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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erfassung von Messdaten eines Untersuchungsobjektes mit einem Computertomographiesystem, wobei die Messdaten als Projektionen während des Umlaufs der Strahlungsquelle um das Untersuchungsobjekt erfasst werden.
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Verfahren zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes mit einem CT-System sind allgemein bekannt. Hierbei werden beispielsweise Kreisabtastungen, sequentielle Kreisabtastungen mit Vorschub oder Spiralabtastungen verwendet. Bei diesen Abtastungen werden mit Hilfe mindestens einer Röntgenquelle und mindestens eines gegenüberliegenden Detektors Absorptionsdaten des Untersuchungsobjektes aus unterschiedlichen Aufnahmewinkeln aufgenommen und diese so gesammelten Absorptionsdaten bzw. Projektionen mittels entsprechender Rekonstruktionsverfahren zu Schnittbildern durch das Untersuchungsobjekt verrechnet.
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Das Dokument
DE 3784250T2 offenbart ein Computertomographiegerät, bei welchem die Datenerfassung über zwei Umdrehungen durch Zeilensprungabtastung erfolgt.
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Zur Rekonstruktion von computertomographischen Bildern aus Röntgen-CT-Datensätzen eines Computertomographiegeräts (CT-Geräts), d.h. aus den erfassten Projektionen, wird heutzutage als Standardverfahren ein so genanntes gefiltertes Rückprojektionsverfahren (Filtered Back Projection; FBP) eingesetzt. In der letzten Zeit sind aufwendigere Verfahren, wie z.B. iterative Rekonstruktionsverfahren, entwickelt worden, mit denen zumindest manche der Limitationen der herkömmlichen FBP beseitigt werden können.
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Beurteilt man die Qualität der rekonstruierten CT-Bilder, so ist das Rauschen eine wesentliche Größe. Dieses kann unterteilt werden in Quantenrauschen und Elektronikrauschen, auch als Detektorrauschen bezeichnet. Das Quantenrauschen wird durch stochastische Schwankungen bei der Streuung und Absorption der von der Röntgenquelle emittierten Röntgenstrahlung beim Durchlaufen des Untersuchungsobjektes hervorgerufen. Dies hat zur Folge, dass trotz identischer Aufnahmesituationen stochastisch verteilt eine unterschiedliche Anzahl von Röntgenquanten auf den Detektor treffen. Demgegenüber handelt es sich bei dem Detektorrauschen um ein thermisches Rauschen im Detektor, das unabhängig von der Anzahl der auf den Detektor auftreffenden Quanten ist. Der Anteil des Elektronikrauschens am Gesamtrauschen steigt daher mit sinkender vom Detektor gemessener Quantenanzahl. Dies stellt ein besonderes Problem bei der Messung mit niedrigen Quantenzahlen der Röntgenquelle oder bei Messungen von stark schwächenden Untersuchungsobjekten dar.
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Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Erfassung von Messdaten eines Untersuchungsobjektes mit einem Computertomographiesystem aufzuzeigen, angestrebt werden soll, dass eine Reduktion des Anteils des Elektronikrauschens erfolgt. Ferner sollen ein entsprechendes Verfahren zur Rekonstruktion von CT-Bildern, eine entsprechende Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein Computerprogrammprodukt aufgezeigt werden.
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Diese Aufgabe wird durch Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1, sowie durch ein Verfahren, eine Steuer- und eine Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein Computerprogrammprodukt mit Merkmalen von nebengeordneten Ansprüchen gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen sind Gegenstand von Unteransprüchen.
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Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Erfassung von Messdaten eines Untersuchungsobjektes mit einem Computertomographiesystem für eine Rekonstruktion von Bilddaten des Untersuchungsobjektes werden die Messdaten als Projektionen während des Umlaufs der Strahlungsquelle um das Untersuchungsobjekt erfasst. Die Messdatenerfassung für die Bilddaten eines Volumenelementes des Untersuchungsobjektes erfolgt während einer Mehrzahl von Umläufen. Pro Umlauf wird eine nicht-ganzzahlige Anzahl von Projektionen erfasst, so dass sich die Projektionen der Mehrzahl von Umläufen zu einer ganzzahligen Anzahl von Projektionen ergänzen.
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Für die Bildrekonstruktion sollen pro Volumenelement des Untersuchungsobjektes eine bestimmte Anzahl von Projektionen zur Verfügung stehen. Eine Projektion eines bestimmten Volumenelementes ist dann erfassbar, wenn eine Verbindungslinie zwischen der Strahlungsquelle und dem gegenüberliegenden Detektor existiert, welche durch das dieses Volumenelement verläuft. In diesem Fall wird das Volumenelement von der Röntgenstrahlung „beleuchtet“ bzw. durchstrahlt. Bei dem vorliegenden Verfahren erfolgt die Datenerfassung so, dass diese Durchstrahlung nicht nur bei einem Umlauf, sondern bei mehreren Umläufen der Röntgenquelle gegeben ist. Zur Bildrekonstruktion werden dementsprechend pro Volumenelement nicht nur Daten aus einem einzelnen Umlauf verarbeitet, sondern aus zwei oder mehr Umläufen.
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Für die Erfassung einer Projektion ist eine bestimmte Zeitspanne und/oder ein bestimmter Winkelfortschritt erforderlich, welche bzw. welcher für alle Projektionen die bzw. der gleiche ist. Diese Zeitspanne bzw. der Winkelfortschritt ist so gewählt, dass die Anzahl der erfassbaren Projektionen pro Umlauf keine ganze Zahl ergibt. Beginnt man also zu Beginn eines Umlaufs mit der Erfassung von Projektionen, so ist die Erfassung der letzten Projektion erst nach Beginn des nächsten Umlaufs abgeschlossen.
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Die Mehrzahl von Umläufen, welche pro Volumenelement für die Bildberechnung verwendet werden, und die Anzahl der Projektionen pro Umlauf sind aufeinander abgestimmt: addiert man die Projektionen der Mehrzahl von Umläufen, so ergibt sich eine ganze Zahl. Vorzugsweise ergibt sich erst dann eine ganze Zahl, wenn die Projektionen aller Umläufe der Mehrzahl von Umläufen addiert werden, und dementsprechend nicht dann, wenn die Projektionen von weniger Umläufen addiert werden.
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Von besonderem Vorteil ist, wenn die den Projektionen eines Umlaufs zugeordneten Winkelstellungen gegenüber denjenigen der Projektionen des folgenden Umlaufs versetzt sind. Jede Projektion korrespondiert zu einer Winkelstellung der Röntgenquelle, üblicherweise als Projektionswinkel bezeichnet. Die Verschachtelung der Projektionswinkel entspricht einer besseren Abtastung des Untersuchungsobjektes, denn jede Projektion mit einem anderen Projektionswinkel entspricht einer neuen „Sicht“ auf das und durch das Untersuchungsobjekt. Demgegenüber liefern Projektionen mit dem selben Projektionswinkel keine solche neue Sicht.
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Als bevorzugte Zahlenbeispiele können die Verwendung von zwei Umläufen in Kombination mit einer halbzahligen Anzahl von Projektionen, sowie von drei Umläufen mit einer drittelzahligen Anzahl von Projektionen genannt werden. Selbstverständlich sind auch andere Kombinationen möglich, wie z.B. vier Umläufe und eine viertelzahlige Anzahl von Projektionen, fünf Umläufe und eine fünftelzahlige Anzahl von Projektionen, usw.
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Das Verfahren eignet sich besonders für die die Erfassung der Messdaten gemäß einer Spiral-CT-Aufnahme mit einem Pitch kleiner als 1. Hierbei gibt der Pitch an, wie viele Umläufe für die Erfassung von Messdaten zur Bildrekonstruktion in Bezug auf einen bestimmten Bildpunkt stattfinden. Alternativ ist es auch möglich, dass die Erfassung der Messdaten gemäß einer Sequenz-CT-Aufnahme erfolgt.
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In Ausgestaltung der Erfindung handelt es sich bei dem Untersuchungsobjekt um ein aufgrund seiner Ausdehnung die von der Strahlungsquelle emittierte Strahlung stark schwächendes Untersuchungsobjekt. Ein typisches Beispiel hierfür ist ein umfangreicher Patient.
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Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten wurden die Messdaten zuvor gemäß einem obenstehend beschriebenen Verfahren erfasst. Pro Volumenelement des Untersuchungsobjektes werden die jeweiligen Projektion der Mehrzahl von aufeinanderfolgenden Umläufen zu einem Datensatz zusammengefasst. Aus dem Datensatz wird ein Bildwert des Volumenelementes rekonstruiert.
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Im folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels näher erläutert. Dabei zeigen:
- 1: eine erste schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
- 2: eine zweite schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
- 3: eine theoretische Dosisreduktion bei gleichbleibender Bildqualität im hypothetischen Fall einer CT-Aufnahme ohne Elektronikrauschen.
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In 1 ist zunächst schematisch ein erstes Computertomographiesystem C1 mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung C21 dargestellt. In dem Gantrygehäuse C6 befindet sich eine hier nicht gezeichnete geschlossene Gantry, auf der eine erste Röntgenröhre C2 mit einem gegenüberliegenden Detektor C3 angeordnet sind. Optional ist in dem hier gezeigten CT-System eine zweite Röntgenröhre C4 mit einem gegenüberliegenden Detektor C5 angeordnet, so dass durch die zusätzlich zur Verfügung stehende Strahler-/Detektorkombination eine höhere Zeitauflösung erreicht werden kann, oder bei der Verwendung unterschiedlicher Röntgenenergiespektren in den Strahler-/Detektorsystemen auch „Dual-Energy“-Untersuchungen durchgeführt werden können.
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Das CT-System C1 verfügt weiterhin über eine Patientenliege C8, auf der ein Patient bei der Untersuchung entlang einer Systemachse C9, auch als z-Achse bezeichnet, in das Messfeld geschoben werden kann, wobei die Abtastung selbst sowohl als reiner Kreisscan ohne Vorschub des Patienten ausschließlich im interessierten Untersuchungsbereich stattfinden kann. Hierbei rotiert jeweils die Röntgenquelle C2 bzw. C4 um den Patienten. Parallel läuft dabei gegenüber der Röntgenquelle C2 bzw. C4 der Detektor C3 bzw. C5 mit, um Projektionsmessdaten zu erfassen, die dann zur Rekonstruktion von Schnittbildern genutzt werden. Alternativ zu einem sequentiellen Scan, bei dem der Patient schrittweise zwischen den einzelnen Scans durch das Untersuchungsfeld geschoben wird, ist selbstverständlich auch die Möglichkeit eines Spiralscans gegeben, bei dem der Patient während der umlaufenden Abtastung mit der Röntgenstrahlung kontinuierlich entlang der Systemachse C9 durch das Untersuchungsfeld zwischen Röntgenröhre C2 bzw. C4 und Detektor C3 bzw. C5 geschoben wird. Durch die Bewegung des Patienten entlang der Achse C9 und den gleichzeitigen Umlauf der Röntgenquelle C2 bzw. C4 ergibt sich bei einem Spiralscan für die Röntgenquelle C2 bzw. C4 relativ zum Patienten während der Messung eine Helixbahn. Diese Bahn kann auch dadurch erreicht werden, indem die Gantry bei unbewegtem Patienten entlang der Achse C9 verschoben wird.
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Gesteuert wird das CT-System 10 durch eine Steuer- und Recheneinheit C10 mit in einem Speicher vorliegendem Computerprogrammcode Prg1 bis Prgn. Es wird darauf hingewiesen, dass selbstverständlich diese Computerprogrammcodes Prg1 bis Prgn auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können. Von der Steuer- und Recheneinheit C10 aus können über eine Steuerschnittstelle 24 Akquisitionssteuersignale AS übertragen werden, um das CT-System C1 gemäß bestimmter Messprotokolle anzusteuern.
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Die vom Detektor C3 bzw. C5 akquirierten Projektionsmessdaten p (im Folgenden auch Rohdaten genannt) werden über eine Rohdatenschnittstelle C23 an die Steuer- und Recheneinheit C10 übergeben. Diese Rohdaten p werden dann, gegebenenfalls nach einer geeigneten Vorverarbeitung, in einem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 weiterverarbeitet. Der Bildrekonstruktionsbestandteil C21 ist bei diesem Ausführungsbeispiel in der Steuer- und Recheneinheit C10 in Form von Software auf einem Prozessor realisiert, z.B. in Form einer oder mehrerer der Computerprogrammcodes Prg1 bis Prgn. In Bezug auf die Bildrekonstruktion gilt wie bereits in Bezug auf die Steuerung des Messvorgangs erläutert, dass die Computerprogrammcodes Prg1 bis Prgn auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können.
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Die von dem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 rekonstruierten Bilddaten f werden dann in einem Speicher C22 der Steuer- und Recheneinheit C10 hinterlegt und/oder in üblicher Weise auf dem Bildschirm der Steuer- und Recheneinheit C10 ausgegeben. Sie können auch über eine in 1 nicht dargestellte Schnittstelle in ein an das Computertomographiesystem C1 angeschlossenes Netz, beispielsweise ein radiologisches Informationssystem (RIS), einspeist und in einem dort zugänglichen Massenspeicher hinterlegt oder als Bilder ausgegeben werden.
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Die Steuer- und Recheinheit C10 kann zusätzlich auch die Funktion eines EKGs ausführen, wobei eine Leitung C12 zur Ableitung der EKG-Potenziale zwischen Patient und Steuer- und Recheneinheit C10 verwendet wird. Zusätzlich verfügt das in der 1 gezeigte CT-System C1 auch über einen Kontrastmittelinjektor C11, über den zusätzlich Kontrastmittel in den Blutkreislauf des Patienten injiziert werden kann, so dass die Gefäße des Patienten, insbesondere die Herzkammern des schlagenden Herzens, besser dargestellt werden können. Außerdem besteht hiermit auch die Möglichkeit, Perfusionsmessungen durchzuführen, für die sich das vorgeschlagene Verfahren ebenfalls eignet.
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Die 2 zeigt ein C-Bogen-System, bei dem im Gegensatz zum CT-System der 1 das Gehäuse C6 den C-Bogen C7 trägt, an dem einerseits die Röntgenröhre C2 und andererseits der gegenüberliegende Detektor C3 befestigt sind. Der C-Bogen C7 wird für eine Abtastung ebenfalls um eine Systemachse C9 geschwenkt, so dass eine Abtastung aus einer Vielzahl von Abtastwinkeln stattfinden kann und entsprechende Projektionsdaten p aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln ermittelt werden können. Das C-Bogen-System C1 der 2 verfügt ebenso wie das CT-System aus der 1 über eine Steuer- und Recheneinheit C10 der zu 1 beschriebenen Art.
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Die Erfindung ist in beiden der in den 1 und 2 gezeigten Systeme anwendbar. Ferner ist sie grundsätzlich auch für andere CT-Systeme einsetzbar, z. B. für CT-Systeme mit einem einen vollständigen Ring bildenden Detektor.
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Eine besondere Herausforderung stellt die Gewinnung von qualitativ hochwertigen CT-Bildern in den Fällen dar, bei welchen nur wenig Röntgenstrahlung den Detektor erreicht. Dies ist insbesondere gegeben bei umfangreichen Untersuchungsobjekten, d.h. bei Objekten mit hoher Schwächung. Durch das rapide Anwachsen der Anzahl übergewichtiger Patienten in den westlichen Industrieländern gewinnt die Optimierung von CT-Untersuchungen dieser Patientengruppe zunehmend an Bedeutung. In der Regel erreicht man bei der Untersuchung adipöser Patienten rasch die Leistungsgrenze der Röntgenquelle. D.h. trotz höchster Leistung der Röntgenquelle erreichen den Detektor aufgrund des Umfangs der Patienten nur wenige Röntgenquanten, da diese im Patienten fast vollständig absorbiert werden. Das gleiche Problem stellt sich auch bei Untersuchungen, welche mit einer niedrigen Strahlendosis auskommen müssen, so genannte „low dose“ Untersuchungen. Beispiele hierfür sind screening Untersuchungen, d.h. Vorsorgeuntersuchungen ohne konkreten Krankheitsverdacht, oder follow up Untersuchungen, d.h. Untersuchungen im Nachfeld einer Erkrankung mit dem Ziel, ein Wiederauftreten der Krankheit rechtzeitig erkennen und behandeln zu können.
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In diesen Fällen versucht man, Dosis zu akkumulieren durch längere Gantry-Rotationszeiten und Verringerung des Tischvorschubs bei Spiralaufnahmen. Bei Spiralaufnahmen ist der Pitch eine dimensionslose Größe, welche sich aus der Ganghöhe der Helixkurve ergibt. Sie entspricht dem Verhältnis von Tischvorschub pro Rotation zur Breite des Detektors, d.h. bei einem mehrzeiligen Detektor zur summierten Breite über alle Detektorzeilen. Bei einem Pitch kleiner als 1 liegt eine überlappende Abtastung des Volumens vor, so dass mehr als ein Umlauf an Daten zum Bild beiträgt. Ein Volumenelement des Untersuchungsobjektes wird also während mehrerer Umläufe der Röntgenquelle von den Röntgenstrahlen durchstrahlt, welche vom Detektor detektiert werden, befindet sich also während mehrerer Umläufe im FoV (Field of View). Die für die Bildrekonstruktion verwendbaren Projektionen „stecken“ also in mehreren Umläufen. Wird beispielsweise ein Pitch von 0.5 gewählt, so tragen die Projektionen von zwei Umläufen zur Rekonstruktion des Bildwertes eines Bildpunktes bei.
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Durch die genannten Techniken zur Dosisakkumulation kann aber folgendes grundsätzliche Problem bei Aufnahmen von Objekten mit hoher Schwächung nicht umgangen werden: pro Umlauf ist für die Bildrekonstruktion eine gewisse Mindestanzahl von Projektionen erforderlich. In der Regel sollten mindestens 1000 Projektionen vorliegen, z.B. 1158. Dies dient der Vermeidung von Abtastartefakten und einer starken Schärfeabnahme mit zunehmendem Abstand vom Drehzentrum. Das Auftreten der starken Schärfeabnahme mit zunehmendem Abstand vom Drehzentrum lässt sich damit erklären, dass bei einem Voxel, welches sich weit vom Drehzentrum entfernt befindet, mehr Projektionen zur Bildrekonstruktion vorhanden sein müssen als bei zentral gelegenen Voxeln. Sind nicht genügend Messwerte für diese Volumenelemente vorhanden, liegen also „Löcher“ in den Messdaten vor, entstehen Abtastartefakte. Diese können durch eine Glättung, indem z.B. nicht gemessene Daten durch Interpolation produziert werden, aufgefüllt werden, wodurch jedoch die Bildschärfe reduziert wird.
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Diese Mindestanzahl von Projektionen und die Gantryrotationszeit bestimmen die Messzeit pro Projektion, die so genannte Integrationszeit bzw. die Zeitdauer eines readings. Bei adipösen Patienten erreicht man sehr schnell Schwächungswerte, bei denen selbst bei maximaler Röhrenleistung und längstmöglicher Gantry-Rotationszeit so wenige Quanten innerhalb einer Integrationszeit gemessen werden, dass das Elektronikrauschen das Quantenrauschen dominiert und zum maßgeblichen Rauschbeitrag im CT-Bild wird. Unter dem Elektronikrauschen wird hierbei der Rauschbeitrag des Detektors verstanden, welcher unabhängig von der Anzahl der gemessenen Röntgenquanten ist.
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Durch das Vorhandensein des Elektronikrauschens wird einerseits die Anwendung der CT bei stark adipösen Patienten begrenzt, andererseits muss bereits bei eher normalgroßen Patienten mehr Strahlendosis zum Erreichen eines bestimmten Bildrauschens aufgewendet werden, wodurch sich die Strahlenbelastung für den Patienten unnötig vergrößert. 3 zeigt die hypothetische Dosisersparnis SAV in % als Funktion des Patientendurchmessers DIA in cm für einen Standardmode (215 µs Integrationszeit und Röhrenstrom von 500 mA), wenn es gelänge, den Einfluss des Elektronikrauschens völlig zu beseitigen. Hierzu wird jeweils von einem bestimmten Bildrauschen ausgegangen und untersucht, welchen Anteil am Bildrauschen dem Elektronikrauschen zuzurechnen ist. Betrachtet man beispielsweise einen Durchmesser des Untersuchungsobjektes von 40 cm, so könnte bei der Beschleunigungsspannung der Röntgenröhre von 80 kV bei gleichbleibender Bildqualität 70% der Dosis eingespart werden, falls das Elektronikrauschen nicht vorhanden wäre. Der Anteil des Elektronikrauschens am gesamten Bildrauschen steigt einerseits mit dem Patientendurchmessers DIA, da mit zunehmendem Patientendurchmesser DIA weniger Quanten am Detektor ankommen. Andererseits steigt er mit abnehmender Beschleunigungsspannung der Röntgenröhre, da bei weicherer, d.h. niederenergetischer Strahlung mehr Absorption der Röntgenstrahlung auftritt.
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Die Verlängerung der Messzeit pro Projektion, also der Integrationszeit, kann erfindungsgemäß den relativen Beitrag des Elektronikrauschens im Vergleich zum Quantenrauschen reduzieren und so das Bildrauschen bei gegebener Schwächung verringern. Dies ist also ein erwünschenswerter Effekt. Allerdings verringert man damit gleichzeitig die Anzahl der pro Umlauf aufgenommenen Projektionen, mit dem oben erläuterten unerwünschten Effekt zunehmender Abtastartefakte und stark abnehmender Schärfe mit zunehmendem Abstand vom Drehzentrum.
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Es wird unter Berücksichtigung dieser Erkenntnisse ein modifizierter Scanmode bzw. Bilderfassungsmodus für Objekte mit hoher Schwächung vorgeschlagen, in dem überlappende Spiral-Abtastung bei kleinem Pitch kombiniert wird mit deutlich vergrößerter Integrationszeit. Wie oben bereits erläutert führt die Verlängerung der Integrationszeit zu einer verringerten Anzahl von Projektionen pro Umlauf. Dies resultiert in dem unerwünschten Effekt zunehmender Abtastartefakte und stark verringerter Schärfe mit zunehmendem Abstand vom Drehzentrum. Um diese Effekt zu umgehen, wird der Pitch und die Anzahl der Projektionen pro Umlauf aneinander angepasst. Die Anpassung erfolgt, indem pro Umlauf eine nicht ganzzahlige Anzahl von Projektionen aufgenommen wird.
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Die Anzahl von Projektionen pro Umlauf ist erfindungsgemäß dabei so zu verstehen, dass diese Anzahl multipliziert mit der Integrationszeit die Zeitdauer eines Umlaufs ergibt. Die Projektionen werden erfasst, während die Röntgenquelle rotiert, wobei für jede Projektion während einer der Integrationszeit entsprechenden Zeitspanne die Röntgenquanten vom Detektor gezählt werden. Während dieser Integrationszeit rotiert die Röntgenquelle um einen bestimmten Winkelfortschritt. Wenn pro Umlauf eine nicht ganzzahlige Anzahl von Projektionen erfasst wird, bedeutet dies, dass die letzte Projektion nicht vollständig während dem aktuellen Umlauf erfasst wird, sondern die Erfassung der Projektion erst nach Beginn der darauffolgenden Rotation abgeschlossen ist.
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Als Beispiel bietet sich die Kombination von Pitchwerten um 0.5 (so dass zwei Umläufe zu jedem Bild beitragen) und halbzahligen Projektionszahlen pro Umlauf an. (Unter einer halbzahligen Zahl wird eine Zahl verstanden, welche auf 0.5 endet.) Es kann hierbei also in etwa eine Halbierung der üblicherweise verwendeten Anzahl von Projektionen pro Rotation erfolgen; z. B. 579.5 statt üblicher 1158. Es kann jedoch bei einem Pitch von 0.5 an sich eine beliebige halbzahlige Anzahl von Projektionen verwendet werden. Ein anderes Beispiel ist die Verwendung von Pitchwerten um 0.33 (so dass 3 Rotationen zu jedem Bild beitragen) in Kombination mit drittelzahligen Projektionszahlen pro Umlauf (z. B. 386.33 statt üblicher 1158). (Unter einer drittelzahligen Zahl wird eine Zahl verstanden, welche auf 0.33 endet.)
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Wesentlich ist jeweils, dass die Anzahl der Projektionen pro Umdrehung nicht ganzzahlig ist. Eine ganzzahlige Anzahl von Projektionen ergibt sich erst dann, wenn man alle Projektionen addiert, welche zur Bildrekonstruktion eines Volumenelementes beitragen.
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Jede Projektion ist einer bestimmten Winkelstellung der Gantry zugeordnet. Bei 1158 Projektionen pro Umdrehung sind die Abstände zwischen den Positionen benachbarter Projektionen etwa 0.31°. Korrespondiert eine erste Projektion also zu einem Winkel von 0°, so korrespondiert die darauffolgende zweite Projektion zum Winkel 0.31°, die darauffolgende dritte Projektion zum Winkel 0.62°, usw. Wird eine ganzzahlige Anzahl von Projektionen pro Umlauf verwendet, so sind diese Winkelzuordnungen bei jedem Umlauf der Gantry die gleichen. Wird hingegen eine nicht ganzzahlige Anzahl von Projektionen pro Umdrehung verwendet, so sind die Projektionen benachbarter Umläufe hinsichtlich ihrer Winkelstellung gegeneinander versetzt. In den zum Bildwert eines Volumenelementes beitragenden aufeinanderfolgenden Rotationen fallen die Abtastraster in Winkelrichtung also ineinander, so dass sich ein feineres Abtastraster durch Verschachtelung der einzelnen überlappenden Umläufe in Winkelrichtung einstellt.
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Zur Bildrekonstruktion können an sich bekannte Verfahren eingesetzt werden. Bei Verwendung von mehrzeiligen Detektoren, d.h. bei Messungen in Kegelstrahlgeometrie, kann es jedoch zum Auftreten von cone-beam-Artefakten kommen. Diese können durch Einsatz einer iterativen Rekonstruktion vermieden werden, da bei der iterativen Rekonstruktion die geometrischen Verhältnisse, welche die cone-beam-Artefakte hervorrufen, in der Berechnung berücksichtigt werden.
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Durch die beschriebene Verlängerung der Integrationszeit wird eine verbesserte Bildqualität bei stark schwächenden Objekten wie z.B. übergewichtigen Patienten durch deutliche Verringerung des Elektronikrauschens im Bild erzielt. Gleichzeitig werden die im Stand der Technik mit einer einfachen Verringerung der Projektionszahlen einhergehenden Nachteile wie Abtastartefakte und starke Schärfeabnahme mit zunehmendem Abstand vom Drehzentrum vermieden, indem ein niedriger Pitch mit einer hieran angepassten nicht ganzzahligen Anzahl von Projektionen pro Umlauf verwendet wird.
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Die Erfindung wurde voranstehend an einem Ausführungsbeispiel beschrieben. Es versteht sich, dass zahlreiche Änderungen und Modifikationen möglich sind, ohne dass der Rahmen der Erfindung verlassen wird. So ist es selbstverständlich möglich, statt der beschriebenen Spiralaufnahme eine Sequenzaufnahme mit Mehrfachumläufen einzusetzen; in diesem Fall erfolgt eine relative Verschiebung von Untersuchungsobjekt und Röntgenquelle zwischen den einzelnen Sequenzaufnahmen entsprechend der Breite des Detektors bzw. um einen Bruchteil der Breite des Detektors im Falle einer Kegelstrahl-Aufnahmegeometrie.
