstmöglichen Schichtdicke
rekonstruiert.
48. Verfahren nach Anspruch 46 oder 47, bei dem der Rechner
die Anzahl der Segmentbilder, die er zur Erzeugung eines
Teilbildes zusammenfasst, nach
NM = 2.max(z*, supΦΔzR)/S.NS
wählt.
NM = 2.max(z*, supΦΔzR)/S.NS
wählt.
49. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 31 bis 48, bei dem der
Rechner die Teilbilder für eine Zielbildebene ermittelt, die
die Systemachse rechtwinklig schneidet.
50. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 31 bis 49, bei dem der
Rechner die Zusammenfassung der Teilbilder zu dem
resultierenden CT-Bild durch Addition bewirkt.
51. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 31 bis 50, bei dem der
Rechner die den Segmentbildern entsprechenden Daten
komprimiert.
52. CT-Gerät nach Anspruch 51, bei dem die den Segmentbildern
entsprechenden komprimierten Daten eine derart inhomogene
Pixelmatrix aufweisen, dass die Auflösung in einer ersten,
wenigstens im wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen
Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung
verlaufenden Richtung größer ist als in einer zweiten Richtung, die
wenigstens im wesentlichen orthogonal zu der
Referenzprojektionsrichtung verläuft.
53. CT-Gerät nach Anspruch 52, bei dem die den Segmentbildern
entsprechenden komprimierten Daten Pixel von länglicher
Gestalt aufweisen, wobei die längste Erstreckung der Pixel
wenigstens im wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen
Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung verläuft.
54. CT-Gerät nach Anspruch 53, bei dem rechteckige Pixel
vorgesehen sind.
55. CT-Gerät nach Anspruch 53 oder 54, bei dem der Rechner
die Segmentbilder auf die inhomogene Pixelmatrix umrechnet.
56. CT-Gerät nach Anspruch 53 oder 54, bei dem der Rechner
die Segmentbilder in der inhomogenen Pixelmatrix
rekonstruiert.
57. CT-Gerät nach Anspruch 56, bei dem der Rechner die
Rückprojektionsrichtung wenigstens im wesentlichen Richtung der
zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen
Referenzprojektionsrichtung entsprechend wählt.
58. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 51 bis 57, bei dem der
Rechner die Komprimierung im Zuge der Zusammenfassung der
Teilbilder zu einem eine homogene Pixelmatrix aufweisenden
resultierenden CT-Bild aufhebt.
59. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 51 bis 58, bei dem der
Rechner die Pixel der homogenen Pixelmatrix durch
Interpolation aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix gewinnt.
60. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 51 bis 58, bei dem der
Rechner die Pixel der homogenen Pixelmatrix durch
Mittelwertbildung aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix gewinnt.
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