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Dokumentenidentifikation DE10123798B4 19.04.2007
Titel Verfahren für die Computertomographie
Anmelder Siemens AG, 80333 München, DE
Erfinder Bruder, Herbert, Dr., 91315 Höchstadt, DE;
Flohr, Thomas, Dr., 91486 Uehlfeld, DE;
Stierstorfer, Karl, Dr., 91052 Erlangen, DE
DE-Anmeldedatum 16.05.2001
DE-Aktenzeichen 10123798
Offenlegungstag 28.11.2002
Veröffentlichungstag der Patenterteilung 19.04.2007
Veröffentlichungstag im Patentblatt 19.04.2007
IPC-Hauptklasse G06T 17/00(2006.01)A, F, I, 20051017, B, H, DE
IPC-Nebenklasse G06T 5/00(2006.01)A, L, I, 20051017, B, H, DE   A61B 6/03(2006.01)A, L, I, 20051017, B, H, DE   G01N 23/06(2006.01)A, L, I, 20051017, B, H, DE   

Beschreibung[de]

Die Erfindung betrifft ein Verfahren für die Computertomographie, bei dem zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektorsystem zum Detektieren des Strahlenbündels der Fokus ohne Relativbewegung zwischen Untersuchungsobjekt und Fokus in Richtung der Systemachse auf einer Fokusbahn um eine Systemachse bewegt wird, wobei das Detektorsystem der empfangenen Strahlung entsprechende Messdaten liefert und wobei die Länge der Fokusbahn wenigstens gleich der Länge eines Teilumlaufintervalls ist, dessen Länge zur vollständigen Rekonstruktion eines Computertomographie(CT)-Bildes ausreicht.

Bei bekannten Verfahren dieser Art wird aus den von den einzelnen Zeilen gelieferten Messdaten jeweils ein CT-Bild berechnet. Die durch den infolge der Verwendung eines konusförmigen Strahlenbündels auftretenden sogenannten Conewinkel (d.h. die Neigung, der Strahlen zur Bildebene) bedingten Dateninkonsistenzen können dabei vernachlässigt werden, solange die Anzahl der Zeilen hinreichend gering ist und beispielsweise 4 nicht übersteigt. Bei Detektorsystemen mit einer größeren Anzahl von Zeilen, z.B. 16 Zeilen, treten jedoch in den CT-Bildern, die auf Basis der von den äußeren Zeilen gelieferten Messdaten rekonstruiert werden, erhebliche Artefakte auf.

Abhilfe können hier Verfahren des Feldkamp-Typs bringen, bei denen nach einer Faltung in den Daten eine 3D-Rückprojektion durchgeführt wird. Solche Verfahren sind jedoch erheblich aufwendiger als 2D-Rekonstruktionsverfahren.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art anzugeben, das auf einfache Weise die Abhilfe können hier Verfahren des Feldkamp-Typs z.B. gemäß der EP 0 990 892 A2 bringen, bei denen nach einer Faltung in den Daten eine 3D-Rückprojektion durchgeführt wird. Solche Verfahren sind jedoch erheblich aufwendiger als 2D-Rekonstruktionsverfahren.

In TURBELL, H.: Cone-Beam Reconstruction Using Filtered Backprojektion. Dissertation No. 672, Universität Linköping, Februar 2001, beispielsweise werden Rekonstruktionsverfahren für die Computertomographie beschrieben, unter Verwendung konusförmiger Strahlenbündel mit einem Mehrzeilendetektor für kreis- und spiralförmige Abtastung, bei denen die Detektorebene aus verschiedenen Richtungen mit relativ zur Mittelebene geneigten virtuellen d.h. imaginären Bildebenen geschnitten wird, eine Faltung entlang der Schnittlinien erfolgt und anschließend durch 3D-Rückprojektion im Bereich der Bildebenen ein resultierendes CT-Bild berechnet wird.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art anzugeben, das auf einfache Weise die durch die Verwendung eines konusförmigen Strahlenbündels bedingte Artefakte zumindest reduziert.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1.

Demnach werden aus aus einem Teilumlaufintervall stammenden Messdaten Rohbilder berechnet, deren Bildebenen relativ zu eine die Fokusbahn enthaltenden Mittelebene geneigt sind.

Aus diesen Rohbildern wird dann ein resultierendes CT-Bild ermittelt.

Die Messdaten umfassen für jede Zeile von Detektorelementen pro Position des Fokus und pro Detektorelement einen Messwert, dem ein Strahl zugeordnet ist. Infolge des Conewinkels liegen die zu den unterschiedlichen Fokuspositionen eines Teilumlaufintervalls gehörigen Strahlen nicht nur nicht in einer gemeinsamen Ebene, sondern nicht einmal in einer gemeinsamen Fläche. Eine besonders hohe Bildqualität der resultierenden CT-Bilder wird deshalb dann erreicht, wenn gemäß der Erfindung die Rekonstruktion eines Rohbildes auf Basis von Messdaten erfolgt, die aus den von allen Zeilen von Detektorelementen gelieferten Messdaten derart ausgewählt werden, dass die zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen ein geeignetes Fehlerkriterium hinsichtlich ihres Abstandes von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes erfüllen.

Auf diese Weise ist gewährleistet, dass ein Rohbild jeweils auf Basis derjenigen Strahlen berechnet wird, die in ihrer Gesamtheit am günstigsten zu der Bildebene des Rohbildes liegen. Als Fehlerkriterium eignet sich beispielsweise der minimale quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes des jeweiligen Strahles von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes.

Infolge des Umstandes, dass im Falle des erfindungsgemäßen Verfahrens zunächst CT-Bilder, nämlich Rohbilder, berechnet werden, die keine durch Einflüsse des Conewinkels bestimmte Artefakte enthalten können, da wegen ihrer geneigten Bildebenen sichergestellt ist, dass zumindest über einen großen Teil des jeweiligen Teilumlaufintervalls Strahlen vorhanden sind, die in der Bildebene verlaufen, sind die Voraussetzungen dafür gegeben, durch Zusammenfassung mehrerer Rohbilder auch ein artefaktarmes resultierendes CT-Bild bezüglich einer gewünschten Bildebene erzeugen zu können. Zum anderen wird die einem Untersuchungsobjekt zugeführte Strahlendosis gut genutzt, da von mehreren Zeilen von Detektorelementen stammende Messdaten in das resultierende CT-Bild einfließen.

Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung erfolgt die Zusammenfassung der Rohbilder zu einem resultierenden CT- die aus den von den einzelnen Zeilen von Detektorelementen gelieferten Messdaten derart ausgewählt werden, dass die zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen ein geeignetes Fehlerkriterium hinsichtlich ihres Abstandes von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes erfüllen.

Auf diese Weise ist gewährleistet, dass ein Rohbild jeweils auf Basis derjenigen Strahlen berechnet wird, die in ihrer Gesamtheit am günstigsten zu der Bildebene des Rohbildes liegen. Als Fehlerkriterium eignet sich beispielsweise der minimale quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes.

Die auch als Rekonstruktionsschichtdicke bezeichnete Schichtdicke des resultierenden CT-Bildes wird nach Varianten der Erfindung über die Anzahl der pro Teilumlaufintervall erzeugten Rohbilder bzw. die Anzahl der in die Zusammenfassung einbezogenen Rohbilder und/oder durch Gewichtung der in die Zusammenfassung einbezogenen Rohbilder eingestellt.

Gemäß einer Variante der Erfindung wird ein Rohbild berechnet und in die Zusammenfassung einbezogen, dessen Bildebene die Mittelebene ist. Da zu erwarten ist, dass im Falle eines solchen Bildes durch den Conewinkel verursachte Artefakte praktisch nicht vorhanden sind, wirkt sich die Einbeziehung eines solchen Rohbildes in die Zusammenfassung günstig auf die Bildqualität des resultierenden CT-Bildes aus.

Gemäß Ausführungsformen der Erfindung kann als resultierendes CT-Bild ein axiales Bild, also ein Bild, dessen Bildebene der Mittelebene entspricht, ein resultierendes CT-Bild mit gegenüber der Mittelebene geneigte Bildebene oder ein resultierendes CT-Bild bezüglich einer nicht ebenen Schnittfläche des Objektes erzeugt werden.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines in den beigefügten schematischen Zeichnungen dargestellten Ausführungsbeispiels näher erläutert. Es zeigen:

1 in teils perspektivischer, teils blockschaltbildartiger Darstellung ein mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisendes CT-Gerät,

2 einen Längsschnitt durch das Gerät gemäß 1 in einem ersten Betriebsmodus,

3 in zu der 2 analoger Darstellung einen weiteren Betriebsmodus des CT-Geräts gemäß den 1 und 2, und

4 in zu der 2 analoger Darstellung ein weiteres CT-Gerät in einem Betriebsmodus mit einer gegenüber den 2 und 3 erhöhten Anzahl aktiver Zeilen von Detektorelementen.

In den 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 (2) und ein als flächenhaftes Array von mehreren Zeilen und Spalten von Detektorelementen – eines von diesen ist in 1 mit 4 bezeichnet – ausgebildetes Detektorsystem 5 mit einer diesem vorgelagerten detektornahen Strahlenblende 6 (2) auf. In 1 sind der Übersichtlichkeit halber nur acht Zeilen von Detektorelementen 4 dargestellt, das Detektorsystem 5 weist jedoch, was in der 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 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 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 2 mit L1 bis LN bezeichnet, wobei n = 1 bis N der Zeilenindex ist.

Das Röntgenstrahlenbündel weist den in 2 eingetragenen Conewinkel &bgr; auf, bei dem es sich um den Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in einer die Systemachse Z und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt. Der Fächerwinkel &phgr; des Röntgenstrahlenbündels, bei dem es sich um den Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in einer rechtwinklig zu der Systemachse Z liegenden und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt, ist in 1 und 3 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 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 1 mit S bezeichneten Spiralbahn.

Ein Volumen des Untersuchungsobjekts kann jedoch infolge des Umstandes, dass mehrere Zeilen von Detektorelementen 4 vorhanden sind, auch im Zuge einer sogenannten Tomogrammabtastung untersucht werden, bei der keine Relativbewegung in Richtung der z-Achse zwischen Messeinheit 1 und Lagerungsvorrichtung 9 stattfindet. Im Falle der Tomogrammabtastung ist also die Größe des untersuchten Volumens durch die Zahl der aktiven Zeilen von Detektorelementen 4 bestimmt.

Während einer Tomogrammabtastung bewegt sich der Fokus F auf einer kreisförmigen Fokusbahn, die in einer im Folgenden als Mittelebene bezeichneten Ebene liegt. Die Schnittgerade der Mittelebene mit der Zeichenebene ist in 2 strichliert angedeutet und mit MP bezeichnet, wobei die Mittelebene rechtwinklig zu der Zeichenebene der 2 steht. Ein Abschnitt der kreisförmigen Fokusbahn ist in 1 punktiert angedeutet und mit CP bezeichnet.

Die Tomogrammabtastung kann in Form eines Teilumlaufs oder in Form eines Vollumlaufs erfolgen, wobei der Teilumlauf ein Teilumlaufintervall von wenigstens &pgr; + &phgr; fasst, das eine vollständige Rekonstruktion eines CT-Bildes gestattet, während ein Vollumlauf 2&pgr; umfasst.

Die während der Spiral- oder Tomogrammabtastung 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 Schnittbildrekonstruktionseinheit 13, die aus den Messdaten Schnittbilder von gewünschten Schichten des Untersuchungsobjekts rekonstruiert. Im Falle einer Spiralabtastung geschieht dies nach einem an sich bekannten Verfahren (z.B. 180LI- oder 360LI-Interpolation); im Falle einer Tomogrammabtastung nach einem noch im Einzelnen zu beschreibenden erfindungsgemäßen 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 &tgr; 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 Tomogrammabtastung durchgeführt wird, erfolgt die Berechnung der entsprechenden CT-Bilder nach einem im Folgenden näher erläuterten erfindungsgemäßen Verfahren.

Dabei wird in einem einer ersten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens entsprechenden Betriebsmodus eine Tomogrammabtastung in Form eines Vollumlaufs (2&pgr;) durchgeführt. Aus den dabei gewonnenen Messdaten wird eine Anzahl von N&agr; einander überlappenden Teilumlaufintervallen entsprechende Messdaten entnommen, aus denen jeweils eine Anzahl von Ntilt Rohbildern berechnet wird, deren Pixel sich auf verschiedene bezüglich der Mittelebene geneigte Bildebenen beziehen.

Aus 3, in der ein im Querschnitt dargestelltes Untersuchungsobjekt mit OBJ bezeichnet ist, ist ersichtlich, dass im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels vier einander überlappende Teilumlaufintervalle vorhanden sind, d.h. es gilt N&agr; = 4. Die Teilumlaufintervalle sind in 3 mit PRI1 bis PRI4 bezeichnet. Zur Bildung eines Teilumlaufintervalls kann es erforderlich sein, Messdaten vom Anfang und Ende der Tomogrammabtastung zu einem Teilumlaufintervall zusammenzufügen.

Pro Teilumlaufintervall werden im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels, wie aus 4 am Beispiel des Teilumlaufintervalls PRI4 ersichtlich ist, fünf Rohbilder berechnet, d.h. es gilt Ntilt = 5, was durch die Bildebenen PI1 bis PI5 der Rohbilder veranschaulicht ist. Es werden also insgesamt N&agr;·Ntilt = 20 Rohbildern aus den Messdaten des Vollumlaufs berechnet, die schließlich zu einem resultierenden CT-Bild zusammengefasst werden.

Die Bildebenen PI1 bis PI5 der Rohbilder schneiden sich gemäß 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 Teilumlaufintervalls, d.h. an denjenigen Punkt des zu dem Teilumlaufintervall gehörigen Abschnittes der Fokusbahn, der bei der halben Bogenlänge dieses Abschnittes der Fokusbahn liegt.

Für jede dieser Bildebenen PI1 bis PI5 werden nun aus den von den verschiedenen Detektorzeilen L1 bis L8 gelieferten Messdaten diejenigen Messwerte ausgewählt, die den für eine vollständige Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes benötigten Linienintegrale entsprechen, wobei die Auswahl derart erfolgt, dass die zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen ein geeignetes Fehlerkriterium hinsichtlich ihres Abstandes von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes erfüllen, im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ist dies der minimale quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen von der jeweiligen geneigten Bildebene PI1 bis PI5.

Die maximale Neigung, einer vorläufigen Bildebene ist somit durch die Forderung bestimmt, dass für alle benötigten Linienintegrale Messwerte verfügbar sein müssen, deren Strahlen hinreichend nach dem Fehlerkriterium nahe an der geneigten Bildebene liegen.

Aus diesen für jede Bildebenen PI1 bis PI5 aus verschiedenen Messwerten zusammengestellten Linienintegralen wird nun ein zu der jeweiligen Bildebene PI1 bis PI5 gehöriges Rohbild berechnet, z.B. durch das Standard-Rekonstruktionsverfahren der Faltung und Rückprojektion. Die Pixel dieser Rohbildes gehören zu der jeweiligen geneigten Bildebene PI1 bis PI5. Es wird also im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels für jedes Teilumlaufintervall ein Stapel von fünf Rohbildern berechnet.

Die so erhaltenen N&agr;·Ntilt Rohbilder werden in einem abschließenden Reformatierungsschritt zu einem resultierenden CT-Bild einer gewünschten, von den Bildebenen PI1 bis PI5 verschiedenen Bildebene 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.

In einem einer zweiten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens entsprechenden Betriebsmodus werden die Rohbilder anstatt aus Messdaten mehrerer im Zuge eines Vollumlaufs gewonnener Teilumlaufintervalle nur aus Messdaten eines einzigen Teilumlaufintervalls berechnet. Dieser Betriebsmodus ist insbesondere für solche Anwendungsfälle von Vorteil, in denen eine möglichst hohe Zeitauflösung erreicht werden soll, z.B. Untersuchungen des Herzens.

Während im Falle des ersten Betriebsmodus die zu mehreren Teilumlaufintervallen gehörigen Rohbilder zu einem resultierenden CT-Bild zusammengefasst werden, werden demzufolge im Falle des zweiten Betriebsmodus nur zu einem einzigen Teilumlaufintervall gehörige Rohbilder zu einem resultierenden CT-Bild zusammengefasst.

Die Zusammenfassung von Rohbildern zu einem resultierenden CT-Bild erfolgt nach einem sowohl in dem ersten als auch in dem zweiten Betriebsmodus wählbaren 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 Rohbilder 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 Teilumlaufintervalls.

In einem zweiten Untermodus erfolgt die Zusammenfassung der Rohbilder zu einem resultierenden CT-Bild 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 Rohbilder, ermittelt

Außer den beschriebenen Betriebsmodi, Untermodi und Gewichtungsmodi sind sogenannte Schichtmodi wählbar, die dafür maßgeblich sind, für welche Bildebene das resultierende CT-Bild erzeugt wird.

Außer einem ersten Schichtmodus, in dem das resultierende CT-Bild für eine rechtwinklig zur Systemachse stehende Bildebene, beispielsweise die Mittelebene MP, ermittelt wird, ist ein zweiter Schichtmodus vorgesehen, in dem das resultierende CT-Bild für eine bezüglich der Systemachse geneigte Bildebene, z.B. die Bildebene NP gemäß 3, ermittelt wird. Für den ersten Schichtmodus besteht die Möglichkeit die z-Position der Bildebene, d.h. den Schnittpunkt der Bildebene mit der Systemachse Z, mittels der Tastatur einzugeben. Für den zweiten Schichtmodus besteht zusätzlich die Möglichkeit die Neigungswinkel der Bildebene bezüglich zweier Achsen des in 1 eingetragenen räumlichen Koordinatensystems mittels der Tastatur einzugeben.

In einem dritten Schichtmodus kann, beispielsweise durch Zeichnen mittels eines Lichtgriffels 24 auf dem Monitor 16, eine gekrümmte Schnittfläche, beispielsweise die gekrümmte Schnittfläche CA gemäß 1, vorgegeben werden, für die das resultierende CT-Bild ermittelt wird. Der Schnittpunkt der gekrümmten Schnittfläche CA mit der Systemachse Z kann mittels des Lichtgriffels 24 markiert, die z-Position Schnittfläche CA auf der Systemachse Z mittels der Tastatur 19 eingegeben werden.

Die räumliche Lage der jeweils gewählten Bildebene bzw. im Falle einer Schnittfläche auch deren Verlauf werden bei der Zusammenfassung der Rohbilder zu einem resultierenden CT-Bild berücksichtigt, indem, je nach gewähltem Untermodus bei der Gewichtung bzw. Interpolationsverfahren auch direkt aus dem Stapel von vorläufigen Bildern (evtl. auch mehreren Stapeln verschiedener benachbarter Tomogramme) beliebige schräge oder sogar gekrümmte Sekundärschnitte erzeugt werden.

Falls keine geeigneten Messwerte, d.h. Strahlen, zur Verfügung stehen um das Fehlerkriterium zu erfüllen, können dem Fehlerkriterium entsprechende Messwerte aus mehreren nahe, aber nach dem Fehlerkriterium nicht hinreichend nahe bei der Bildebene des Rohbildes liegenden Messwerte gewonnen werden, beispielsweise indem diese unter geeigneter Gewichtung addiert werden.

Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst auch die Möglichkeit, Rohbilder mehrerer Stapel von Rohbildern, die auf Basis von Tomogrammabtastungen mit verschiedenen in z-Richtung vorzugsweise nur geringfügig beabstandeten Mittelebenen gewonnen wurden, zu einem resultierenden CT-Bild zu überlagern.

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.


Anspruch[de]
Verfahren für die Computertomographie, aufweisend die Verfahrensschritte:

– zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektorsystem zum Detektieren des Strahlenbündels wird der Fokus ohne Relativbewegung zwischen Untersuchungsobjekt und Fokus in Richtung der Systemachse auf einer Fokusbahn um eine in einer z-Richtung liegen dem Systemachse bewegt, wobei das Detektorsystem der empfangenen Strahlung entsprechende Messdaten liefert und wobei die Länge der Fokusbahn wenigstens gleich der Länge eines Teilumlaufintervalls ist, dessen Länge zur vollständigen Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreicht,

– aus aus einem Teilumlaufintervall stammenden Messdaten werden mittels eines 2D-Rekonstruktionsverfahren Rohbilder berechnet, deren Bildebenen relativ zu einer die Fokusbahn enthaltenden Mittelebene geneigt sind, und

– aus mehreren Rohbildern wird ein resultierendes CT-Bild ermittelt,

wobei den Messdaten, die gewonnen werden, für jede Zeile von Detektorelementen pro Position des Fokus und pro Detektorelement ein Strahl zugeordnet ist, und die Rekonstruktion eines Rohbildes auf Basis von Messdaten erfolgt, die aus den von allen Zeilen von Detektorelementen gelieferten Messdaten derart ausgewählt werden, dass nur diejenigen Messdaten zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogen werden, deren zugeordnete Strahlen ein Fehlerkriterium hinsichtlich ihres Abstandes von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes erfüllen,

und wobei als Fehlerkriterium der minimale quadratische Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes des jeweiligen Strahles von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes vorgesehen ist.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Ermittlung des resultierenden CT-Bildes durch Gewichtung erfolgt, wobei die Pixel der Rohbilder jeweils als Quellpixel zu einem entsprechenden Zielpixel des resultierenden CT-Bildes beitragen und der Beitrag eines Quellpixels zu einem Zielpixel in Abhängigkeit von einer geometrische Bezugsgröße gewichtet wird. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem als geometrische Bezugsgröße der Abstand des jeweiligen Quellpixels von dem entsprechenden Zielpixel berücksichtigt wird. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, bei dem als geometrische Bezugsgröße der Abstand des jeweiligen Quellpixels von der Mitte des entsprechenden Teilumlaufintervalls berücksichtigt wird. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Ermittlung des resultierenden CT-Bildes durch Interpolation erfolgt. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem Rohbilder berechnet werden, deren Bildebenen sich in einer Geraden schneiden. Verfahren nach Anspruch 6, bei dem sich die Bildebenen der Rohbilder in einer Tangente an die Fokusbahn schneiden. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem bezüglich mehrerer Teilumlaufintervalle Rohbilder berechnet werden und aus unterschiedlichen Teilumlaufintervallen stammende Rohbilder zu dem resultierenden CT-Bild überlagert werden. Verfahren nach Anspruch 8, bei dem bezüglich mehrerer einander überlappender Teilumlaufintervalle Rohbilder berechnet werden. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, bei dem die Schichtdicke des resultierenden CT-Bildes über Anzahl der in die Ermittlung des resultierenden CT-Bildes, einbezogenen Rohbilder eingestellt wird. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, bei dem die Schichtdicke des resultierenden CT-Bildes durch Gewichtung der in die Ermittlung des resultierenden CT-Bildes, einbezogenen Rohbilder eingestellt wird. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei dem ein Rohbild berechnet und in die Ermittlung des resultierenden CT-Bildes, einbezogen wird dessen Bildebene die Mittelebene ist. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, bei dem als resultierendes CT-Bild ein axiales Bild erzeugt wird. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, bei dem ein resultierendes CT-Bild mit gegenüber der Mittelebene geneigter Bildebene erzeugt wird.






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