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Die Erfindung betrifft eine Röntgenbildaufnahmevorrichtung mit einem ersten und einem zweiten Röntgen-C-Bogen, an welchen jeweils eine Röntgenröhre und ein Röntgenstrahlendetektor angeordnet sind, und mit einer Steuereinrichtung zum Bewirken des Verbringens des ersten und zweiten Röntgen-C-Bogens in eine Mehrzahl von Stellungen, wobei der erste und zweite Röntgen-C-Bogen um eine erste bzw. zweite Rotationsachse drehbeweglich ausgebildet ist und dazu ausgebildet ist, in einer Mehrzahl von Drehwinkelstellungen jeweils einen 2D-Röntgenbilddatensatz zu gewinnen. Die Erfindung betrifft auch ein Verfahren zum Ermitteln eines 3D-Bilddatensatzes mittels eines ersten und zweiten Röntgen-C-Bogens.
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Es ist bekannt, mittels computertomographischer Systeme 3D-Bilddatensätze an einem Patienten zu gewinnen. Hierbei finden sowohl computertomographische Röntgenröhren (sogenannte Gantry-Systeme) als auch Röntgen-C-Bögen Einsatz.
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Im Zusammenhang mit Gantry-Systemen ist die so genannte Dual Source Computertomographie (CT) bekannt. Bei ihr rotieren zwei um 90° zueinander versetzt angeordnete Röntgenröhren und Röntgenstrahlendetektoren gleichartig um den Patienten, sodass sich die Zeit für die Datenakquisition halbieren lässt. Ein solches System ist jedoch hinsichtlich seines mechanischen Aufbaus vergleichsweise unflexibel, da die beiden eingesetzten Röntgenaufnahmevorrichtungen starr miteinander gekoppelt sind. Das Erfassungsvolumen ist dasselbe wie bei einem Single Source System. Ein Dual Source CT System ist beispielsweise aus „F.G. Flohr et al., First performance evaluation of a dual-source CT (DSCT) system, Eur Radiol 16, 256–268 (2006)“ bekannt.
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Insbesondere für die Gewinnung von Röntgenbilddaten während eines operativen Eingriffs an dem Patienten bieten sich Röntgen-C-Bögen an, da mit ihnen eine bessere Patientenzugänglichkeit gewährleistet ist. Mittels der Röntgen-C-Bogen-CT kann dann auch während eines Eingriffs an dem Patienten ein 3D-Bilddatensatz bereitgestellt werden (siehe „W.A. Kalender und Y. Kyriakou, Flat-detector computed tomography (FD-CT), Eur Radiol 17, 2767–2779 (2007)“). Es ergeben sich jedoch Einschränkungen hinsichtlich der Aufnahmegeschwindigkeit, da für die Erfassung eines Winkelbereichs von 200° ein typischer Röntgen-C-Bogen etwa 5s benötigt. Wird die Computertomographie während eines Eingriffs am Patienten durchgeführt, so erhöhen lange Messzeiten die Gesamtzeit des Eingriffs, was nachteilig ist. Gegebenenfalls muss auch ein Kontrastmittel dem Körper über längere Zeit zugeführt werden. Während der Bildaufnahmezeit kann sich der Patient bewegen, was im 3D-Bilddatensatz zu Bildartefakten führt. Schließlich ist der Erfassungsbereich eines Röntgen-C-Bogen-Computertomographen auf eine Fläche von etwa 20cm im Durchmesser eingeschränkt, wodurch sich Messfeldüberschreitungsartefakte ergeben können. Zwar existieren Verfahren, um solche Artefakte zu korrigieren (siehe z.B. „B. Ohnesorge et al., Efficient correction for CT image artifacts caused by objects extending outside the scan field of view, Med. Phys. 27, 39–46 (2000)“); es ist jedoch besser, solche Artefakte von Anfang an zu vermeiden, indem ein größerer Messbereich erfasst wird.
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Schließlich ist es bekannt, Röntgen-C-Bögen an Roboterarmen anzubringen und so mittels einer räumlich veränderlichen Rotationsachse einen zusätzlichen Freiheitsgrad zu gewinnen. Auf diese Art kann ein vergrößertes Sichtfeld geschaffen werden, indem zwei computertomographische Scans hintereinander mit leicht veränderter Rotationsachse durchgeführt werden. Der Versatz wird dann in der Bildrekonstruktion berücksichtigt und es wird möglich, ein vergrößertes Sichtfeld darzustellen. Die Bildaufnahmezeit ist hier jedoch insgesamt hoch, da zwei Einzelmessungen hintereinander durchgeführt werden. Darüber hinaus sind solche Robotersysteme komplex und teuer.
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Schließlich ist es bekannt, mittels zweier Röntgen-C-Bögen gleichzeitig an einem Patienten unterschiedliche Arten von Bilddatensätzen zu gewinnen.
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Es ist Aufgabe der Erfindung, eine Röntgenbildaufnahmevorrichtung und ein Verfahren bereitzustellen, mit denen ein 3D-Bilddatensatz schneller und/oder mit verbesserter Datenqualität gewonnen werden kann.
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Diese Aufgabe wird durch eine Röntgenbildaufnahmevorrichtung, welche die Merkmale des Patentanspruchs 1 aufweist, sowie ein Verfahren, welches die Merkmale des Patentanspruchs 7 aufweist, gelöst.
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Eine erfindungsgemäße Röntgenbildaufnahmevorrichtung umfasst einen ersten und einen zweiten Röntgen-C-Bogen, an welchen jeweils eine Röntgenröhre und ein Röntgenstrahlendetektor angeordnet sind. Ferner umfasst sie eine Steuereinrichtung zum Bewirken des Verbringens des ersten und zweiten Röntgen-C-Bogens in eine Mehrzahl von Stellungen, wobei der erste und zweite Röntgen-C-Bogen um eine erste bzw. zweite Rotationsachse drehbeweglich ausgebildet ist und dazu ausgebildet ist, in einer Mehrzahl von Drehwinkelstellungen jeweils einen 2D-Röntgenbilddatensatz zu gewinnen. Die Steuereinrichtung ist erfindungsgemäß ferner dazu ausgebildet, eine Drehbewegung des zweiten Röntgen-C-Bogens um die zweite Rotationsachse in Abhängigkeit von einer Drehbewegung des ersten Röntgen-C-Bogens um die erste Rotationsachse zu bewirken und den ersten und zweiten Röntgen-C-Bogen während der Drehbewegung jeweils zur Gewinnung von 2D-Bilddatensätzen zu veranlassen. Schließlich umfasst die Röntgenbildaufnahmevorrichtung auch eine Auswerteeinrichtung, welche dazu ausgebildet ist, aus den von dem ersten und zweiten Röntgen-C-Bogen gewonnenen 2D-Röntgenbilddatensätzen einen 3D-Bilddatensatz zu berechnen.
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Durch die Verwendung zweier Röntgen-C-Bögen, welche hinsichtlich ihrer Drehbewegung gekoppelt sind, können in nur sehr geringer Zeit die Daten für die Berechnung des 3D-Bilddatensatzes gewonnen werden. Die Messzeit ist insgesamt sehr gering. Bildartefakte, die durch eine mögliche Bewegung des Messobjekts, z.B. eines Patienten, zustande kommen, werden gering gehalten. Die Vorrichtung eignet sich zudem für den Einsatz während eines Eingriffs an einem Patienten, da der von den Röntgen-C-Bögen umschlossene Raum leicht zugänglich ist. Wird mittels der Röntgenbildaufnahmevorrichtung eine Fluoroskopie unter Einsatz von Kontrastmittel durchgeführt, so bedingt die geringe Messzeit, dass nur wenig Kontrastmittel verabreicht werden muss. Die gesamte Röntgendosis, der der Patient ausgesetzt ist, wird gering gehalten.
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Vorzugsweise können die Ausgangspositionen der Röntgen-C-Bögen frei gewählt werden, bevor die mittels der Steuereinrichtung bewirkte korrelierte Drehbewegung der beiden Bögen um ihre jeweilige Rotationsachse einsetzt. Es herrscht ein hohes Maß an Flexibilität hinsichtlich der Wahlmöglichkeit des Messvolumens. Unter dem 2D-Röntgebilddatensatz sind insbesondere Daten zu verstehen, welche Röntgenprojektionsbildern zugeordnet sind. Unter dem 3D-Bilddatensatz sind insbesondere solche Daten zu verstehen, welche einem 3D-Bild zugeordnet sind, das über Rückprojektion aus dem 2D-Röntgenbilddatensatz gewonnen wird.
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Vorzugsweise ist die Steuereinrichtung dazu ausgebildet, die Drehbewegung des ersten Röntgen-C-Bogens um die erste Rotationsachse mit einem vorgebbaren Drehwinkelversatz gegenüber der Drehbewegung des zweiten Röntgen-C-Bogens um die zweite Rotationsachse zu bewirken. Der Drehwinkelversatz kann insbesondere beliebig zwischen 0° und 180° gewählt werden. Der Drehwinkelversatz kann zeitlich konstant sein oder sich gemäß einer Vorgabe zeitlich verändern. Besonders bevorzugt ist ein konstanter Drehwinkelversatz von im Wesentlichen 90°. Dann muss im Zuge der Gewinnung der 2D-Röntgenbilddatensätze durch Rotation der Röntgen-C-Bögen nicht wie üblich ein Gesamtwinkelbereich von 200° abgefahren werden, sondern ein Bereich von 100° ist ausreichend. Die Datenakquisitionszeit lässt sich zumindest halbieren, wobei die Röntgendosis konstant bleibt.
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Vorzugsweise ist die erste Rotationsachse von der zweiten Rotationsachse verschieden. Insbesondere kann vorgesehen sein, dass die erste und zweite Rotationsachse so gewählt sind, dass die jeweils von dem ersten und dem zweiten Röntgen-C-Bogen gewonnenen 2D-Röntgenbilddatensätze einen Überlappungsbereich aufweisen. Es ergibt sich ein gegenüber einem einzigen Röntgen-C-Bogen vergrößertes Messfeld. So werden Messfeldüberschreitungs- bzw. -abschneideartefakte aufgrund eines zu geringen Messfelds zuverlässig vermieden. Es ergibt sich eine große Zahl von Einstellmöglichkeiten hinsichtlich der räumlichen Lage der beiden Röntgen-C-Bögen und damit ein hohes Maß an Flexibilität hinsichtlich der Gewinnung der 2D-Röntgenbilddatensätze.
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Vorzugsweise ist die Steuereinrichtung dazu ausgebildet, den ersten und/oder den zweiten Röntgen-C-Bogen so zu bewegen, dass sich die räumliche Lage der ersten bzw. zweiten Rotationsachse im Raum verändert. Auf diese Art sind sehr viele unterschiedliche Messgeometrien realisierbar. Dann können noch aussagekräftigere Datensätze gewonnen werden.
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Vorzugsweise ist die Steuereinrichtung dazu ausgebildet, die Gewinnung der 2D-Röntgenbilddatensätze durch den ersten und zweiten Röntgen-C-Bogen gemäß einem vorgebbaren ersten bzw. zweiten Zeitschema zu bewirken, wobei eines der Zeitschemen vorzugsweise vom anderen Zeitschema abhängig ist. Insbesondere kann vorgesehen sein, dass das erste und zweite Zeitschema so festgelegt wird, dass während einer Gewinnung eines 2D-Röntgenbilddatensatzes durch den ersten bzw. zweiten Röntgen-C-Bogen der jeweils andere Röntgen-C-Bogen keinen 2D-Röntgenbilddatensatz gewinnt. Vorzugsweise wechselt dann die Gewinnung der 2D-Röntgenprojektionsbilddatensätze periodisch zwischen dem ersten und zweiten Röntgen-C-Bogen ab.
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Es kann also insbesondere vorgesehen sein, dass für die beiden Röntgen-C-Bögen ein antikorrelierter Pulsbetrieb gewählt wird. Würden die beiden Röntgenröhren der beiden Röntgen-C-Bögen gleichzeitig Röntgenstrahlung aussenden, so könnte es vorkommen, dass von der ersten Röntgenquelle stammende Röntgenquanten im Untersuchungsobjekt so gestreut werden, dass sie von dem Röntgenstrahlendetektor des zweiten Röntgen-C-Bogens erfasst werden. Dies würde zu Artefakten in den aufgenommenen 2D-Röntgenbilddatensätzen führen. Indem abwechselnd immer nur eine der beiden Röntgenröhren und/oder einer der beiden Röntgenstrahlendetektoren betrieben wird, können systematische Fehler, welche von solchen gestreuten Röntgenquanten herrühren, zuverlässig ausgeschlossen werden. Die Qualität des berechneten 3D-Bilddatensatzes ist deshalb sehr hoch.
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Das erfindungsgemäße Verfahren dient zum Ermitteln eines 3D-Bilddatensatzes mittels eines ersten und zweiten Röntgen-C-Bogens, an welchen jeweils eine Röntgenröhre und ein Röntgenstrahlendetektor angeordnet sind, welche in eine Mehrzahl von Stellungen verbringbar sind, wobei der erste und zweite Röntgen-C-Bogen um eine erste bzw. zweite Rotationsachse drehbeweglich ausgebildet ist und dazu ausgebildet ist, in einer Mehrzahl von Drehwinkelstellungen jeweils einen 2D-Röntgenbilddatensatz zu gewinnen. Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst die folgenden Schritte:
- – Drehen des ersten Röntgen-C-Bogens um die erste Rotationsachse;
- – Gewinnen von 2D-Röntgenbilddatensätzen mittels des ersten Röntgen-C-Bogens während der Drehbewegung des ersten Röntgen-C-Bogens;
- – Drehen des zweiten Röntgen-C-Bogens um die zweite Rotationsachse in Abhängigkeit von der Drehbewegung des ersten Röntgen-C-Bogens um die erste Rotationsachse;
- – Gewinnen von 2D-Röntgenbilddatensätzen mittels des zweiten Röntgen-C-Bogens während der Drehbewegung des zweiten Röntgen-C-Bogens; und
- – Berechnen des 3D-Bilddatensatzes aus den von den ersten und zweiten Röntgen-C-Bögen gewonnenen 2D-Röntgenbilddatensätzen.
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Vorzugsweise wird aus den von dem ersten und zweiten Röntgen-C-Bogen gewonnenen 2D-Röntgenbilddatensätzen ein effektiver 2D-Röntgenbilddatensatz erzeugt und anhand dieses effektiven 2D-Röntgenbilddatensatzes der 3D-Bilddatensatz, vorzugsweise durch Rückprojektion, ermittelt. Auf diese Art findet insbesondere eine Synthese bzw. Vervollständigung von Rohdaten statt, bevor mittels Rückprojektion der 3D-Bilddatensatz berechnet wird. Es wird sichergestellt, dass der 3D-Bilddatensatz so wenig wie möglich Bildartefakte aufweist, welche insbesondere von einer Unvollständigkeit des zugrundeliegenden Rohbilddatensatzes herrühren.
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Alternativ kann in einer besonders bevorzugten Ausführungsform vorgesehen sein, dass aus den von dem ersten und zweiten Röntgen-C-Bogen gewonnenen 2D-Röntgenbilddatensätzen ein erster und zweiter Ausgangs-3D-Bilddatensatz, vorzugsweise durch jeweilige Rückprojektion, erzeugt wird, und aus dem ersten und zweiten Ausgangs-3D-Bilddatensatz der 3D-Bilddatensatz ermittelt wird. Dann erfolgt insbesondere keine Synthese der Rohdaten, bevor der 3D-Bilddatensatz berechnet wird, sondern jeder der Datensätze, welcher sich den beiden Röntgen-C-Bögen zuordnen lässt, wird separat zur Rekonstruktion des 3D-Bilddatensatzes (Ausgangs-3D-Bilddatensatzes) genutzt, wobei dann eine Synthese dieser Ausgangs-3D-Bilddatensätze zum resultierenden 3D-Bilddatensatz erfolgt. Es wird auf diese Art zuverlässiger ein qualitativ hochwertiger 3D-Bilddatensatz gewonnen.
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Vorzugsweise ist die erste Rotationsachse von der zweiten Rotationsachse verschieden und es werden Daten in den von dem ersten und zweiten Röntgen-C-Bogen gewonnenen 2D-Röntgenbilddatensätzen mittels einer Koordinatentransformation einander zugeordnet bevor der 3D-Bilddatensatz ermittelt wird. Das zum 3D-Bilddatensatz korrespondierende Sichtfeld lässt sich auf diese Art vergrößern.
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Vorzugsweise werden nach erfolgter Koordinatentransformation die Grauwerte der einander zugeordneten Daten einander angeglichen. Insbesondere kann vorgesehen sein, dass über die Koordinatentransformation einander äquivalente Daten in den 2D-Röntgenbilddatensätzen der beiden Röntgen-C-Bögen identifiziert werden und in einem solchen Bildüberlappungsbereich die Intensitäten bzw. Grauwerte einander angeglichen werden. Insbesondere wird auf diese Art das Intensitätsniveau bzw. eine Grauwertabstufung in den 2D-Röntgenbilddatensätzen einander angeglichen, sodass bei der Berechnung des 3D-Bilddatensatzes Artefakte, welche von nicht angeglichenen Grauwerten herrühren, vermieden werden.
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Die mit Bezug auf die erfindungsgemäße Röntgenbildaufnahmevorrichtung dargestellten bevorzugten Ausführungsformen und deren Vorteile gelten entsprechend für das erfindungsgemäße Verfahren.
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Anhand von Ausführungsbeispielen wird die Erfindung im Folgenden näher erläutert. Es zeigen:
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1 eine schematische Darstellung einer Röntgenbildaufnahmevorrichtung mit zwei Röntgen-C-Bögen in einer Ausgangsstellung;
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2 eine schematische Darstellung einer Röntgenbildaufnahmevorrichtung mit zwei Röntgen-C-Bögen, welche um eine gemeinsame Drehachse rotieren;
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3 eine schematische Darstellung einer Röntgenbildaufnahmevorrichtung mit zwei Röntgen-C-Bögen, welche um zueinander versetzte Drehachsen rotieren; und
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4 ein Diagramm für ein Zeitschema einer antikorrelierten Detektion mittels des ersten und zweiten Röntgen-C-Bogens.
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In den Figuren sind gleiche oder funktionsgleiche Elemente mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
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1 zeigt eine Röntgenbildaufnahmevorrichtung 10 mit einem ersten Röntgen-C-Bogen 12 und einem zweiten Röntgen-C-Bogen 14. Die beiden Röntgen-C-Bögen 12 und 14 umfassen jeweils eine Röntgenröhre 16 und einen senkrecht der jeweiligen Röntgenröhre gegenüberliegend angeordneten Röntgenstrahlendetektor 18. Zwischen den Röntgenröhren 16 und den Röntgenstrahlendetektoren 18 ist ein Patient 24 angeordnet.
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Die Röntgen-C-Bögen 12 und 14 sind jeweils drehbeweglich ausgebildet und können auf diese Art den Patienten 24 aus verschiedenen Perspektiven bzw. unter verschiedenen Winkeln erfassen und Röntgenprojektionsbilder aufnehmen. Diese werden einer Auswerteeinrichtung 22 in einer Steuereinrichtung 20 übermittelt. In der Auswerteeinrichtung 22 kann über ein Verfahren zur Rückprojektion aus den Projektionsbildern ein 3D-Bilddatensatz rekonstruiert bzw. berechnet werden.
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Der Ablauf der Messdatenakquisition ist schematisch in 2 dargestellt. Im Ausführungsbeispiel nehmen die beiden Röntgen-C-Bögen 12 und 14 einen Drehwinkelversatz von 90° zueinander ein und rotieren um eine gemeinsame Rotationsachse Z1 bzw. Z2. Die Rotation findet in einer gemeinsamen Ebene statt. Es kann jedoch auch vorgesehen sein, dass die beiden Röntgen-C-Bögen 12 und 14 um eine weitere Achse A1 bzw. A2 gegeneinander verschwenkt sind, sodass die jeweiligen Rotationen nicht in einer gemeinsamen Ebene stattfinden. Gemäß dem Ausführungsbeispiel würde dann zwar die Rotation nicht mehr um eine gemeinsame Rotationsachse stattfinden; jedoch könnte weiterhin durch Rotation um ein identisches Zentrum ein gemeinsames Volumenelement aus verschiedenen Richtungen erfasst werden.
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In 3 sind die beiden Röntgen-C-Bögen 12 und 14 so zueinander positioniert, dass sie zwar in einer gemeinsamen Ebene rotieren, hierbei jedoch um nicht zusammenfallende Rotationsachsen Z1 bzw. Z2. Gemäß einer weiteren Variante kann dann zusätzlich vorgesehen sein, dass auch die Rotationsebenen der beiden Röntgen-C-Bögen 12 und 14 nicht übereinstimmen.
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Es ist insbesondere vorgesehen, dass die beiden Röntgen-C-Bögen 12 und 14 zumindest durch Rotation einen Drehwinkelbereich von 200° abdecken. Je nach Komplexität der relativen geometrischen Anordnung zueinander sind Vorkehrungen in der Steuereinrichtung 20 zu treffen, dass die beiden Röntgen-C-Bögen 12 und 14 während ihrer Drehbewegung nicht miteinander kollidieren. Um nun einen 3D-Bilddatensatz zu gewinnen, beginnen beide Röntgen-C-Bögen 12 und 14, gemeinsam um zumindest 90° zu rotieren und währenddessen 2D-Bilddatensätze zu gewinnen. Diese 2D-Bilddatensätze werden der Auswerteeinrichtung 22 bereitgestellt, wo eine Synthese der 2D-Bilddatensätze erfolgt, um einen effektiven Drehwinkelbereich von 180° zu rekonstruieren. Sind – wie in 3 gezeigt – die beiden Rotationsachsen Z1 und Z2 voneinander verschieden, so erfolgt in der Auswerteeinrichtung 22 zunächst ein Bildregistrierungsprozess oder ein Abgleich der Bilddaten mittels einer Koordinatentransformation zwischen Koordinatensystemen, welche den beiden Röntgen-C-Bögen 12 und 14 zugeordnet sind. Die so gewonnene geometrische Relativinformation wird genutzt, um 2D-Röntgenbilddatensätze, welche von dem Röntgen-C-Bogen 12 gewonnen wurden, in das Koordinatensystem des Röntgen-C-Bogens 14 zu transformieren. Auf diese Art kann ein effektiver 2D-Röntgenbilddatensatz aus den einzelnen 2D-Röntgenbilddatensätzen gewonnen werden. Aus diesem effektiven 2D-Röntgenbilddatensatz wird dann in der Auswerteeinrichtung 22 mittels Rückprojektion ein 3D-Bilddatensatz berechnet.
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Die Auswerteeinrichtung 22 ist jedoch auch dazu ausgebildet, aus jedem einzelnen der 2D-Röntgenbilddatensätze individuell einen Ausgangs-3D-Bilddatensatz durch gefilterte Rückprojektion zu rekonstruieren. Anschließend werden dann diese Ausgangs-3D-Bilddatensätze zu einem effektiven 3D-Bilddatensatz kombiniert.
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Die beiden Röntgenstrahlendetektoren 18, die dem Röntgen-C-Bogen 12 bzw. 14 zugeordnet sind, können sich hinsichtlich ihrer Empfindlichkeit bzw. ihrem Antwortverhalten unterscheiden, sodass 2D-Röntgenbilddatensätze mit unterschiedlichem Intensitätsniveau bereitgestellt würden. Deshalb ist die Auswerteeinrichtung 22 dazu ausgebildet, einen Intensitätsabgleich durch eine geeignete Kalibrierung der jeweiligen Röntgenstrahldetektoren 18 der Röntgen-C-Bögen 12 und 14 vorzunehmen. Hierfür kann vor der eigentlichen Bildaufnahme jeweils ein Bild ohne Objekt und ein Bild mit einem Referenzobjekt aus Kupfer von den Röntgen-C-Bögen 12 und 14 aufgenommen werden. Die dann jeweils von den Röntgenstrahldetektoren 18 erfassten Intensitäten sollten für Röntgen-C-Bogen 12 (IA) und Röntgen-C-Bogen 14 (IB) identisch sein. Eine Kalibrierung kann dann mittels einer linearen Funktion erfolgen: IA = c·IB + c0
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Auf diese Art können die Koeffizienten c und c0 bestimmt werden, so dass die Funktion die lineare Interpolation auch für andere Intensitätswerte zulässt.
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Die Auswerteeinrichtung 22 ist ferner dazu ausgebildet, in einem Überlappungsbereich der von den Röntgen-C-Bögen 12 und 14 bereitgestellten Bilddaten eine Glättung mittels einer geeigneten gewichtenden Funktion durchzuführen.
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4 veranschaulicht einen korreliert gepulsten Betrieb beider Röntgen-C-Bögen 12 und 14. Röntgenphotonen, welche von der Röntgenröhre 16 des Röntgen-C-Bogens 12 ausgesendet werden, könnten von Knochen oder Gewebe des Patienten 24 auf den Röntgenstrahlendetektor 18 des Röntgen-C-Bogens 14 gestreut werden. Um dies zu verhindern, werden die Röntgenröhren 16 sowie die Röntgenstrahlendetektoren 18 gemäß dem in 4 gezeigten Schema betrieben. Kurve K1 gehört hierbei zum Röntgen-C-Bogen 12, während Kurve K2 dem Röntgen-C-Bogen 14 zugeordnet ist. Auf der x-Achse ist die Zeit t angetragen, während auf der y-Achse zwei mögliche Zustände mit „0“ und „1“ bezeichnet sind. Zustand „1“ repräsentiert die Abgabe von Röntgenquanten durch die Röntgenröhre 16 und einen detektionsbereiten Zustand des Röntgenstrahlendetektors 18. Im Zustand „0“ erfolgt keine Abgabe von Röntgenquanten durch die Röntgenröhre 16 und auch der Röntgenstrahlendetektor 18 ist nicht detektionsbereit.
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Die 4 zeigt einen synchronisierten Pulsbetrieb. Wenn mittels des Röntgen-C-Bogen 12 eine Messung durchgeführt wird (Zustand „1“), ist der Röntgen-C-Bogen 14 abgeschaltet (Zustand „0“) und umgekehrt. Alternativ können auch zusätzlich Totzeiten bei der Datenakquisition oder beliebige Zeitverschiebungen zwischen den Kurven K1 und K2 vorgesehen sein. Das Detektionsschema wird durch die Steuereinrichtung 20 je nach Wunsch einer Bedienperson eingestellt.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- F.G. Flohr et al., First performance evaluation of a dual-source CT (DSCT) system, Eur Radiol 16, 256–268 (2006) [0003]
- W.A. Kalender und Y. Kyriakou, Flat-detector computed tomography (FD-CT), Eur Radiol 17, 2767–2779 (2007) [0004]
- B. Ohnesorge et al., Efficient correction for CT image artifacts caused by objects extending outside the scan field of view, Med. Phys. 27, 39–46 (2000) [0004]
