DE102005005087A1

DE102005005087A1 - Verfahren zur Korrektur nicht reproduzierbarer Geometriefehler eines Röntgen-C-Bogengerätes

Info

Publication number: DE102005005087A1
Application number: DE102005005087A
Authority: DE
Inventors: Dieter Dr. Ritter
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2005-02-03
Filing date: 2005-02-03
Publication date: 2006-08-24
Anticipated expiration: 2025-02-04
Also published as: US7494278B2; DE102005005087B4; WO2006082146A1; US20080192884A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Korrektur nicht reproduzierbarer Geometriefehler eines eine Röntgenstrahlquelle (6) tragenden Röntgen-C-Bogengeräts (1), die bei der Orbitalverfahrung des C-Bogens während eines zur 3-D-Rekonstruktion eines Patientenvolumens durchgeführten Scans auftreten. Bei dem Verfahren gemäß der Erfindung wird ein während des Scans durch einen nicht reproduzierbaren Geometriefehler beeinträchtigter 2-D-Datensatz ermittelt. Dieser Datensatz wird mit den bekannten Projektionsmatrizen des Röntgen-C-Bogengeräts (1), welche reproduzierbare Geometriefehler des C-Bogengerätes kompensieren, verglichen. Das Ergebnis dieses Vergleiches wird dazu benutzt, die Projektionsmatrizen des Scans so zu verändern, dass ein während des Scans auftretender nicht reproduzierbarer Geometriefehler kompensiert wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Korrektur nicht reproduzierbarer Geometriefehler eines Röntgen-C-Bogengerätes, welche bei der Orbitalverfahrung des C-Bogens während eines zur 3D-Rekonstruktion eines Patientenvolumens durchgeführten Scans auftreten. Ein solches Gerät umfasst ein Grundgestell, an dem ein C-Bogen orbital um ein Isozentrum verfahrbar gelagert ist. Das eine Ende des C-Bogens trägt eine Röntgenstrahlquelle und das andere Ende einen Röntgenempfänger, beispielsweise einen Flachdetektor. Solche mobil oder stationär eingesetzten Geräte werden unter anderem für die 3D-Rekonstruktion eines Patientenvolumens verwendet. Dabei werden aus einer Vielzahl unterschiedlicher Winkelstellungen 2D-Aufnahmen aufgezeichnet und mit bekannten Berechnungsverfahren das interessierende Patientenvolumen rekonstruiert. Die Bildqualität von 3D-Rekonstruktionen ist ausschlaggebend für ihre Verwendbarkeit, beispielsweise zu diagnostische Zwecken. Ein wichtiger Parameter zur fehlerfreien Abbildung der 3D-Welt in eine 2D-Bildebene ist die möglichst fehlerfreie Reproduzierbarkeit der Position und Orientierung des Röntgenempfängers bezüglich des Isozentrums des C-Bogens. Auf Grund seiner eigenen Masse und der Massen von Röntgenstrahlquelle und Röntgenempfänger verwindet sich der C-Bogen je nach Orbitalstellung mehr oder weniger stark. Diese Verwindungen, die im Zentimeterbereich liegen können, werden üblicherweise kompensiert, indem die Bewegungsbahn des C-Bogens in einem Offline-Verfahren kalibriert wird. Dazu werden unter Verwendung eines Kalibrierphantoms die Projektionsmatrizen des C-Bogens bzw. des von ihm getragenen Röntgensystems bestimmt. Mechanische Verwindungen des C-Bogens, die bei jeder Orbitalverfahrung des C-Bogens in zumindest annährend gleicher Weise auftreten, können dadurch kompensiert werden. Je nach Art von Lagerung und Antrieb des C-Bogens lässt sich ein beispielsweise auf ein toleranzbedingtes Spiel zurückgehendes nicht reproduzierbares Wackeln des C-Bogens nicht verhindern. Ein durch Wackeln verursachter Geometriefehler führt bei einem zur 3D-Rekonstruktion eines Patientenvolumens durchgeführten Scan zu einer Limitierung der Ortsauflösung auf Werte etwa von 7 bis 10 lp/cm limitiert.

Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren zur Korrektur von nicht reproduzierbaren Geometriefehlern vorzuschlagen.

Diese Aufgabe wird gemäß Anspruch 1 durch ein Verfahren gelöst, bei dem ein während des Scans durch einen nicht reproduzierbaren Geometriefehler beeinträchtigter 2D-Datensatz ermittelt, dieser Datensatz mit den bekannten Projektionsmatrizen des Röntgen-C-Bogengeräts, welche reproduzierbare Geometriefehler des C-Bogengerätes kompensieren, verglichen wird, und das Ergebnis dieses Vergleiches dazu benutzt wird, die Projektionsmatrizen des Scans so zu verändern, dass ein während des Scans auftretender nicht reproduzierbarer Geometriefehler kompensiert wird. Der auf eine der weiter unten beschriebenen Methoden ermittelte 2D-Datensatz kann auf einfache Weise durch bekannte Verfahren mit den bekannten Projektionsmatrizen verglichen und eine Korrektur des 2D-Datensatzes vorgenommen werden. Auf diese Weise lässt sich eine Erhöhung der Auflösung der 2D-Datensätze und dementsprechend einer daraus generierten 3D-Rekonstruktion erreichen.

Bei einer bevorzugten Verfahrensvariante wird während eines zur 3D-Rekonstruktion eines Patientenvolumens durchgeführten Scans von einem innerhalb des Patientenvolumens angeordneten hochkontrastreichen Objekt ein eine Trajektorie T1 des Objekts wiedergebendes Sinogramm erstellt wird. Aus bekannten, reproduzierbaren Geometriefehler des C-Bogengeräts bereits kompensierenden Projektionsmatrizen des C-Bogengeräts, wird eine Trajektorie T2 eines virtuellen Objektpunkts generiert und die Differenzfunktion zwischen der Trajektorie T1 und der Trajektorie T2 bestimmt. Die Differenzfunktion entspricht nun genau dem nicht reproduzierbaren Anteil der C-Bogen-Bewegung, so dass die Projektionsmatrizen des am Patienten vorgenommenen Scans so optimiert werden können, dass ein während eines Scans auftretender nicht reproduzierbarer Geometriefehler des C-Bogens kompensiert wird. Ein Vorteil eines solchen Verfahrens liegt einerseits darin, dass eine Geometriekorrektur auf einfache Weise mit Hilfe auf dem Gebiet der 3D-Rekonstruktion bekannter und häufig eingesetzter Algorithmen für beliebige C-Bogengeräte verwendet werden kann. Die Ortsauflösung in der 3D-Rekonstruktion kann also ohne gerätetechnischen Aufwand verbessert werden. Andererseits ist es möglich bei Anwendung eines erfindungsgemäßen Verfahrens C-Bogengeräte mit geringeren Anforderungen an ihre mechanische Stabilität bzw. an die Verfahrgenauigkeit des C-Bogens einzusetzen.

Prinzipiell ist es möglich, die vorgeschlagene Korrektur von Geometriefehlern mit Hilfe von 2D-Sinogrammen durchzufügen. Bei einer bevorzugten Verfahrensweise wird jedoch ein 3D-Sinogramm erstellt, welches Informationen über die räumlichen Koordinaten einer nicht reproduzierbaren Bahnabweichung des C-Bogens bzw. des von diesem getragenen Röntgensystems liefert. Vorzugsweise basiert die Generierung der Trajektorie T2 auf Projektionsmatrizen, welche mit Hilfe eines Kalibrierphantoms an dem C-Bogengerät gewonnen wurden.

Eine weitere bevorzugte Verfahrensvariante sieht vor, dass während eines Scans ein bei einer ersten Orbitalposition der Röntgenstrahlquelle aufgenommener erster 2D-Datensatz mit einem bei einer nachfolgenden zweiten Orbitalposition aufgenommenen zweiten 2D-Datensatz korreliert wird, bei einer Abweichung zwischen den beiden 2D-Datensätzen, die nicht durch eine unterschiedliche Orbitalposition bedingt ist, der zweite 2D-Datensatz mit den bekannten Projektionsmatrizen der zweiten Orbitalposition verglichen und das Ergebnis dieses Vergleichs dazu benutzt wird, die Projektionsmatrizen des zweiten 2D-Datensatzes zur Kompensation eines nicht reproduzier baren Geometriefehlers zu verändern. Bei dieser Verfahrensvariante wird von einzelnen, bei unterschiedlichen Orbitalpositionen des Röntgenstrahlgeräts gemachten 2D-Aufnahmen kein Sinogramm erstellt, sondern es werden in der Verfahrrichtung des C-Bogens aufeinander folgende 2D-Datensätze miteinander verglichen und bei einer signifikanten Abweichung ein Abgleich der jeweiligen fehlerhaften 2D-Datensätze mit den bekannten Projektionsmatrizen und eine entsprechende Korrektur vorgenommen. Auch hier kann man sich bekannter Verfahren und Algorithmen bedienen.

Es ist denkbar, die vorgeschlagenen Verfahrensvarianten auf eine Korrektur weiterer Bewegungsfreiheitsgrade des C-Bogens anzuwenden. Vorzugsweise werden nicht reproduzierbare Geometriefehler jedoch nur in einer rechtwinklig zur Projektionsachse des C-Bogengerätes verlaufenden Ebene korrigiert. Bahnabweichungen in dieser Ebene verringern die Ortsauflösung nämlich wesentlich stärker als Abweichungen in den übrigen Bewegungsfreiheitsgraden des C-Bogens. Eine Korrektur in der genannten Ebene ist mit relativ geringem Rechenaufwand möglich. Eine Korrektur weiterer Bewegungsfreiheitsgrade würde dagegen bei hohem Rechenaufwand nur noch eine vergleichsweise geringe Verbesserung der Ortsauflösung einer 3D-Rekonstruktion bringen.

Von den zur näheren Erläuterung der Erfindung beigefügten Zeichnungen zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines Röntgen-C-Bogengerätes,
2, 3 schematische Darstellungen, die die Erstellung eines Sinogramms verdeutlichen,
4 ein während eines Patienten-Scans aufgezeichnetes Sinogramm,
5 ein mit Hilfe eines Kalibrierphantoms gewonnenes gemitteltes Sinogramm eines C-Bogengerätes,
Das in 1 gezeigte Röntgen-C-Bogengerät, im Folgenden kurz C-Bogengerät 1 genannt, ist mobil oder stationär und umfasst ein Grundgestell 2, an dem ein C-Bogen 3 um ein Isozentrum 4 in Orbitalrichtung 5 verfahrbar gelagert ist. Am einen Ende des C-Bogens 3 ist eine Röntgenstrahlquelle 6 und am diametral gegenüberliegenden Ende ein Flachdetektor 7 als Röntgenempfänger angeordnet. Die Strahl- bzw. Projektionsachse 8 der Röntgenstrahlquelle 6 schneidet bei idealer Geometrie das Isozentrum 4. Die von einer Vielzahl von Einzeldetektoren gebildete Aufnahmefläche 9 des Flachdetektors 7 erstreckt sich in einer rechtwinklig zur Projektionsachse 8 bzw. rechtwinklig zu der in 1 mit X bezeichneten Raumachse und ist durch die Koordinatenachsen u und v des C-Bogengeräts 1 festgelegt.
Während der 3D-Rekontruktion eines Patientenvolumens befindet sich ein Patient auf einem Tisch (nicht dargestellt) derart, dass sich das Isozentrum 4 innerhalb des interessierenden Körperbereichs befindet. Ausgehend von der in 1 gezeigten Startposition wird der C-Bogen 3 in Orbitalrichtung 5 im Uhrzeigersinn bis in seine Endlage verfahren und dabei eine Vielzahl von 2D-Datensätzen des Patientenvolumens erzeugt. Bei einem solchen Scan wird nun von einem leicht identifizierbaren Objekt des Patientenvolumens ein 3D-Sinogramm aufgezeichnet. Dafür geeignete Objekte sind etwa Knochen, in Kolon, Magen oder Lunge eingeschlossene Luft, mit Kontrastmitteln angereicherte Gefäße, orthopädische Endoprothesen und Marker. Zur Erzeugung des 3D-Sinogramms wird nun entweder ein punktförmiges Objekt oder die Kante eines kontrastreichen Objekts, etwa der Randbereich eines Knochens während eines Scans verfolgt. Während eines Scans durchläuft die Projektion eines Objektpunkts, in 1 mit dem Bezugszeichen 10 versehen, bei einer Orbitalverfahrung des C-Bogens 3 auf der Aufnahmefläche 9 des Flachdetektors 7 eine sich in Richtung der u-Achse erstreckende Detektorlinie 11 (2). Wird eine solche Detektorlinie 11 über der Zeit t aufgetragen so ergibt sich bei einem maximalen Verfahrwinkel des C-Bogens 3 von et wa 190° eine Kurve, die angenährt einer halben Sinuskurve entspricht. Die einzelnen Zeitabschnitte t₁ bis t_n entsprechen dabei unterschiedlichen Orbitalpositionen der Röntgenstrahlquelle 6 bzw. des Flachdetektors 7 bzw. unterschiedlichen Ausrichtungen der Projektionsachse 8 relativ zum Objektpunkt 10. Wird nur eine Detektorlinie entsprechend 3 aufgetragen, so entsteht ein 2D-Sinogramm, welchem die relative Bewegung des Objektpunkts 10 bzw. dessen Projektion auf der Aufnahmefläche 9 in Form einer Trajektorie T1 entnehmbar ist. Angenommen der Objektpunkt 10 läge in der von den x- und y-Koordinaten aufgespannten Orbitalebene des C-Bogens 3, so wäre ein sich nur in dieser Ebene auswirkender Geometriefehler als eine mehr oder weniger stark ausgeprägte Abweichung 12 (4) vom Kurvenverlauf der Trajektorie T1 erkennbar. Ein sich in einer rechtwinklig zur Orbitalebene bzw. in Richtung der v-Achse auswirkendes Wackeln wäre dagegen weniger gut, etwa als Unterbrechung des Kurvenverlaufs der Trajektorie T1 erkennbar, weil sich die Abweichung 12 quasi aus der Papierebene heraus oder in diese hinein erstrecken würde. Wenn jedoch ein 3D- Sinogramm aufgezeichnet wird, welches eine Vielzahl weiterer, die Detektorlinie 11 in Richtung der v-Achse flankierende Detektorlinien, (in 3 nicht dargestellt) implementiert, so können auch die genannten, im vorliegenden Fall aus der Orbitalebene in z-Richtung bzw. in Richtung der v-Achse sich auswirkende Bahnabweichungen des C-Bogens 3 erkannt und quantitativ erfasst werden.
Im Vergleich zu CT-Scannern wird bei Röntgen-C-Bogengeräten eine etwas labilere Mechanik für den Orbitalumlauf der Röntgenstrahlquelle 6 und des Röntgenempfängers verwendet. Die offene Form des C-Bogens bringt es beispielsweise mit sich, dass dieser in der in 1 gezeigten Situation sich aufweitet, wodurch die Projektionsachse 8 eine leichte Schiefstellung bezüglich der x-Achse erfährt. Für 3D-Rekonstruktionen verwendete Röntgen-C-Bogengeräte müssen daher in einem Offline- Verfahren kalibriert werden. Dabei werden unter Verwendung eines Kalibrierphantoms einmalig die Projektionsmatrizen bestimmt. Um nicht reproduzierbare Geometriefehler zu eliminieren, wird eine Vielzahl von Orbitalverfahrungen vorgenommen.
Zur Korrektur von nicht reproduzierbaren, während eines Patienten-Scans auftretenden Geometriefehlern wird nun auf diese Projektionsmatrizen zurückgegriffen und eine Trajektorie T2 eines virtuellen Objektpunktes generiert. Der Objektpunkt befindet sich dabei im Bereich des Isozentrums 4 bzw. in einem Raum, der dem zu rekonstruierenden Patientenvolumen entspricht. Die Trajektorie T2 entspricht bis auf Phase, Amplitude, Offset und Abweichung 12 der Trajektorie T1. Ein Fit beider Trajektorien T1 und T2 in diesen drei Parametern ergibt unmittelbar die Differenzfunktion zwischen T1 und T2. Die Differenzfunktion entspricht nun genau dem nicht reproduzierbaren Anteil der C-Bogenbewegung und erlaubt die während einer Offline- Kalibrierung ermittelten Projektionsmatrizen so zu korrigieren, dass eine nicht reproduzierbare Bahnabweichung des C-Bogens eliminiert wird. Ein andere Möglichkeit, nicht reproduzierbare Bahnabweichungen mit Hilfe der genannten Differenzfunktion zu eliminieren besteht darin, die Abweichung der beiden Trajektorien T1 und T2 in Richtung der u- und der v-Achse als eine entsprechende Translation des Flachdetektors 7 zu interpretieren.
Eine weitere Möglichkeit, das Auftreten eines nicht reproduzierbaren Geometriefehlers zu erkennen sieht vor, dass während eines Patientenscans aufeinander folgende, also bei in Verfahrrichtung des C-Bogens aufeinander folgenden Orbitalpositionen der Röntgenstrahlquelle, insbesondere eines Flachdetektors 7 gemachte 2D-Aufnahmen bzw. 2D-Datensätze miteinander korreliert werden. Aufgrund der Vielzahl der während eines Scans erzeugten 2D-Datensätze unterscheiden sich zwei aufeinander folgende 2D-Datensätze hinsichtlich des Aufnahmewinkels bzw. der Röntgenstrahlrichtung nur gering, so dass ein Bildpunkt seine Position in Richtung der u- und/oder v-Achse nur um ein geringes und auf Grund der bekannten C-Bogen-Geometrie bekanntes Ausmaß gegenüber einem vorhergehenden 2D-Datensatzes verändert. Tritt jedoch bei der Verfahrung des C-Bogens von der einen zur nächsten Orbitalposition ein Geometriefehler etwa als Folge eines Wackelns auf, ist die daraus resultierende Positionsabweichung eines Bildpunktes wesentlich stärker und dementsprechend ein derartiges Ereignis leicht erkennbar. Wie bei der zuerst beschriebenen Verfahrensvariante, wird auch hier zur Korrektur bzw. Kompensation des aufgetretenen Fehlers auf die bekannten Projektionsmatrizen des jeweiligen C-Bogens zurück gegriffen und eine Korrektur des fehlerhaften 2D-Datensatzes vorgenommen, wobei dazu wiederum bekannte Verfahren und Algorithmen zur Verfügung stehen.

Claims

Verfahren zur Korrektur nicht reproduzierbarer Geometriefehler eines eine Röntgenstrahlquelle (6) tragenden Röntgen-C-Bogengeräts (1), die bei der Orbitalverfahrung des C-Bogens während eines zur 3D-Rekonstruktion eines Patientenvolumens durchgeführten Scans auftreten, bei dem – ein während des Scans durch einen nicht reproduzierbaren Geometriefehler beeinträchtigter 2D-Datensatz ermittelt, – dieser Datensatz mit den bekannten Projektionsmatrizen des Röntgen-C-Bogengeräts (1), welche reproduzierbare Geometriefehler des C-Bogengerätes kompensieren, verglichen wird, und – das Ergebnis dieses Vergleiches dazu benutzt wird, die Projektionsmatrizen des Scans so zu verändern, dass ein während des Scans auftretender nicht reproduzierbarer Geometriefehler kompensiert wird.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem – während eines Scans von einem innerhalb des Patientenvolumens angeordneten hochkontrastreichen Objekt ein eine Trajektorie T1 des Objekts wiedergebendes Sinogramm erstellt, – aus den bekannten Projektionsmatrizen des Röntgen-C-Bogengeräts (1) eine Trajektorie T2 eines virtuellen Objektpunkts generiert, und – die Differenzfunktion zwischen der Trajektorie T1 und der Trajektorie T2 bestimmt und dazu benutzt wird, die Projektionsmatrizen des Scans zur Kompensation eines nicht reproduzierbaren Geometriefehlers zu verändern.
Verfahren nach Anspruch 2, bei dem ein 3D-Sinogramm erstellt wird
Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, bei dem die Generierung der Trajektorie T2 auf Projektionsmatrizen basiert, welche mit Hilfe eines Kalibrierphantoms an dem C-Bogengerät (1) gewonnen wurden.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem – ein während eines Scans bei einer ersten Orbitalposition der Röntgenstrahlquelle (6) aufgenommener erster 2D-Datensatz mit einem bei einer nachfolgenden zweiten Orbitalposition aufgenommenen zweiten 2D-Datensatz korreliert wird, – bei einer Abweichung zwischen den beiden 2D-Datensätzen, die nicht durch eine unterschiedliche Orbitalposition bedingt ist, der zweite 2D-Datensatz mit den bekannten Projektionsmatrizen der zweiten Orbitalposition verglichen und das Ergebnis dieses Vergleichs dazu benutzt wird, die Projektionsmatrizen des zweiten 2D-Datensatzes zur Kompensation eines nicht reproduzierbaren Geometriefehlers zu verändern.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem nur Geometriefehler korrigiert werden, die sich in einer rechtwinklig zur Projektionsachse (8) des C-Bogengeräts (1) verlaufenden Ebene auswirken.