DE19800946A1 - Volumen-Computertomographiesystem - Google Patents

Description

Umfeld der Erfindung

Aus Aufwandsgründen waren erste computertomographische Systeme in den 70er Jahren auf eine punktförmige Strahlenquelle und ein einziges Detektorelement bzw. wenige Detektorelemente beschränkt. Entsprechend wurde das Objekt mit einem oder wenigen Nadelstrahlen abgetastet. Speziell bei Systemen der ersten Generation, mit einem einzigen Abtaststrahl, wurde durch Translation des Abtastsystems jeweils eine Projektion und durch schrittweise Rotation des Abtastsystems um das Objekt die Summe der für die Rekonstruktion notwendigen Projektionen gewonnen. Da in einem solchen System alle Abtaststrahlen einer Projektion parallel zueinander verlaufen, wird eine derartige Abtastung auch als Parallelstrahl-Abtastung bezeichnet. Zur vollständigen Rekonstruktion des Objekts sind Projektionen aus einem Winkelbereich von mindestens 180° in hinreichend feiner Rasterung notwendig.

Zur besseren Ausnutzung der in der Strahlenquelle erzeugten Röntgenstrahlung wurden in den Systemen der zweiten Generation gleichzeitig mehrere, sich fächerförmig ausbreitende Strahlen mit einem Array von nebeneinander liegenden Detektoren gemessen. Die nacheinander gemessenen Zentralstrahlen des Detektor-Arrays bilden eine Parallelprojektion. Ebenso bilden die übrigen Fächerstrahlen Parallelprojektionen, die zwischen den Projektionen der Zentralstrahlen einzuordnen sind. Der Vorgang der Umsortierung und gegebenenfalls Uminterpolation wird in der Literatur als "Rebinning" bezeichnet. Da bei beiden Systemen grundsätzlich zuerst eine Translation und dann eine Rotation des Abtastsystems erfolgt, werden die Systeme der ersten und zweiten Generation auch Translations-Rotationsysteme bezeichnet.

In der Weiterentwicklung wurde der "kleine Fächer" auf das gesamte Meßfeld ausgedehnt und in einem Meßvorgang gleichzeitig eine gesamte Fächerprojektion aufgenommen. Die Meßanordnung mit mitrotierendem Strahler und Detektorbogen wird in der Literatur als System der dritten Generation bezeichnet. Zur Rekonstruktion der gewonnenen Meßdaten sind grundsätzlich zwei Verfahren zu unterscheiden, die direkte Rekonstruktion der Fächerprojektionen oder die Uminterpolation in ein System von Parallelstrahlen und anschließende Parallelrekonstruktion. Alle bisher betrachteten Systeme erfassen mit der Detektorzeile bei einem Umlauf grundsätzlich die Meßdaten für die Rekonstruktion einer Schichtebene.

Durch die parallele Anordnung mehrerer Detektorzeilen erhält man einen Mehrzeilen oder Flächendetektor, der bei einem Umlauf eine senkrecht zur Schichtebene ausgedehnte Datenerfassung ermöglicht. Bei einem Flächendetektor mit vergleichsweise geringer Breite erreicht man eine verbesserte Dosisnutzung und/oder Beschleunigung der Messung. Eine Volumenerfassung ohne zusätzliche Tischbewegung bleibt auf wenige Schichten begrenzt. Eine ausgedehnte Volumenerfassung wird mit derartigen Systemen erst bei kontinuierlicher Abtastung und gleichzeitigem Tischvorschub möglich (Spi­ ral-CT).

Bei den beschriebenen Verfahren bewegen sich grundsätzlich Strahler und Detektorsystem um das Objekt. Alternativ wird bei Systemen der vierten Generation nur der Strahler bewegt und die Meßwerte werden mit einem fest um dem Objekt angeordneten Ring von Detektorelementen erfaßt. Eine Spirale Abtastung ist hier ebenfalls möglich.

Neben der Computertomographie werden heute auch in der klassischen Radiographie und Fluoroskopie zweidimensionale Arrays von Szintillationsdetektoren mit Photodioden bzw. Detektor-Arrays mit Elementen, die eine direkte Wandlung von Gamma-Strahlung in elektrische Signale ggf. inklusive Vorverstärkung und A/D-Wandlung vornehmen, eingesetzt. Derartige Arrays können bei ausreichender Qualität auch in der Computertomographie kostengünstig eingesetzt werden.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Volu­ men-Computertomographiesystem mit einem Flächendetektor so auszubilden, daß eine schnelle Volumen-Computertomographie erfolgt.

Diese Aufgabe ist erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Patentanspruches 1.

Für das erfindungsgemäße Computertomographiesystem wird vorausgesetzt, daß Array-Detektoren in der Radiographie eine breite Anwendung gefunden haben und solche flächenhaften Detektorsysteme auch für die Computertomographie in geeigneter Form und ausreichender Qualität zur Verfügung stehen. In der Radiographie eingesetzte Detektorsysteme ersetzen die dort bislang üblichen Photoplatten und sind daher in Länge und Breite den Abmaßen von Schattenbildern angepaßt. Im Vergleich zu dem relativ schmalen Detektor-Array heutiger Mehrzeilensysteme (z. B. Breite 40 mm bei vier Zeilen), ermöglicht der vorgeschlagene Flächendetektor (z. B. mit 500 × 300 Elementen der Größe 1 × 1 mm) eine ausreichende Abdeckung des Objekts senkrecht zur Schicht (z-Richtung). Aufgrund seiner Breite ist ein derartiger Flächendetektor daher für Volumenaufnahmen ohne Relativbewegung des Objekts in z-Richtung geeignet. Innerhalb der Schicht kann ein derartiger Flächendetektor aber nur einen Teilbereich des Objekts erfassen.

Um einen Volumenbereich vollständig in der Schichtebene zu erfassen, ist das Detektorsystem und die zugehörige Strahler­ blende verschiebbar auf einen Kreisbogen um den Fokus der Strahlenquelle gelagert. Die Messung erfolgt nacheinander in Zonen. Ist der Detektor zu Beginn der Messung am Rand gelagert, so wird durch einen ersten Umlauf eine äußere Ringzone des Objekts abgetastet. Der Detektor wird dann um die Länge des Teilbogens zur Mitte verschoben und anschließend eine weitere Zone des Objekts abgetastet. Dieser Vorgang wird solange fortgesetzt, bis der für eine artefaktfreie Rekonstruktion notwendige Objektbereich abgetastet ist. Die Daten der einzelnen Zonen werden zu einem Gesamt-Datensatz zusammengefügt und entsprechend den bekannten Verfahren zu Schichtbildern verarbeitet. Im Gegensatz zu einem System der zweiten Generation arbeitet das hier vorgeschlagene System nach einem Rotations-Translations-Ver­ fahren und unterscheidet sich durch den unterschiedlichen Meßablauf wesentlich von den bekannten Systemen.

Das erfindungsgemäße System ermöglicht durch die nachfolgend beschriebenen Meßabläufe für einzelne Organe, wie z. B. Herz, Leber und Kopf, eine Volumen-Untersuchung ohne Tischvorschub und ist somit für Zeitstudien an den Organen (4D-Un­ tersuchungen) besonders geeignet. Im Vergleich zu einem Flächendetektor gleicher Breite, der sich über den gesamten Objektwinkel erstreckt, wird durch die Zonen-Abtastung eine besonders kostengünstige Bauweise eines Volumen-Com­ putertomographen erzielt.

Erfindungsgemäß lassen sich bei entsprechender Steuerung des Detektors während des Meßablaufs, wie nachfolgend beschrieben, auch Spiral-CT-Aufnahmen über den ganzen Körperbereich durchführen. Neben der besonderen Eigenschaft als Volumen-CT-Gerät ist das vorgeschlagene Meßprinzip auch für Standardaufnahmen der Radiographie oder Schattenbilder durch eine entsprechende Positionierung von Strahler und Detektor geeignet.

Die Erfindung ist nachfolgend anhand der Zeichnungen näher beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 das Grundprinzip eines Volumen-Computertomographie­ systems nach der Erfindung,

Fig. 2 ein Übersichtsbild eines Volumen-CT-Systems mit der Gantry mit einem Zonendetektor und die wesentlichen Elemente des Bildaufbaurechners,

Fig. 3 die Entstehung von Zonen-Bildern und deren Randbe­ reiche durch Teilabtastung,

Fig. 4a-c den Strahler mit unterschiedlicher Ausprägung der Foken - Ein-Fokus-Strahler, Mehr-Fokus-Strahler und Strahler mit verteiltem Fokus,

Fig. 5 den Meßablauf bei Volumenmessung ohne Tischvorschub,

Fig. 6a, b den Meßablauf bei dynamischer Messung - 4D-Herz-Auf­ nahme,

Fig. 7a, b den Meßablauf bei Spiral-CT-Aufnahme am Beispiel einer einfachen Unterteilung der Messung in drei Teilbereiche je Umlauf, und

Fig. 8 einen optimierten Meßablauf bei Spiral-CT.

Als Beispiel soll die radiographische Darstellung des gesamten Herzvolumens mit einem Computertomographiegerät in schneller Bildfolge durch ein CT-System mit Zonen-Detektor gelöst werden. Dabei soll der eingesetzte Detektor die Projektion des Herzens aus allen Projektionsrichtungen vollständig, nicht aber den gesamten Objektwinkel des Patienten, abdecken. Zur Ergänzung der unvollständigen Projektionen wird vor der eigentlichen dynamischen Herzstudie der Außenbereich des Patienten abgetastet und für die spätere Verarbeitung zwischengespeichert. Die Messung eines gesamten Volumen-Datensatzes wird somit je Umlauf möglich.

Im Grundkonzept entspricht der Computertomograph mit Zonen-De­ tektor einem System der dritten Generation, bei dem sich Strahler und Detektorsystem um das Meßobjekt bewegen. Das Prinzip ist in Fig. 1 dargestellt. Einen Überblick über ein Gesamtsystem mit Bildaufbaurechner gibt Fig. 2.

In der Fig. 1 ist mit 1 ein Strahler bezeichnet, von dem ein mit Hilfe einer Blende 2 eingeblendetes, pyramidenförmiges Röntgenstrahlenbündel 3 ausgeht, das auf einem flächenhaften, rechteckigen oder quadratischen Detektor 4 auftrifft. Der Detektor 4 ist von einer Matrix von Detektorelementen gebildet, die der jeweils empfangenen Strahlenintensität entsprechende elektrische Signale bilden. Das Objekt ist mit 5 bezeichnet.

In der Fig. 2 sind die Komponenten 1, 2, 4, 6 im Gehäuse eines Computertomographen mit dem Drehrahmen für die Komponenten 1, 4 (Gantry) dargestellt, der eine Scansteuerung 8, vorzugsweise mit Fuzzy-Logik, einen Datenspeicher 9, einen Interpolator 10, eine Rekonstruktionseinheit 11, einen Hostcomputer 12 und einen Monitor 13 für die Bildwiedergabe aufweist. Optional wird das System für Herzaufnahmen durch ein System zur EKG-Ableitung 15 ergänzt.

In herkömmlichen Systemen mit einem zeilenförmig gekrümmten Detektorarray muß der Detektor wenigstens den halben Objektwinkel, d. h. das halbe Meßfeld 6 auf einer Seite des Zentralstrahls 7, überdecken. Um Artefakte, besonders im Isozentrum des Systems zu vermeiden, wird üblicherweise ein Vollfächer oder ein Teilfächer, der über die Mitte hinausreicht, eingesetzt. Im Gegensatz hierzu überdeckt der Detektor 4 nur einen eingeschränkten Bereich. Der notwendige Objektwinkel wird nacheinander in unterschiedlichen Positionen des Detektors 4 erfaßt.

Zur Volumenabtastung erstreckt sich der Detektor 4, wie aus Fig. 1 ersichtlich, in der zur Schichtebene senkrechten Richtung (z-Richtung) über einen ausgedehnten Bereich. Die Maße des Detektors 4 sollen den Maßen eines in der Radiographie oder Fluoroskopie eingesetzten Detektors entsprechen. Bei hinreichender Qualität kann somit für die Radiographie und den vorgeschlagenen Computertomographen das gleiche Detektor- und Datenakquisitionssystem eingesetzt werden. Als Beispiel kann von einer Detektorgröße von ca. 50 × 30 cm ausgegangen werden. Das entspricht bei 1 × 1 mm Elementgröße einer Matrix von ca. 500 × 300 = 150 000 Elementen. Es wird von derartigen Systemen mit integrierten Verstärkern und A/D-Wandlern ausgegangen.

Ein Meßsystem mit begrenztem Meßfeld in Projektionsrichtung (b-Richtung) erzeugt wegen der teilweisen Abtastung ein Zonenbild. Die CT-Werte des ringförmigen Zonenbilds sind gegenüber dem Original verfälscht. Darüber hinaus entstehen innen und außen begleitende Randbereiche. Die Effekte sind in Fig. 3 schematisch dargestellt. Zum Ausgleich der Bildfehler müssen die nicht abgetasteten Bereiche mit Meßwerten aus den übrigen Umläufen ergänzt werden. Hierzu wird der Detektor 4 auf einem Kreis um den Fokus des Strahlers 1 verschoben. In bestimmten Meßmodi können die Projektionen auch mit Schätzwerten aus bereits vorher durchgeführten Umläufen mit entsprechender Detektorposition ergänzt werden.

Der Aufbau enthält entsprechende Vorrichtungen zum Verschieben des Röntgenstrahlenbündels 3 und des Detektors 4 sowie zur Steuerung des Verschiebevorgangs. Entsprechend wird synchron mit dem Verschieben des Detektors 4 auch die Blende 2 nachgeführt. Hierzu sind entsprechende Meß-, Steuer- und Regeleinrichtungen vorhanden. Das Meßsystem 1, 2, 4 soll je nach Meßanordnung bei stillstehender Gantry, aber auch während des Meßvorgangs verschiebbar sein. Der Ablauf verschiedener Messungen wird noch erklärt.

Die mit dem Detektor 4 erfaßten Daten der einzelnen Umläufe werden im Datenspeicher 9 des Bildaufbaurechners (9 bis 11) zwischengelagert. Nach Abschluß der Datenerfassung werden die Projektionen winkelgerecht zu vollständigen Projektionen zusammengesetzt. Zur Vermeidung von Übergangsfehlern wird man die einzelnen Meßbereiche leicht überlappend anordnen. Im Interpolator 10 werden die Daten aus den überlappenden Bereichen nach bekannten Verfahren in der Art gewichtet zusammengefaßt, daß keine Veränderungen der Rauschstrukturen im Bild entstehen.

Durch die Ausdehnung des Detektors 4 in z-Richtung liegen die einzelnen Meßebenen nicht mehr parallel zueinander in Fächerstrahlen, sondern bilden einen dreidimensionalen Cone-Beam. Zur Rekonstruktion der durch einen Cone-Beam gewonnenen Meßdaten sind verschiedene Verfahren bekannt.

Durch die in den verschiedenen Projektionen in z-Richtung inhomogene Abtastung bei einem Cone-Beam (unterschiedliche Neigung der Strahlen in z-Richtung) können Verzerrungen und Bildartefakte entstehen, die sich durch die heute bekannten Rekonstruktions- und Korrekturverfahren nicht immer hinreichend gut ausgleichen lassen.

Die Fig. 4a zeigt schematisch die Abtastung mit einem zentralen Fokus 14.

Eine homogenere Abtastung und somit Verbesserung der Rekonstruktion des gesamten Voxel-Volumens kann durch einen Strahler mit mehreren Foken in z-Richtung erreicht werden, z. B. wie in Fig. 4b dargestellt mit drei Foken 14a, 14b und 14c. Dabei ist jedem Fokus eine Blende 2a bis 2c vorzulagern. Die einzelnen Foken 14a, 14b, 14c werden nacheinander im Pulsbetrieb angesteuert und der Detektor 4 wird dann für jeden Fokus 14a, 14b, 14c getrennt ausgelesen. Durch das mehrfache Auslesen erhöht sich die zu rekonstruierende Datenmenge entsprechend. Bei der Rekonstruktion ist die Fokusposition zu berücksichtigen.

Durch einen Strahler mit in z-Richtung ausgedehntem Fokus 14d und geeigneter Blende 2e (Fig. 4c) kann eine weitgehend in den Schichten parallel ausgerichtete Strahlung erzeugt werden. Es ist jedoch nur von Bedeutung, daß ein Strahler mit verteiltem Fokus zum Einsatz kommt. Es wird davon ausgegangen, daß bei ausreichend schneller Bewegung des Kathodenstrahls über die Anode ein gleichmäßiger Quantenfluß über der gesamten Fokusfläche erzielt werden kann. Da der Strahler quasi im Dauerstrahlbetieb arbeitet, sind für diesen Betrieb die Detektorelemente nur einmal je Projektion auszulesen. Da die gemessenen Schichten durch die Kollimation voneinander entkoppelt sind, vereinfacht sich die Rekonstruktion der parallelen Schichten auf die herkömmlichen zweidimensionalen Rekonstruktionsverfahren. Zur Reduktion der Streustrahlung ist gegebenenfalls dem Detektor 4 ein weiterer Schichtkollimator 16 vorzulagern.

Unabhängig von der Bauform des Strahlers 1 kann die Dosis in den Meßumläufen variiert werden. Somit ist eine Anpassung der Dosis an die maximale Schwächung in den einzelnen Zonen möglich. Weiter besteht die Möglichkeit die Dosis in Abhängigkeit von dem Projektionswinkel zu variieren. Die Zusammenfassung und Interpolation der Projektionen ist dabei so durchzuführen, daß keine erkennbaren Zonen mit unterschiedlichen Rauscheigenschaften entstehen.

Bei Objekten, die das Meßfeld nur teilweise füllen (z. B. Kopf), kann die Messung auf den Objektbereich beschränkt bleiben. Hierdurch wird die Gesamtmessung beschleunigt und der Patient vor unnötiger Dosis-Applikation bewahrt.

Nach der Darstellung des Grundprinzips soll auf den eigentlichen Meßablauf näher eingegangen werden. Neben der schrittweisen vollständigen Abtastung eines Volumenbereichs werden besondere Verfahren zur dynamischen Untersuchung eines Volumen- bzw. Körperbereichs und ein Verfahren zur Spiral-CT erläutert.

Volumenaufnahme

In der Prinzipdarstellung (Fig. 3) ist der gesamte Objektwinkel in fünf Teilbereiche a bis e unterteilt. Dabei ist die Aufteilung willkürlich gewählt und wird von der jeweiligen Größe des verfügbaren Detektors 4 abhängen. Zur einfacheren Darstellung wurden die Teilbereiche ohne Überlappung aneinander gezeichnet. In der praktischen Ausführung des Verfahrens wird man die Detektorelemente so positionieren, daß eine geringe Überlappung eintritt. Ein möglicher zeitlicher Ablauf der Messung wird in Fig. 5 dargestellt. Dabei befindet sich der Detektor 4 beim Start in der Randposition a. In einem ersten Umlauf wird die äußere Zone des Meßobjekts abgetastet. Anschließend wird das Detektor-Array in Position b bewegt. Bei kontinuierlicher Rotation bewegt sich das Meßsystem dabei um den Winkel D a weiter. Die Detailzeichnung in Fig. 5 zeigt, daß der Detektor 4 bei seiner Verschiebung jeweils eine Beschleunigungs- und Abbremsphase durchläuft. Je nach Ausführungsform kann die Strahlung während des Übergangs abgeschaltet werden oder weiterlaufen. In letzterem Fall ist neben der Winkelposition des Strahlers 1 auch die Detektorposition mit den Daten für jede Projektion abzuspeichern, um die Daten bei der Rekonstruktion verwerten zu können. Nach der Verschiebung des Detektors wird in einem zweiten Umlauf die nun eingestellte Zone abgetastet. In entsprechenden Schritten werden die weiteren Zonen abgetastet. In dem gezeigten Beispiel ist die Bedingung, daß bei vollem Umlauf mindestens eine Hälfte des Objektbereiches abgetastet werden muß, mit dem dritten Umlauf erfüllt. Zur Steigerung der Bildqualität - gleichmäßige Abtastung beider Hälften - kann das Verfahren über den ganzen Objektbogen (Messung in Position d und e) fortgesetzt werden. Der dargestellte Ablauf der Messung stellt eine mögliche Arbeitsweise dar, die sicherstellt, daß alle notwendigen Daten für die Rekonstruktion erfaßt werden. Weitere Meßabläufe lassen sich finden, bei denen schrittweise alle Meßdaten für ein vollständiges Sinugramm (Darstellung der Meßdaten im a/b-Raum) gemessen oder durch komplementäre Interpolation (Spiegelung der Meßstrahlen am Iso-Zentrum des Systems) gewonnen werden können.

In die Erfindung eingeschlossen ist auch eine Aufteilung der Datenerfassung in Teilumläufe (Strahler-Winkelbereich < 360°) in den verschiedenen Detektorpositionen und eine unterschiedliche starke Überlappung der einzelnen Zonen. Die sich überlappenden Daten sind vor der Rekonstruktion gewichtet zusammenzufassen.

4D-Fluoroskopie

Einen besonderen Vorteil zeigt das Verfahren zur dynamischen Darstellung von Teilbereichen eines Objekts. Die 3D-Dar­ stellung des Herzens oder die Darstellung von Gefäßen und deren zeitliche Veränderung, z. B. bei Kontrastmittelinjektion, sind besondere Anwendungsgebiete. In den Fig. 6a und 6b wird der Ablauf der Messung dargestellt.

In dem dargestellten Beispiel wird davon ausgegangen, daß das Meßfeld 6 in zwei Teilbereiche eingeteilt werden kann. Zur Messung des inneren Bereichs 17 wird dabei der Detektor 4 symmetrisch zum Zentralstrahl 7 gelagert. Man nutzt somit für den wichtigen inneren Bereich, der das eigentliche Meßobjekt enthält, einen symmetrischen Vollfächer. Zur Ergänzung der Projektionen wird in einem ersten Umlauf bei verlagertem Detektor 4 auf einer Seite der Außenbereich A1 zusätzlich gemessen. Durch komplementäre Interpolation (Vertauschung der Position von Fokus und Detektorelement) erhält man den zum Zentralstrahl gespiegelten Teil der Projektion A2. Nach einer Verschiebung des Detektors 4 in das Zentrum beginnt die eigentliche kontinuierliche Messung des Objekts 5. Der gesamte Ablauf wird in dem Zeit-Diagramm, Fig. 6b, nochmals verdeutlicht.

Dabei ist das Objekt 5 anhand eines vorab erstellten Schattenbildes so gelagert, daß der zu untersuchende Teil des Objekts 5, das Herz, möglichst im Zentrum des Systems liegt und voll vom Detektor 4 abgedeckt wird. Die kontinuierlich erfaßten Meßdaten werden im Datenspeicher 9 (Fig. 2) zwischengespeichert. Als Schätzwert für den Außenbereich werden die gemessenen Teilprojektionen durch die vorab bestimmten Außenbereiche im Interpolator 10 ergänzt. Dabei sind die Übergänge wiederum durch eine geeignete Interpolation anzugleichen. Ändern sich die Meßwerte im Außenbereich aufgrund von Bewegungen des Objekts 5 (Herzphasen), so sind gegebenenfalls Ergänzungsdatensätze für unterschiedliche Phasen bereitzustellen. Die Auswahl der Ergänzungsdatensätze kann durch eine gleichzeitig durchgeführte EKG-Ableitung 15 erfolgen.

Mit den so vervollständigten Projektionen kann die Rekonstruktion des eigentlichen inneren Meßbereichs in sehr hoher Qualität ausgeführt werden. Rekonstruiert man die einzelnen Schichtbilder durch Anwendung eines beschleunigten Quickscan-Verfahrens auf die Volumen-Daten (Rekonstruktion eines 180°-Parallel-Datensatzes), so kann prinzipiell (Fig. 6b) nach jedem Halbumlauf ein neuer Voxel-Datensatz auf dem Monitor 13 dargestellt werden. Bei ausreichender Rechenkapazität ist auch eine höhere Bildrate möglich. Wichtig ist, daß die einzelnen Voxel-Datensätze jeweils nur Information aus einem halben Umlauf enthalten und so eine echte 4D-Darstellung (Raum und Zeit) der Vorgänge in dem Objektbereich, bzw. in den Organen ermöglichen.

Die Ausgabegeschwindigkeit wird jedoch von der zur Verfügung stehenden Rechenleistung des Bildaufbaurechners abhängen. Reicht die Rechenleistung des Systems für eine on-line Berechnung nicht aus, so können die Voxel-Datensätze nachberechnet und anschließend mit Echtzeit auf dem Monitor 13 ausgegeben werden.

Zur Beobachtung der dynamischen Vorgänge in den Organen wird es oft nicht möglich sein, jeweils den gesamtem Voxel-Da­ tensatz einzusehen. Es können daher neben den Originalschnitten auch on-line MPR-Schnitte (Multiplanare Rekonstruktion) und/oder on-line shaded surfaces (sofort berechnete schattierte Oberflächenbilder) auf dem Monitor 13 zur Befundung dargestellt werden.

Spiral-Volumenaufnahme

Wenngleich der besondere Nutzen des vorgeschlagenen Systems in der dynamischen Untersuchung von Organen liegt, ist mit einem derartigen System auch eine effiziente Spiraluntersuchung im Ganzkörpermodus möglich. Hierzu wird entsprechend Fig. 7a, 7b der Detektor 4 während der Rotation des Meßsystems in abwechselnden Positionen betrieben. Um das Volumen möglichst gleichmäßig abzutasten sind die Umläufe in kleinere Bereiche einzuteilen. Geht man von einer gleichmäßigen Unterteilung der Umlaufbahn aus, so kann man z. B. bei einer Teilung in drei Segmente erreichen, daß von Umlauf zu Umlauf innere und äußere Detektorposition bei gleicher Winkelposition a abwechselnd. Die strichpunktierte Linie in Fig. 7a zeigt den Verlauf des Zentrums des Detek­ tor-Arrays 4.

Bei einer Unterteilung des Meßfelds, wie vorgeschlagen, in zwei Zonen, werden im Mittel nur die Hälfte der benötigten Daten gewonnen. Daraus ergibt sich, daß der Detektor 4 während eines Umlaufs maximal um die halbe Breite in z-Richtung verschoben werden kann. Nutzt man in dem in Fig. 7b dargestellten Beispiel den maximal möglichen Vorschub aus, so sieht man aus dem Sinugramm (α/β-Diagramm) und der zugehörigen z-Verschiebung im α/β-Diagramm, daß alle nicht mit Messungen abgedeckte Felder im Sinugramm durch entsprechende Positionen aus dem vorausgehenden (x) und nachfolgenden (+) Umlauf ersetzt werden können.

Nachteilig wirkt sich dabei jedoch die unterschiedliche Neigung der Meßstrahlen in z-Richtung bei einem Meßsystem mit nur einem konzentrierten Fokus aus. In dem gezeigten Beispiel mit einem halben Detektorversatz in z-Richtung je Umlauf hat z. B. ein direkt gemessenes Element am Rand des Detektors einen maximalen Neigungswinkel, während die aus der Mitte des Detektors 4 ersetzten Werte fast keinen Neigungswinkel aufweisen. Der Wechsel der Neigungswinkel innerhalb der Projektion kann zu Artefakten im Bild führen. Verringert man den Vorschub auf einen geradzahligen Bruchteil der Detektorbreite so wird der Cone-Effekt durch die Mittelung der an derselben Stelle mit unterschiedlichem Neigungswinkel gemessenen Daten gemildert. Teilweise kompensieren sich auch Meßwerte mit gegensätzlichem Winkel. Bei relativ kleinem Vorschub in z-Richtung und somit mehrfacher Abtastung des Volumens liegen die zu ergänzenden Meßwerte näher beieinander. Entsprechend kann das Detektor-Array über einen längeren a-Winkelbereich in einer Position (Zone) verweilen. Ein Wechsel der Zone nach jeweils 1 1/2 Umläufen erscheint dann sinnvoll.

Die unterschiedliche Neigung der Strahlen ist ein generelles Problem der Spiralrekonstruktion bei Flächendetektoren. Die bekannten Cone-Beam-Rekonstruktionsverfahren sind auf ein System mit Zonen-Detektor 4 anzupassen. In einer vereinfachten Sichtweise kann man sich hierzu die Rekonstruktion in Teilrekonstruktionen entsprechend den Zonen-Messungen zerlegt denken, deren Bildergebnisse anschließend addiert werden.

Ein besonderer Vorteil ist bei der Spiral-CT-Anwendung in der Ausführungsform mit verteiltem Fokus, Fig. 4c, und kollimierender Strahlenblende zu sehen, da für diesen Fall kein Cone-Problem auftritt.

Ein weiteres Problem bei der oben beschriebenen einfachen Teilung des Meßumlaufs ist, daß der Übergang vom äußeren Meßbereich in den inneren stets an der gleichen Winkelposition auftritt, wie man an Fig. 7a sofort erkennt. In Fig. 8a, 8b wird ein System beschrieben, das jeweils zwei Umläufe in fünf Abschnitte unterteilt. Damit wird erreicht, daß sich die Übergangsstellen von Umlauf zu Umlauf abwechseln und durch Interpolation ausgeglichen werden können.

Die in den Fig. 7a, 7b und 8a, 8b gezeigten Beispiele für Spiralmessungen zeigen, daß das vorgeschlagene System generell für Spiralmessungen geeignet ist. Eine Vielzahl weiterer Abläufe mit Übergängen an unterschiedlichen Winkelpositionen und mit verschiedenem Überlappungsgrad sowohl bezüglich der Meßbereiche (Zonen) als auch bezüglich der Mehrfachabtastung durch eine Verringerung des Gangs der Spirale sind möglich und in die Erfindung eingeschlossen.

Claims (34)

1. Computertomograph mit mitgedrehtem Strahler (2) und Detek­ tor (4), Bildaufbaurechner (9 bis 11), Steuerrechner (8) und Bildausgabeeinheit (12) zur gleichzeitigen Erstellung von tomographischen Röntgenaufnahmen eines ausgedehnten Objektbe­ reichs und zur Erfassung der Volumendaten dieses Bereichs, dadurch gekennzeichnet, daß zur Datenerfassung ein rechteckiger oder quadratischer Flächen-De­ tektor (4) benutzt wird, der nur einen Teil des Ob­ jektwinkels überdeckt und die Erfassung der Daten im notwen­ digen Objektwinkel nacheinander durch Zonenabtastung erfolgt.

2. Computertomograph nach Anspruch 1, der einen ebenen Flä­ chen-Detektor (4) oder einen entsprechend einem Kreis um den Fokus gekrümmten Flächen-Detektor (4) enthält.

3. Computertomograph nach Anspruch 1 oder 2, bei dem der Detektor (4) auf einem Kreisbogen um den Fokus (14) verscho­ ben wird und die Strahlerblende (2) auf die jeweilige Posi­ tion des Detektors (4) ausgerichtet ist.

4. Computertomograph nach Anspruch 3, bei dem Steuer- und Regelvorrichtungen (8) vorhanden sind, mit denen Detektor (4) und Blende (2) positioniert werden können.

5. Computertomograph nach Anspruch 4, bei dem die Steuer- und Regeleinrichtungen (8) eine Fuzzy-Logik enthalten.

6. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem die Teilprojektionen durch Meßwerte aus Umläufen mit ver­ setztem Detektor (4) ergänzt werden (Fig. 5, Fig. 6, Fig. 7 und Fig. 8).

7. Computertomograph nach Anspruch 6, bei dem die Ergänzung der Projektionen auch mit Schätzwerten aus vorausbestimmten Teilprojektionen erfolgt (Fig. 6).

8. Computertomograph nach Anspruch 6, bei dem Daten aus über­ lappenden Meßbereichen so durch gewichtete Interpolation zu­ sammengefaßt werden, daß keine Veränderung der Rauschstruktur im CT-Bild entsteht.

9. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei dem für die Schnittbild- und Voxel-Berechnung ein Algorithmus zur Rekonstruktion von Cone-Beam-Projektionen eingesetzt wird.

10. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 9, bei dem zur homogeneren Abtastung des Volumenbereichs eine Rönt­ genröhre mit Mehrfach-Fokus (14a bis 14c in Fig. 4b) einge­ setzt wird und ein entsprechendes Rekonstruktionsverfahren für überlagerte Cone-Beam Projektionen, ausgehend von unter­ schiedlichen Foken, zur Anwendung kommt.

11. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 9, bei dem eine Röntgenröhre mit in z-Richtung (senkrecht zur Schichtebene) verteiltem Fokus (14d in Fig. 4c) eingesetzt wird.

12. Computertomograph nach Anspruch 11, bei dem ein Kolli­ mator (2e) zur Erzeugung von parallelen Fächerstrahlen in mehreren Ebenen dem Strahler (1) vorgelagert oder in den Strahler integriert ist.

13. Computertomograph nach Anspruch 12, bei dem die Schicht­ bilder und Voxel-Daten in voneinander unabhängigen Schichten rekonstruiert werden.

14. Computertomograph nach Anspruch 12, wobei dem Detektor (4) ein zusätzlicher Schichtkollimator (16) vorgelagert ist.

15. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 14, bei dem die Dosis für die einzelnen Meßzonen nach der in der Zone maximal auftretenden Schwächung variiert werden kann.

16. Computertomograph nach Anspruch 15, bei dem die Dosis zu­ sätzlich in Abhängigkeit von Projektionswinkel (α) variiert werden kann.

17. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 16, bei dem der Meßablauf so gesteuert wird, daß nacheinander in un­ terschiedlicher Detektorposition (a bis e) Zonen gemessen werden und die Meßdaten zu vollständigen Sinugrammen (Projektionen aus einem Winkelbereich von 360° und Projek­ tionen, die sich über den gesamten Objektwinkel erstrecken) für alle gleichzeitig gemessenen Schichten zusammengesetzt werden und anschließend eine Cone-Beam Rekonstruktion durch­ geführt wird (Fig. 5).

18. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 16, bei dem der Meßablauf so gesteuert wird, daß nacheinander in unterschiedlicher Detektorposition (a bis c) Zonen gemessen werden und die Meßdaten zu Teil-Sinugrammen (Projektionen aus einem Winkelbereich von 360° und Projektionen, die sich über den halben Objektwinkel zuzüglich einem symmetrischen Anteil erstrecken) für alle gleichzeitig gemessenen Schichten zusammengesetzt werden und anschließend eine Cone-Beam Rekon­ struktion durchgeführt wird (Fig. 5).

19. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 16, bei dem der Meßablauf so gesteuert wird, daß nacheinander in unterschiedlicher Detektorposition Zonen gemessen werden und die Meßdaten zu Teil-Sinugrammen (Projektionen aus einem Winkelbereich < 360° und Projektionen, die sich über gesamtem Objektwinkel erstrecken) für alle gleichzeitig gemessenen Schichten zusammengesetzt werden und anschließend eine Cone-Beam Rekonstruktion durchgeführt wird.

20. Computertomograph nach Anspruch 17, 18 oder 19, in der Ausführung mit verteiltem Fokus und einfacher Schichtrekon­ struktion für die parallelen Schichten im Volumen.

21. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 20, zur dynamischen Darstellung von Teilbereichen eines Objekts (5), wobei der Meßablauf so gesteuert wird, daß vorbereitend der Außenbereich des Objekts (5) gescanned wird und anschließend in einer kontinuierlichen Messung nur der eigentliche Teilbe­ reich gemessen wird und die Teilprojektionen durch Schätz­ werte aus dem Außenbereich ergänzt werden (Fig. 6).

22. Computertomograph nach Anspruch 21, bei dem entsprechend den Bewegungsphasen des darzustellenden Objekts der Außenbe­ reich mehrmals gemessen und abgespeichert wird und an­ schließend bei der Messung im inneren Bereich entsprechend einer Ableitung von Bewegungsdaten (z. B. EKG-Ableitung 15) die jeweiligen Außenbereiche zur Ergänzung der Meßdaten ver­ wendet werden.

23. Computertomograph nach Anspruch 21 oder 22, bei dem ein Außenbereich A1 gemessen wird und der dazu spiegelbildliche Bereich A2 durch komplementäre Interpolation erzeugt wird (Fig. 6b).

24. Computertomograph nach Anspruch 21 oder 22, wobei zur Rekonstruktion nur ein Datensatz aus einem Projektionswinkel­ bereich von ca. 180° verwendet wird und für jeden Halbumlauf ein vollständiger Voxel-Datensatz erzeugt wird, der das zu untersuchende Volumen beschreibt (Fig. 6b).

25. Computertomograph nach Anspruch 21 oder 22, wobei der Bildaufbaurechner (10, 11) so ausgestattet ist, daß die voll­ ständigen Voxel-Datensätze synchron mit der Abtastung erzeugt und dargestellt werden.

26. Computertomograph nach Anspruch 21 oder 22, wobei zusätz­ lich zu der Berechnung der Voxel-Datensätze auch gleichzeitig Sekundärschnitte durch den zu untersuchenden Teilbereich des Objekts (5) und schattierte Oberflächen von Teilen des Objekts (5) oder von dem zu untersuchenden Organ im Bildauf­ baurechner (10, 11) berechnet werden und auf dem Monitor (13) dargestellt werden.

27. Computertomograph nach Anspruch 26, wobei die zusätzlich berechneten Sekundärschnitte und Oberflächenbilder aus dem bereits gescanten Bereich schritthaltend dargestellt werden und mit mit dem Fortgang der Messung und Rekonstruktion der Schichten jeweils erweitert werden (Growing MPR).

28. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 26, wo­ bei das Objekt (5) relativ zur Meßsystemebene bewegt wird und durch Systematisches Verschieben des Detektors (4) zwischen fest vorgegebenen Meßpositionen eine Spiral-Abtastung er­ reicht wird, die ausreichend Meßdaten für eine Rekonstruktion von Schichtbildern oder Voxel-Daten im gesamten Spiralbereich liefert (Fig. 7).

29. Computertomograph nach Anspruch 28, bei dem die Meßum­ läufe so eingeteilt sind, daß bei maximal möglicher Bewegung (z-Richtung) des Objekts (5) durch das Meßsystem (1, 4) die nicht mit Meßwerten belegten Bereiche jeweils aus einem vor­ hergehenden oder nachfolgenden Umlauf mit Meßwerten aus der richtigen Position ersetzt werden können (Fig. 7).

30. Computertomograph nach Anspruch 28, bei dem das Objekt (5) mit einer geringeren, als der maximal möglichen Geschwin­ digkeit durch das Meßsystem bewegt wird und bei dem sich überlappende Meßdaten mittels gewichteter Interpolation aufaddiert und nach einem Cone-Beam Rekonstruktionsverfahren verarbeitet werden (Fig. 8).

31. Computertomograph nach Anspruch 29 oder 30, bei dem die gemessenen und ergänzten Meßdaten entsprechend einem Cone-Beam Rekonstruktionsalgorithmus verarbeitet werden.

32. Computertomograph nach Anspruch 29 oder 30, bei dem die Meßwerte aus den einzelnen Detektorpositionen (Zonen) ge­ trennt zu Schnittbildern bzw. Voxel-Daten nach einem Cone-Beam-Rekonstruktionsverfahren errechnet werden und an­ schließend die Bilder mit der Teilinformation aufaddiert wer­ den.

33. Computertomograph nach Anspruch 29 oder 30, mit einem Strahler (1) mit verteiltem Fokus (14d) und Kollimator (2e), so daß parallel zur Meßsystemebene verlaufende Fächerstrahlen entstehen und eine 2D-Rekonstruktion zur Berechnung der Schichtbilder und Voxel-Daten verwendet werden kann.

34. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 33, bei dem anstatt einzelner Rechenwerke und spezieller Speicher ein programmierbarer Rechner oder ein Parallelrechner zur Durch­ führung der verschiedenen Verarbeitungsschritte eingesetzt wird.