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Die Erfindung betrifft einen Computertomographen sowie ein Verfahren zur Aufzeichnung von Bilddaten für die Computertomographie.
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Im Stand der Technik sind Computertomographie-Geräte (im Folgenden wird die Abkürzung CT für Computertomograph oder Computertomographie verwendet), die mit einem zylinderförmigen Detektor bestückt sind. Zylinderförmig bedeutet in diesem Zusammenhang, dass der Detektor derart geformt ist, dass er Teil einer Mantelfläche eines virtuellen Zylinders ist.
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Dieser Detektor deckt üblicherweise ein Scan-Messfeld (engl.: "scan field of view", SFOV) von 50 cm ab.
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Der Detektor ist üblicherweise durch eine Mehrzahl von Zeilen aufgebaut, die hintereinander in Richtung der Zylinderachse angeordnet sind und so zusammen die Breite des Detektors ergeben. Die Breite kennzeichnet also die Ausdehnung des Detektors in Richtung der Zylinderachse.
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Es ist die Aufgabe der Erfindung, einen Computertomographen und ein Verfahren zur Aufzeichnung von Bilddaten eines abzubildenden Volumens bei einem Computertomographen anzugeben, das einen kostengünstigen Computertomographen ermöglicht und gleichzeitig erlaubt, das Scan-Messfeld schnell abzutasten.
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Die Aufgabe der Erfindung wird durch die Gegenstände der unabhängigen Ansprüche gelöst.
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Der erfindungsgemäße Computertomograph für die Aufzeichnung von Bilddaten eines abzubildenden Volumens weist auf:
eine Gantry,
einen Röntgenstrahler,
einen Detektor, der an zumindest einer seiner Breitseite einen seitlichen Bereich aufweist, der eine geringere Breite aufweist als die Gesamtbreite des Detektors,
wobei der seitliche Bereich in Bezug auf die Gesamtbreite des Detektors versetzt zur Mitte angeordnet ist,
mit einer Steuerungsvorrichtung, welche bei der Spiral-CT-Bildgebung eine Gantryrotation und einen Detektorvorschub relativ zum abzubildenden Volumen derart koordiniert steuert, dass eine Rotationsrichtung der Gantryrotation und eine Vorschubrichtung des Detektorvorschubs aufeinander abgestimmt sind.
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Durch den Detektoraufbau, der in einem seitlichen Bereich weniger breit ausgebildet ist als in seinem zentralen Bereich, dessen seitlicher Bereich also eine Breite aufweist, die geringer ist als die Gesamtbreite, lässt teure Detektorfläche einsparen.
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Dies bewirkt zwar eine schlechtere Abtastung des Untersuchungsobjektes, da weniger Strahlen zur Verfügung stehen, die das Zielvolumen durchdringen. Es wurde aber erkannt, dass dies durch andere Maßnahmen zum großen Teil kompensiert werden kann, sodass die Einsparung von Detektorfläche aus klinischer Sicht vertretbar ist.
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Die Detektoranordnung, bei denen der seitliche Bereich eine geringere Breite hat als die Detektorgesamtbreite, erfordert ohne weitere Maßnahmen im Spiralbetrieb eine reduzierte Vorschubgeschwindigkeit. Dies ist notwendig, um auch in den Randbereichen des Scan-Messfeldes noch eine ausreichende Abtastung des Zielvolumens zu ermöglichen.
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Falls der seitliche Bereich des Detektors z.B. eine Breite aufweist, die halb so groß ist wie die Gesamtbreite des Detektors, kann dies zur Folge haben, dass der maximale Tischvorschub halbiert werden muss, verglichen mit einem Detektor, der überall die gleiche Gesamtbreite aufweist. Andernfalls entstünden Lücken in der Volumenabtastung des Untersuchungsobjekts.
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Der Tischvorschub und damit der Vorschub des Detektors relativ zum abzubildenden Volumen kann z.B. durch Bewegung des Patiententisches realisiert werden. Es ist aber auch möglich, den Tischvorschub durch Bewegen der Gantry entlang der Rotationsachse der Gantry zu implementieren. Letztlich ist die Relativbewegung ausschlaggebend, mit der das Zielvolumen in Bezug zur Gantry bewegt wird.
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Es wurde erkannt, dass der maximale Tischvorschub trotz geringerer Breite des Detektors in einem Randbereich wieder vergrößert werden kann, wenn der seitliche Bereich, der eine geringere Breite aufweist, nicht symmetrisch in Bezug auf die Detektorbreite angeordnet wird, sondern versetzt hierzu. Durch die außermittige Anordnung können wieder größere Tischvorschübe implementiert werden und trotzdem eine hinreichende Abtastung des Zielvolumens mit Röntgenstrahlen auch in Randbereichen erreicht werden.
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Es wurde aber auch erkannt, dass die asymmetrische Detektoranordnung nur eine günstige Tischvorschubrichtung hat. Das bedeutet, dass sich der beschriebene vorteilhafte Effekt nur dann auswirkt, wenn der Tischvorschub in eine bestimmte Richtung stattfindet. Bei gleicher Rotationsrichtung der Gantry ist die maximale Tischvorschubgeschwindigkeit bei Tischvorschub in die entgegengesetzte Richtung wieder deutlich reduziert, sofern eine ausreichende Abdeckung des Zielvolumens in den Randbereichen mit Röntgenstrahlen erreicht werden soll.
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Es wurde aber weiterhin erkannt, dass sich der gleich große Tischvorschub in entgegengesetzter Richtung realisieren lässt, wenn die Rotationsrichtung der Gantry geändert wird. D.h. die günstige, vorteilhafte Tischvorschubrichtung hängt letztlich von der Rotationsrichtung der Gantry ab.
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Daher wird vorgeschlagen, den Computertomographen derart anzusteuern, dass die Rotationsrichtung der Gantry auf die Tischvorschubrichtung abgestimmt ist bzw. umgekehrt. Die Rotationsrichtung der Gantry kann in Abhängigkeit der Tischvorschubrichtung gewählt werden, oder – umgekehrt – die Tischvorschubrichtung in Abhängigkeit der Rotationsrichtung der Gantry.
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Dies führt dazu, dass bei geänderter Tischvorschubrichtung auch die Drehrichtung der CT-Gantry geändert wird.
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Die Abstimmung erfolgt derart, dass für beiden Tischvorschubrichtungen eine für die gewünschte Bildgebung hinreichende Abdeckung des Zielvolumens mit Röntgenstrahlen gewährleistet ist. D.h. dass für beiden Tischvorschubrichtungen die bessere Abdeckung des Zielvolumens mit Röntgenstrahlen erreicht wird, verglichen mit der Abdeckung, die bei entgegengesetzter Abstimmung der Rotationsrichtung der Gantry und der Tischvorschubrichtung zueinander erreicht würde.
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Letztlich wird hierdurch der Vorschub für eine asymmetrische, kreuzförmige Detektorkonfiguration optimiert.
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Der Detektor kann auch derart ausgebildet sein, dass er auf beiden Breitseiten jeweils einen seitlichen Bereich aufweist, der in seiner Breite geringer ist als die Gesamtbreite des Detektors. Auch der zweite seitliche Bereich kann derart angeordnet sein, dass er in Bezug auf die Mitte des Detektor versetzt angeordnet ist. Die Versetzung in Bezug auf die Mitte des Detektors kann entgegengesetzt zu der Versetzung des erstens seitlichen Bereichs in Bezug auf die Mitte sein. Ein derartiger, asymmetrischer Detektor hat eine kreuzförmige Anordnung, wobei das Kreuz insgesamt asymmetrisch ist.
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Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst die Aufzeichnung von Bilddaten eines abzubildenden Volumens bei einem Computertomographen. Der Computertomograph umfasst einen Detektor, der an zumindest einer seiner Breitseite einen seitlichen Bereich aufweist, der eine geringere Breite aufweist als die Gesamtbreite des Detektors. Der der seitliche Bereich ist in Bezug auf die Gesamtbreite des Detektors versetzt zur Mitte angeordnet. Für diese Detektorkonfiguration wird die Drehrichtung der Gantryrotation bei Spiralaufnahmen derart gewählt, dass sie zur Vorschubrichtung des Detektorvorschubs relativ zum abzubildenden Volumen abgestimmt ist.
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Die vorangehende und die folgende Beschreibung der einzelnen Merkmale, deren Vorteile und deren Wirkungen bezieht sich sowohl auf die Vorrichtungskategorie als auch auf die Verfahrenskategorie, ohne dass dies im Einzelnen in jedem Fall explizit erwähnt ist; die dabei offenbarten Einzelmerkmale können auch in anderen als den gezeigten Kombinationen erfindungswesentlich sein.
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Ausführungsformen der Erfindung und Erläuterungen zu dem der Erfindung zu Grunde liegenden Prinzip finden sich in den folgenden Zeichnungen, ohne jedoch darauf beschränkt zu sein.
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Es zeigen:
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1 eine kreuzförmige Detektorkonfiguration mit asymmetrisch angeordneten seitlichen Bereichen mit geringerer Detektorbreite,
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2 die Volumenabtastung am Rande des SFOV für einen symmetrischen kreuzförmigen Detektor mit Darstellung der Strahlen-Konusse in Parallelgeometrie,
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3 eine der 2 entsprechende Abbildung, wobei hier die Strahl-Konusse für einen größeren Pitch-Wert als in 2 gezeigt sind,
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4 die Volumenabtastung am Rande des SFOV für einen asymmetrischen kreuzförmigen Detektor am Rande des SFOV für einen Pitch-Wert von +1,
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5 die Volumenabtastung am Rande des SFOV für einen asymmetrischen kreuzförmigen Detektor am Rande des SFOV für einen Pitch-Wert von –1,
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6 eine Diagramm zur Darstellung der Abtastungslücke für unterschiedliche Volumenvorschubwerte,
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7 eine stark schematisierte Darstellung eines Computertomographen.
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1 zeigt ein Beispiel einer Detektorkonfiguration, die bei dem erfindungsgemäßen Computertomographen eingesetzt werden kann.
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Der zeilenförmige Detektor 21 weist dabei einen zentralen Bereich 23 auf, bei dem die Breite des Detektors 21 maximal ist und die letztlich die Gesamtbreite 25 des Detektors definiert.
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Am linken und rechten Detektorrand, also an der linken und rechten Breitseite, weist der Detektor 21 asymmetrische Aussparungen auf. Der linke seitliche Bereich 27 weist eine Breite 29 auf, die geringer ist als die Gesamtbreite 25. Der rechte seitliche Bereich 31 weist ebenfalls eine Breite auf, die geringer ist als die Gesamtbreite 25. Die beiden seitlichen Bereiche 27, 31 sind an gegenüberliegenden Breitseiten des Detektors 21 angeordnet.
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Der linke seitliche Bereich 27 und der rechte seitliche Bereich 31 sind außermittig im Detektor 21 angeordnet. Außermittig bezieht sich hierbei auf die Positionierung in Ausdehnungsrichtung der Gesamtbreite, wie durch den Pfeil 25 dargestellt ist.
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Der linke seitliche Bereich 27 ist dabei in Bezug auf die Mitte 37 in eine Richtung verschoben, der rechte seitliche Bereich 31 ist in die andere Richtung verschoben.
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Pfeil 33 zeigt die Richtung, entlang derer die Zeilen angeordnet sind, Pfeil 35 die Richtung für die Kanäle des Detektors.
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Während der zentrale Bereich 23 z.B. eine Breite von 64 Zeilen haben kann (64-zeiliges CT), können die seitlichen Bereiche 27, 31 eine halb so große Breite aufweisen, also 32 Zeilen.
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Der Detektor 21 kann aufgrund der speziellen, hier gezeigten Konfiguration auch als kreuzförmiger Detektor bezeichnet werden.
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2 zeigt ein Diagramm zur Erläuterung der Volumenabtastung am Rande des SFOV, allerdings für einen symmetrischen kreuzförmigen Detektor.
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Dargestellt sind die Strahl-Konusse, die am Rande des SFOV liegen, und zwar in Parallelgeometrie. Die Strahl-Konusse liegen damit in derselben Ebene, die Einstrahlrichtung der Röntgenstrahlung ist aber um 180° zueinander versetzt.
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Die Abbildungsgeometrie, für die das Diagramm erstellt wurde, gilt für einen Detektor, der im zentralen Bereich 64 Zeilen (engl.: "64 row T-detector") aufweist, in den seitlichen Bereichen jedoch nur die halbe Breite (32 Zeilen). Die Zeilen haben eine Breite von 0,6 mm (engl.: "slicewidth").
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Der Pitch beträgt 0,74, der Abstand Isozentrum-Fokus (Rf) 595 mm und der Abstand Isozentrum-Detektor (Rd) 490,6 mm. Dass die Strahlen-Konusse am Rand des SFOV (insgesamt 500 mm) dargestellt sind, zeigt der p-Wert von 250 mm an.
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Zu sehen ist, dass in 2 die Strahl-Konusse das Zielvolumen noch lückenlos abdecken.
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Aufgrund der reduzierten Detektorhöhe am Detektorrand ist die lückenlose Volumenabtastung für die hier angeführte geometrische Konstellation allerdings nur bis zu einem Vorschubwert von ca. 0,75 garantiert.
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3 zeigt eine zu 2 analoge Darstellung. Der Pitch-Wert beträgt hier allerdings 1 und ist damit größer als der in 2 gezeigte Wert, bei vergleichbar großen anderen Werten.
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Es ist zu sehen, dass die Strahl-Konusse im Randbereich des SFOV (p = 250 mm) das Zielvolumen nicht mehr lückenlos abdecken. Es entstehen beträchtliche Lücken bei der Volumenabtastung.
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Würde hieraus ein Bild rekonstruiert, kann es dazu führen, dass Strukturen am Rand des SFOV nicht mehr korrekt dargestellt werden und dass die Bilder artefaktbehaftet sind.
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Wenn beispielsweise eine axiale Rekonstruktion einer Abdomenaufnahme betrachtet wird, kann sich eine Struktur des Zielvolumen am Rande des FOV, die sich an einer bestimmten axialen Stelle befindet, in der zugehörigen rekonstruierten Schicht darstellen, zusätzlich aber auch in benachbarten Schichten, obwohl dort kein anatomisches Korrelat im Zielvolumen vorhanden ist. Bei höherem Vorschub kann die lückenhafte Abtastung im Fall von starken z-Inhomogenitäten am Bildfeldrand zu nicht zu vernachlässigenden Bildfehler führen.
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4 zeigt nun die Volumenabtastung am Rande des SFOV für einen asymmetrischen kreuzförmigen Detektor am Rande des SFOV für einen Pitch-Wert von +1.
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Durch die Asymmetrie des Detektors ist es möglich, das SFOV nun auch am Rande beinahe vollständig abzutasten, auch wenn der Pitch-Wert +1 beträgt und damit gleich groß ist, wie der der 3 zu Grunde liegende Pitch-Wert.
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Es sind zwar immer noch geringe Lücken vorhanden; diese sind jedoch noch hinsichtlich der zu erreichenden Bildqualität akzeptabel und deutlich geringer, als die in 3 gezeigten Lücken. Diese Lücken können noch verkleinert werden, indem der Pitch-Wert von +1 noch etwas verringert wird.
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5 zeigt dagegen die Volumenabtastung am Rande des SFOV für denselben asymmetrischen kreuzförmigen Detektor, allerdings für einen Pitch-Wert von –1.
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Das negative Vorzeichen des Pitch-Wertes kennzeichnet die Tatsache, dass nun bei gleichbleibender Rotationsrichtung der Gantry der Tischvorschub in die entgegengesetzte Richtung im Vergleich zu 4 stattfindet. Alternativ ließe sich der Pitch-Wert von –1 auch gegenüber 4 dadurch erreichen, dass die Tischvorschubrichtung beibehalten wird, dass aber die Rotationsrichtung der Gantry entgegengesetzt ist.
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Zu sehen ist, dass sich der Vorteil der Detektorasymmetrie nun in einen Nachteil verkehrt. Wahrend in 4 es möglich ist, das gesamte SFOV in ausreichender Überdeckung abzutasten, zeigt nun 5, dass eine bloße Vorzeichenumkehr des Pitch-Wertes zu einer deutliche lückenhaften Abtastung führt. Die Lücken sind noch größer als die in 3 gezeigten Lücken.
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Es existiert also bei einem asymmetrischen Detektor nur eine Vorzugrichtung für den Tischvorschub, die von der Rotationsrichtung der Gantry abhängt und die zu einer maximalen Ausschöpfung möglicher Pitch-Werte führt.
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Die Rotation der Gantry und der Detektor sind daher bei der Spiral-CT-Bildgebung gezielt aufeinander abgestimmt.
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Die Abstimmung der Rotationsrichtung und der Vorschubrichtung des Tischvorschubs bei der Spiral-CT-Bildgebung kann auch anhand der Helix beschrieben werden, die die Bewegung des Detektors relativ zum Zielvolumen kennzeichnet. Die Helix lässt sich u.a. die Helix-Vorschubrichtung entlang der Helix-Achse und der Drehrichtung der Helix beschreiben.
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Derjenige seitliche Bereich des Detektors, der dann außermittig in Helix-Vorschubrichtung angeordnet ist, liegt dann gleichzeitig in Helix-Drehrichtung vorne oder – bei umgekehrter Betrachtung – derjenige seitliche Bereich des Detektors, der dann außermittig entgegengesetzt der Helix-Vorschubrichtung zur Detektormitte verschoben ist, liegt dann in Helix-Drehrichtung hinten.
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6 zeigt ein Diagramm, das die Größe der Lücke der Abtastung am Rande des SFOV (engl: "gap at edge of FOV") mit den jeweils maximalen Vorschubwerten (engl: "maximum pitch") bei einem symmetrischen kreuzförmigen Detektor, der den Abbildungen in 2 und 3 zu Grunde gelegen hat, korreliert. Die rechte y-Achse zeigt den Pitch-Wert bezogen den zentralen Bereich des kreuzförmigen Detektors ("T detector"), die linke y-Achse den Pitch-Wert bezogen auf den seitlichen Bereich des kreuzförmigen Detektors ("z-truncated T detector"). Da der seitliche Bereich des Detektors die halbe Höhe im Vergleich zum zentralen Bereich aufweist (hier: 32 Zeilen vs. 64 Zeilen), besteht zwischen der rechten und linken y-Achse eine Skalierung um den Faktor 2.
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7 zeigt in schematischer Darstellung ein Computertomographiegerät 1.
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Es umfasst eine Gantry 2 mit einem stationären Teil 3 und mit einem um eine Systemachse 5 rotierbaren Teil 4. Der rotierbare Teil 4 weist im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels der Erfindung ein Röntgensystem auf, welches eine Röntgenstrahlenquelle 6 und einen Röntgenstrahlendetektor 7 umfasst, die an dem rotierbaren Teil 4 einander gegenüberliegend angeordnet sind. Der Röntgenstrahlendetektor 7 kann z.B. wie der in 1 gezeigte asymmetrische, kreuzförmige Detektor aufgebaut sein.
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Im Betrieb des Computertomographiegerätes 1 geht von der Röntgenstrahlenquelle 6 Röntgenstrahlung 8 in Richtung des Röntgenstrahlendetektors 7 aus, durchdringt ein Messobjekt und wird vom Röntgenstrahlendetektor 7 in Form von Messdaten bzw. Messsignalen erfasst.
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Das Computertomographiegerät 1 weist des Weiteren eine Patientenliege 9 zur Lagerung eines zu untersuchenden Patienten 15 auf. Die Patientenliege 9 umfasst einen Liegensockel 10, an dem eine zur eigentlichen Lagerung des Patienten 15 vorgesehene Patientenlagerungsplatte 11 angeordnet ist.
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Die Patientenlagerungsplatte 11 ist derart relativ zu dem Liegensockel 10 in Richtung der Systemachse 5 verstellbar, dass sie zusammen mit dem Patienten 15 in die Öffnung 12 der Gantry 2 zur Aufnahme von Röntgenprojektionen von dem Patienten 15, z. B. in einem Spiralscan, eingeführt werden kann.
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Die rechnerische Verarbeitung der mit dem Röntgensystem aufgenommenen 2D-Röntgenprojektionen bzw. die Rekonstruktion von Schichtbildern, 3D-Bildern oder eines 3D-Datensatzes basierend auf den Messdaten bzw. den Messsignalen der 2D-Röntgenprojektionen erfolgt mit einem Bildrechner 13 des Computertomographiegerätes 1, welche Schichtbilder oder 3D-Bilder auf einer Anzeigevorrichtung 14 darstellbar sind.
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Ein Steuerungsrechner 16 steuert die Aufzeichnung der Messdaten. Insbesondere veranlasst er beim Computertomographiegerät 1, dass die Rotationsrichtung des rotierbaren Teils 4 der Gantry 2 und die Vorschubrichtung der Patientenliege 9 wie beschrieben aufeinander abgestimmt sind.
