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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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Nach
der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Verfahren mit
den Merkmalen des Patentanspruchs 1.
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Demnach
werden aus aus einem Teilumlaufintervall stammenden Messdaten Rohbilder
berechnet, deren Bildebenen relativ zu eine die Fokusbahn enthaltenden
Mittelebene geneigt sind.
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Aus
diesen Rohbildern wird dann ein resultierendes CT-Bild ermittelt.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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Die
Erfindung wird nachfolgend anhand eines in den beigefügten schematischen
Zeichnungen dargestellten Ausführungsbeispiels
näher erläutert. Es
zeigen:
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1 in
teils perspektivischer, teils blockschaltbildartiger Darstellung
ein mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisendes CT-Gerät,
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2 einen
Längsschnitt
durch das Gerät gemäß 1 in
einem ersten Betriebsmodus,
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3 in
zu der 2 analoger Darstellung einen weiteren Betriebsmodus
des CT-Geräts
gemäß den 1 und 2,
und
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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.
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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.
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Die
Röntgenstrahlenquelle 2 mit
der Strahlenblende 3 einerseits und das Detektorsystem 5 mit der
Strahlenblende 6 ande rerseits 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.
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Das
Röntgenstrahlenbündel weist
den in 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 zu der Systemachse Z liegenden und den Fokus
F enthaltenden Ebene handelt, ist in 1 und 3 eingetragen.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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Die
Tomogrammabtastung kann in Form eines Teilumlaufs oder in Form eines
Vollumlaufs erfolgen, wobei der Teilumlauf ein Teilumlaufintervall
von wenigstens π + φ fasst,
das eine vollständige
Rekonstruktion eines CT-Bildes gestattet, während ein Vollumlauf 2π umfasst.
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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.
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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.
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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 ei ner CT-Zahl/Grauwertskala in einem
ihrer jeweiligen CT-Zahl entsprechenden Grauwert dargestellt werden.
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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.
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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.
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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.
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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.
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Für den Fall,
dass eine Tomogrammabtastung durchgeführt wird, erfolgt die Berechnung
der entsprechenden CT-Bilder nach einem im Folgenden näher erläuterten
erfindungsgemäßen Verfahren.
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Dabei
wird in einem einer ersten Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Verfahrens
entsprechenden Betriebsmodus eine Tomogrammabtastung in Form eines
Vollumlaufs (2π)
durchgeführt. Aus
den dabei gewonnenen Messdaten wird eine Anzahl von Nα 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.
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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 Nα =
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.
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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 Nα·Ntilt = 20 Rohbildern aus den Messdaten des
Vollumlaufs berechnet, die schließlich zu einem resultierenden CT-Bild zusammengefasst
werden.
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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.
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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.
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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.
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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.
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Die
so erhaltenen Nα·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 Bild rauschen
vermindert und die gewünschte
Rekonstruktionsschichtdicke eingestellt.
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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.
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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.
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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
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In
dem ersten Gewichtungsmodus wird als geometrische Bezugsgröße der Abstand
des jeweiligen Quellpixels von dem entsprechenden Zielpixel berücksichtigt.
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In
dem zweiten Gewichtungsmodus erfolgt zur Vermeidung von Artefakten
zusätzlich
eine Gewichtung in Abhängigkeit
des Abstandes der Quellpixel von der Mitte des jeweiligen Teilumlaufintervalls.
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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
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Außer den
beschriebenen Betriebsmodi, Untermodi und Gewichtungsmodi sind sogenannte Schichtmodi
wählbar,
die dafür
maßgeblich
sind, für welche
Bildebene das resultierende CT-Bild erzeugt wird.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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Das
konusförmige
Röntgenstrahlenbündel weist
im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels
einen rechteckigen Querschnitt auf. Im Rahmen der Erfindung sind
jedoch auch andere Querschnittsgeometrien möglich.
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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.
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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.
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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.
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Die
vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele
betreffen die medizinische Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens.
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Die
Erfindung kann jedoch auch außerhalb der
Medizin, beispielsweise bei der Gepäckprüfung oder bei der Materialuntersuchung,
Anwendung finden.