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Die Erfindung betrifft einen Computertomographen, welcher einen Untersuchungstisch und zumindest eine um den Untersuchungstisch rotierbare Röntgeneinheit mit einer Röntgenstrahlenquelle, einem Röntgendetektor und einem Kollimator aufweist. Zu der Erfindung gehört auch ein Verfahren zum Gewinnen eines Volumenmodells zu einem Körper mittels des Computertomographen. Bei dem Röntgendetektor der zumindest einen Röntgeneinheit handelt es sich insbesondere um einen Röntgenflachdetektor.
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Ein Computertomograph (CT) mit Flachdetektor hat den Vorteil eines großen Messfeldes, so dass beispielsweise ein Volumenmodell von einem Gehirn eines Patienten durch einmaliges Rotieren der Röntgeneinheit um den Kopf ausreicht. Als problematisch hat sich hierbei herausgestellt, dass der von der Röntgenstrahlenquelle erzeugte und auf den Röntgenflachdetektor auftreffende Strahlenfächer einen verhältnismäßig großen Anteil an Streustrahlung aufweist, welche den Kontrast in den Projektionen, d.h. den einzelnen Röntgenbildern, reduziert. Mit anderen Worten ist das Rauschen in den Sensorsignalen der Röntgensensoren des Flachdetektors verhältnismäßig groß. Wird dann im Rahmen der Computertomographie aus den Projektionsbilddaten ein Volumenmodell gewonnen, so kann dieses unerwünschte Artefakte aufweisen. Solche Artefakte müssen mit speziellen Korrekturalgorithmen entfernt werden, die aber nur approximativ arbeiten, d.h. keine Information über tatsächliche Strukturen der abgebildeten Körperregion, also im vorliegenden Beispiel des Gehirns, rekonstruieren. Die Artefakte werden in der Regel durch Verwischen nur unscharf gemacht. Wegen des durch die Streustrahlung reduzierten Kontrasts und der Verwischungseffekte kann es dazu kommen, dass in dem Volumenmodell von einem Arzt bestimmte Verletzungen des Körpers nicht erkannt werden. Ein typisches Beispiel dafür ist eine Hirnblutung, welche in der Regel einen kleinen Kotrast aufweist, wie etwa eine Subarachnoidalblutung (SAB). Auch Detektionsalgorithmen, welche das Volumenmodell auf darin erkennbare Verletzungen der abgebildeten Körperregion untersuchen, können solche Blutungen in der Regel dann nicht detektieren.
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Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, bei einem Volumenmodell von einer Region eines Körpers den Kontrast zu verbessern.
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Die Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch 1 und einen Computertomographen gemäß Patentanspruch 13 gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindungen sind durch die Unteransprüche gegeben.
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Das erfindungsgemäße Verfahren betreibt den eingangs beschriebenen Computertomographen, welcher eine um einen Untersuchungstisch rotierbare Röntgeneinheit umfasst, die eine Röntgenstrahlenquelle, einen Röntgendetektor und einen Kollimator aufweist. Durch den Kollimator wird ein Strahlenfächer der Röntgenstrahlenquelle begrenzt. Hierdurch wird auf dem Röntgendetektor ein Empfangsbereich festgelegt. Der Empfangsbereich ist im Zusammenhang mit der Erfindung derart definiert, als dass es sich um denjenigen Bereich handelt, der von dem Strahlenfächer ausschließlich bestrahlt wird, falls der Untersuchungstisch leer ist, wenn sich also kein die Röntgenstrahlung streuender Festkörper auf dem Untersuchungstisch befindet. Die verbleibende Fläche des Röntgendetektors ist kollimiert, d.h. sie wird vom Kollimator abgeschattet. Die Ränder des Empfangsbereichs werden also durch die Schatten der Blenden oder Lamellen des Kollimators gebildet. Durch das erfindungsgemäße Verfahren wird hierbei ein Empfangsbereich festgelegt, der entlang einer Rotationsachse der Röntgeneinheit eine Breite von maximal 30 mm aufweist. Bevorzugt beträgt die Breite 20 mm. Die Breite des Empfangsbereichs wird im Folgenden als Schichtdicke oder Schichtdicke bezeichnet, da es sich um die Breite bzw. Dicke der vom der Röntgenstrahlenquelle durchleuchteten Transversalschicht des Körpers handelt. Die Transversalschicht ist somit um ein Vielfaches dünner, bevorzugt um das Zehnfache, als der durch das Volumenmodell nachzubildende Bereich des Körpers, also etwa ein Gehirn. Um dennoch das Volumenmodell für den ganzen Bereich zu erzeugen, werden, bei auf dem Untersuchungstisch angeordnetem Körper, der Strahlenfächer und der Untersuchungstisch relativ zu einander spiralförmig bewegt. Die Röntgeneinheit wird also um den Untersuchungstisch und den darauf befindlichen Körper rotiert und gleichzeitig werden der Untersuchungstisch und die Röntgeneinheit translatorisch gegeneinander verschoben. Durch die Röntgensensoren des Röntgendetektors werden hierbei Daten zur Intensität der im Empfangsbereich empfangenen Strahlung erzeugt, also Intensitätsdaten. Die Datenerzeugung kann dabei in der aus dem Stand der Technik im Zusammenhang mit der Computertomographie bekannten Weise stattfinden. Aus den Daten wird schließlich das Volumenmodell als 3D-Bildatensatz gebildet, beispielsweise durch gefilterte Rückprojektion oder ein anderes aus dem Stand der Technik bekanntes Verfahren.
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Der erfindungsgemäße Computertomograph zeichnet sich entsprechend durch eine Steuereinrichtung aus, beispielsweise einen Steuercomputer, der dazu eingerichtet ist, eine Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens durchzuführen.
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Das erfindungsgemäße Verfahren und der erfindungsgemäße Computertomograph weisen dabei den Vorteil auf, dass die auf die einzelnen Röntgensensoren treffende Röntgenstrahlung einen geringeren Anteil an Streustrahlung aufweist als bei einem Computertomographen, bei dem der Strahlenfächer eine Breite von beispielsweise 200 mm aufweist, wie es zur kompletten Erfassung der von dem Volumenmodell nachzubildenden Körperregion nötig sein kann, wenn nur eine einzige Rotation durchgeführt werden soll. Somit verbessert sich der Kontrast in dem erfindungsgemäß erzeugten Volumenmodell. Dies erlaubt es, diverse Arten von Blutungen an entsprechenden Kontrastverläufen in dem Volumenmodell zu erkennen.
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In einer Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens beträgt eine Ganghöhe der spiralförmigen Bewegung maximal das Anderthalbfache der Schichtdicke. Das Verhältnis von Ganghöhe zu Schichtdicke wird hier als Pitch bezeichnet. Dies hat sich als günstiger Abgleich zwischen der Gesamtaufnahmedauer zum Gewinnen der 2D-Röntgenbilddaten für das Volumenmodell einerseits und einer Abbildungsgenauigkeit des Volumenmodells andererseits erwiesen. Bevorzugt entspricht die Ganghöhe der Schichtdicke selbst, wodurch ein besonders genaues Volumenmodell erzielt werden kann.
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Da bei einem Computertomographen, dessen Röntgeneinheit nicht durchgehend in eine Drehrichtung rotiert werden kann, wird die Drehrichtung der spiralförmigen Bewegung zweckmäßigerweise gewechselt. Hierdurch können die Daten für das Volumenmodell immer noch in einer durchgängigen Bewegung erfasst werden. Bevorzugt wird die Röntgeneinheit zwischen jedem Wechsel um zumindest 200°, insbesondere mehr als 320°, ganz besonders 360°, rotiert. Dann kommt es zu entsprechend weniger Richtungswechseln, wodurch wieder die Gesamtaufnahmezeit verkürzt werden kann.
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Eine Weiterbildung des Verfahrens sieht vor, dass zusätzlich in einem an den Empfangsbereich angrenzenden Streubereich ebenfalls Daten zu einer Intensität der im Streubereich auftretenden Streustrahlung durch Röntgensensoren des Röntgendetektors ermittelt werden. Diese Daten werden im Folgenden als Streuwertdaten bezeichnet. Der Streubereich befindet sich außerhalb des Empfangsbereichs und wird daher nicht direkt durch den Strahlenfächer getroffen. Vielmehr gelangt in den Streubereich nur diejenige Strahlung, die beim Durchdringen des Körpers von diesem abgelenkt wird. Aus den Streuwertdaten wird dann in vorteilhafter Weise die Intensität einer Streustrahlung im Empfangsbereich selbst ermittelt. Beispielsweise können die Streuwertdaten als Offset einfach von den Intensitätsdaten aus dem Empfangsbereich subtrahiert werden. Es kann aber auch ein Verlauf der Werte der Streuwertdaten aus dem Streubereich heraus in den Empfangsbereich hinein extrapoliert werden. Hierdurch ergibt sich der Vorteil, dass auch eine Ortsabhängigkeit der Intensität der Streustrahlung berücksichtigt wird.
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Der Anteil der Streustrahlung kann im Empfangsbereich noch genauer ermittelt werden, wenn auch in einem ebenfalls an den Empfangsbereich angrenzenden, dem ersten Streubereich aber gegenüberliegenden zweiten Streubereich weitere Streuwertdaten erzeugt werden. Mit anderen Worten werden Streuwertdaten sowohl cranial als auch caudal zum Empfangsbereich ermittelt. Die Intensität der Streustrahlung im Empfangsbereich wird dann aus den Streuwertdaten der beiden Streubereiche durch eine Interpolation berechnet. Eine solche Interpolation ist genauer als eine Extrapolation.
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Um die spiralförmige Relativbewegung des Strahlenfächers und des Untersuchungstisches hervorzurufen, kann auf die Gegebenheiten des verwendeten Computertomographen zurückgegriffen werden. Gemäß einer Ausführungsform ist es die Röntgeneinheit, die sowohl rotatorisch als auch translatorisch bezüglich des Untersuchungstisches bewegt wird. Hierdurch wird der Untersuchungstisch mit dem darauf befindlichen Körper weniger bewegt, so dass dieser nicht geschüttelt und dadurch eventuell seine Lage verändert wird.
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Eine andere Ausführungsform sieht vor, zum Erzeugen des translatorischen Anteils der spiralförmigen Relativbewegung den Untersuchungstisch translatorisch bezüglich der Röntgeneinheit zu bewegen. Dann muss die Röntgeneinheit keine Vorrichtung für die translatorische Bewegung aufweisen.
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Wieder eine andere Ausführungsform sieht vor, zum Erzeugen des translatorischen Anteils der spiralförmigen Relativbewegung einen Durchlassspalt des Kollimators translatorisch bezüglich des Untersuchungstisches zu verstellen. Mit anderen Worten muss dann weder die Röntgeneinheit noch der Untersuchungstisch bewegt werden. Es reicht, einen dynamischen Kollimator mit verschiebbaren Blenden oder Lamellen bereitzustellen.
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Es kann auch vorgesehen sein, den translatorischen Anteil der spiralförmigen Relativbewegung durch eine Mischform der oben beschriebenen Bewegungsformen hervorzurufen.
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Für Untersuchungen im Bereich eines Kopfes eines Patienten wird die Rotationsachse bevorzugt schräg zu einer Längsachse des Untersuchungstisches ausgerichtet. Hierdurch kann eine Augenlinsendosis der Röntgenstrahlung reduziert werden.
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Um die Aufnahmezeit noch weiter zu verkürzen, kann eine weitere Röntgeneinheit der genannten Art bereitgestellt sein, die also ebenfalls eine Röntgenstrahlenquelle, einen Röntgendetektor und einen Kollimator aufweist und die ebenfalls um den Untersuchungstisch rotierbar ist. Hiermit werden dann weitere Daten für das Volumenmodell gewonnen. Insgesamt kann hierdurch die Ganghöhe ohne eine Einbuße an Abbildungsgenauigkeit vergrößert werden und/oder der Wechsel der Drehrichtung bereits nach 180° durchgeführt werden, ohne dass sich hierbei die Aufnahmezeit verlängert.
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In Bezug auf die Aufnahmezeit ist anzumerken, dass diese natürlich größer ist als bei einem Computertomographen mit Röntgenflachdetektor, der nur einmal um 180° oder 200° um den Körper rotiert wird. Deshalb ist es wahrscheinlicher, dass während der Aufnahme mit dem erfindungsgemäßen Computertomographen durch eine Eigenbewegung des Körpers ein Bewegungsartefakt in dem Volumenmodell verursacht wird. Bei der spiralförmigen Relativbewegung von Röntgeneinheit und Untersuchungstisch können Artefakte auch durch Richtungswechsel entstehen. Um solche Artefakte zu erkennen, sieht eine Weiterbildung des Verfahrens vor, zusätzlich eine zweidimensionale Projektion bei einer größeren Schichtdicke zu erzeugen, insbesondere bei einer Schichtdicke von mehr als 10 mm. Die Projektion kann eine Röntgenaufnahme sein, die z.B. mit der Röntgeneinheit bei geöffnetem Kollimator erzeugt wird. Mit anderen Worten wird auf der Projektion nicht nur der maximal 30 mm breite Bereich, sondern beispielsweise gleich die halbe oder auch die ganze Körperregion abgebildet, die durch das Volumenmodell nachgebildet sein soll. Da es sich bei der Projektion um eine Momentaufnahme handelt, ist sie frei von Bewegungsartefakten. Auch gibt es keine Artefakte durch die Richtungswechsel bei der spiralförmigen Bewegung. Die Projektion wird dann mit einer aus dem Volumenmodell erzeugten künstlichen Projektion verglichen, wie sie beispielsweise mittels des Verfahrens MIP (maximum intensity projection) erzeugt werden kann. Durch den Vergleich werden dann die beschriebenen Artefakte gut erkennbar. Durch entsprechende, aus dem Stand der Technik bekannte Algorithmen können diese dann aus dem Volumenmodell entfernt werden.
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Eine weitere Möglichkeit, Artefakte zu erkennen und auch gleich aus dem Volumenmodell zu entfernen, wird durch eine andere Weiterbildung des Verfahrens geboten, bei welcher ein weiteres Volumenmodell erzeugt wird, das aus Daten gewonnen wird, die ebenfalls bei einer größeren Schichtdicke erzeugt wurden, insbesondere bei einer Schichtdicke von mehr als 10 mm. Beispielsweise kann hier ein Volumenmodell verwendet werden, wie es aus dem Stand der Technik mittels eines Röntgenflachdetektors gewonnen werden kann, dessen gesamte Detektionsfläche auf einmal bei der Aufnahme genutzt wird. Dieses Volumenmodell hat dann zwar den geringen Kontrast, weist dafür aber weniger Artefakte auf. Die beiden Volumenmodelle werden dann durch eine Registrierung aneinander angeglichen, wodurch die Artefakte auch in dem ersten Volumenmodell verschwinden.
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Auch bei dem erfindungsgemäßen Computertomographen gibt es eine Weiterbildung, durch welche die Gesamtaufnahmedauer verkürzt wird. Bei dieser Weiterbildung weist die zumindest eine Röntgeneinheit als Röntgendetektor einen Röntgenflachdetektor auf, bei welchem die Röntgensensoren in Zeilen angeordnet sind, die senkrecht zur Rotationsachse der Röntgeneinheit angeordnet sind. Eine Ausleseeinrichtung des Röntgenflachdetektors zum Auslesen der Daten der Röntgensensoren ist hierbei dazu ausgelegt, die Daten der Röntgensensoren zeilenweise auszulesen. Hierdurch ergibt sich der Vorteil, dass nur diejenigen Zeilen ausgelesen werden müssen, die sich im Empfangsbereich befinden. Gegebenenfalls können noch die Zeilen aus den Streubereichen ausgelesen werden. Die übrigen Zeilen des Röntgenflachdetektors müssen aber nicht ausgelesen werden. Entsprechend wenig Daten fallen dann beim Auslesen der Intensitätswerte für eine einzelne Röntgenbildaufnahme an. Ist zwischen den einzelnen Röntgenbildaufnahmen weniger Zeit zum Auslesen der Daten nötig und die Röntgeneinheit kann schneller rotiert werden.
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Im Folgenden wird die Erfindung noch einmal anhand von konkreten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Dazu zeigt:
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1 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Computertomographen,
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2 eine schematische Darstellung einer weiteren Ausführungsform des erfindungsgemäßen Computertomographen,
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3 eine Skizze zur Veranschaulichung der Ausrichtung von Bewegungstrajektorien einer spiralförmigen Relativbewegung eines Strahlenfächers und eines Untersuchungstisches und
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4 und 5 schematische Darstellungen eines Kollimators mit verstellbarem Kollimatorspalt.
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Bei den im Folgenden erläuterten Beispielen stellen die beschriebenen Komponenten des Computertomographen jeweils einzelne, unabhängig voneinander zu betrachtende Merkmale der Erfindung dar, welche die Erfindung jeweils auch unabhängig voneinander weiterbilden und damit auch einzeln oder in einer anderen als der gezeigten Kombination als Bestandteil der Erfindung anzusehen sind. Des Weiteren ist die beschriebene Ausführungsform auch durch weitere der bereits beschriebenen Merkmale der Erfindung ergänzbar.
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Die Beispiele stellen bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung dar.
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In 1 ist ein Computertomograph 10 gezeigt, der eine Röntgenstrahlenquelle 12, einem Kollimator 14 und einem Röntgendetektor 16 aufweist, die als eine Röntgeneinheit beispielsweise an einem C-Bogen 18 befestigt sein können. Der Computertomograph 10 kann beispielsweise auf der Grundlage des Produkts „DynaCT“ des Unternehmens Siemens AG realisiert sein. Mit dem Computertomographen 10 werden 2D-Projektionsdaten erzeugt, aus denen in an sich bekannter Weise ein 3D-Bilddatensatz für ein Volumenmodell einer Körperregion eines Körpers eines auf einem Untersuchungstisch 22 liegenden Patienten berechnet wird. Hier sei angenommen, dass das Volumenmodell zu einem Kopf 20 des Patienten gewonnen werden soll.
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Zwischen jeweils zwei aufeinanderfolgenden Aufnahmen zum Erzeugen jeweils eines 2D-Projektionsbilddatensatzes wird der C-Bogen 18 und gegebenenfalls auch der Patiententisch 22 verfahren, so dass jede Aufnahme aus einer anderen Projektionsrichtung erzeugt wird. Für eine einzelne Aufnahme erzeugt die Röntgenstrahlenquelle 12 Röntgenstrahlen, die als Röntgenstrahlenfächer 24 auf dem Röntgendetektor 16 treffen. Der Röntgenstrahlenfächer 24 wird dabei durch den Kollimator 14 entlang einer Rotationsachse 26 begrenzt, um die der C-Bogen 18 rotiert wird. Der Kollimator 14 kann hierzu zwei Kollimatorblenden 28, 30 aufweisen, zwischen denen ein Kollimatorspalt 32 freigelassen ist. Die Röntgenstrahlen der Röntgenquelle 12 gelangen durch den Kollimatorspalt 32, wodurch sich der Strahlenfächer 24 ausbildet. Für den Fall, dass sich im Strahlenfächer 24 kein Festkörper befindet, treffen die Röntgenstrahlen des Strahlenfächers 24 ausschließlich in einem Empfangsbereich 34 auf den Röntgendetektor 16 auf. Für den Fall, dass sich ein Festkörper in dem Strahlenfächer 24 befindet, wird die Röntgenstrahlung gestreut, so dass sie auch außerhalb des Empfangsbereichs 34 in benachbarten Streubereichen 38, 40 auf den Röntgendetektor 16 trifft.
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Bei dem Röntgendetektor 16 kann es sich beispielsweise um einen Röntgenflachdetektor handeln. Der Röntgendetektor 16 ist aus einzelnen Röntgensensoren gebildet, die jeweils einen Intensitätswert zu der auf sie auftreffenden Röntgenstrahlung messen. Der Intensitätswert eines einzelnen Röntgensensors bildet ein Pixel in der 2D-Röntgenprojektion. Die einzelnen Röntgensensoren sind in einer zweidimensionalen Matrix angeordnet, wobei die Zeilen aus Röntgensensoren gebildet sind, die in einer Verlaufsrichtung 36 senkrecht zur Rotationsachse 26 angeordnet sein können.
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Durch das Rotieren des C-Bogens 18 wird der Strahlenfächer 24 relativ zum Untersuchungstisch 22 und dem darauf befindlichen Kopf 20 bewegt. Die Relativbewegung weist zusätzlich einen translatorischen Anteil parallel zur Rotationsachse 26 auf. Insgesamt ergibt sich somit eine spiralförmige Bewegung. In 1 ist dies für einen einzelnen Punkt des Strahlenfächers 24 in Form einer Trajektorie 42 veranschaulicht, entlang welcher sich der Punkt hierbei bewegt. Die Trajektorie 42 ist aus einzelnen, spiralförmigen Abschnitten gebildet, deren Berührpunkte jeweils einen Wendepunkt 44 darstellen, an welchem die Rotationsrichtung des C-Bogens 18 gewechselt wird. Für die Bewegung des C-Bogens sorgt eine Bewegungseinrichtung 46, die im Zusammenhang mit 2 näher beschrieben ist.
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Wie die Trajektorie 42 zeigt, kann durch die spiralförmige Relativbewegung der Röntgenfächer 24 um mehr als 200°, insbesondere um 360°, um den Kopf 20 rotiert werden, bevor an einem Wendepunkt 44 die Rotationsrichtung gewechselt werden muss. Der Abstand der Wendepunkte 44 entspricht bei einer Rotation von 360° einer Ganghöhe 48 der Spiralform der Trajektorie 42. Die Ganghöhe 48 entspricht bevorzugt einer Schichtdicke 50, d.h. einer Erstreckung des Empfangsbereichs 34 in Richtung der Rotationsachse 26.
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Die Schichtdicke 50 beträgt höchstens 30 mm, insbesondere 20 mm. Dies kann beispielsweise 5% bis 15% der Gesamtbreite 52 des Röntgendetektors 16 in Richtung der Rotationsachse 26 betragen. Die Gesamtbreite 52 kann entsprechend beispielsweise 200 mm betragen. Mit zunehmender Breite des Strahlenfächers 24 steigt der Streustrahlenbeitrag in den einzelnen Bildpunkten an. Der Zusammenhang ist ungefähr linear. Durch Verkleinern des Spalts 32 sinkt somit der Streustrahlenanteil in jedem Bildpunkt, so dass ein kontrastreicheres Volumenmodell gewonnen werden kann und auch die Artefakte in dem Volumenmodell reduziert werden können. Durch Verkleinern der Schichtdicke auf die Schichtdicke 50 kann eine Kontrasterkennung von bis zu 2 bis 3 HU (Hounsfield Unit) erreicht werden. Bei einer Röntgenaufnahme, bei welcher der Kollimatorspalt 32 derart breit ist, dass der Röntgenfächer 24 mit einer einzigen Aufnahme den Röntgendetektor über Gesamtbreite 52 bestrahlt, ergibt sich somit ein bis zu zehnmal größerer Anteil an Streustrahlung in den Bilddaten jedes einzelnen Röntgendetektors als im Falle des Computertomographen 10, bei welchem der Strahlenfächer 24 lediglich die Schichtdicke 50 aufweist.
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Im Folgenden ist anhand von 2 noch einmal eine konkretere Ausführungsform des erfindungsgemäßen Computertomographen 10 beschrieben. Zur besseren Übersicht sind hierbei funktionsgleiche Elemente in 1 und 2 mit denselben Bezugszeichen versehen.
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Der in 2 gezeigte Computertomographen 10 weist als Bewegungseinrichtung 46 einen Sechs-Achs-Roboter auf. An dem Roboter ist ein C-Bogen 18 befestigt, der von dem Roboter um eine Rotationsachse 26 rotiert werden kann und dabei auch entlang der Rotationsachse 26 verschoben werden kann. Die Rotationsachse 26 kann frei im Raum ausgerichtet werden.
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In dem in 2 gezeigten Beispiel ist die Rotationsachse 26 schräg zu einer Längsachse 54 eines Untersuchungstisches 22 angeordnet. Die Längsachse 54 weist in die Längserstreckungsrichtung des Untersuchungstisches 22. Durch die schräge Ausrichtung der Rotationsachse 26 zur Längsrichtung 54 ist die Rotationsachse 26 auch schräg zu einer Längsachse eines Körpers eines Patienten ausgerichtet, wenn dieser auf dem Untersuchungstisch 22 liegt. Der C-Bogen 18 mit der Strahlenquelle 12, dem Kollimator 14 und dem Röntgendetektor 16 wird entlang der Rotationsachse 26 durch den Roboter verschoben und hierbei um die Rotationsachse 26 rotiert, wobei nach jeweils 360° Umdrehung die Drehrichtung gewechselt wird. Insgesamt ergibt sich somit eine spiralförmige Trajektorie 42 der bewegten Komponenten, wobei die Spiralform alternierende Drehrichtungen aufweist. In 2 ist die Trajektorie 42 nur schematisch angedeutet.
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In 2 ist des Weiteren zur besseren Veranschaulichung die Projektionsfläche 56 herausgezeichnet, auf welcher ein kollimierter Strahlenfächer der Strahlenquelle 12 auftrifft. Gezeigt ist eine Kontur eines Kopfes 20, zu dem ein Volumenmodell erstellt werden soll. Durch den Kollimator 14 ist der Strahlenfächer derart begrenzt, dass sich ein Empfangsbereich 34 mit einer Schichtdicke 50 (gemessen entlang der Rotationsachse 26) von 30 mm oder weniger ergibt. In Richtung der Rotationsachse 26 grenzt beidseitig an dem Empfangsbereich 24 ein Streubereich 38, 40 an, in welchem ausschließlich Streustrahlung auftrifft. Die Schichtdicke 50 ist deutlich kleiner, insbesondere beträgt sie weniger als 20%, als die Gesamterstreckung der Projektionsfläche 56 in Richtung der Rotationsachse 26. Die Projektionsfläche 56 ist durch Röntgensensoren gebildet, die zeilenweise entlang einer senkrecht zur Rotationsachse 26 weisenden Zeilenrichtung 36 angeordnet sind. Zum Auslesen der Bilddaten müssen lediglich die Zeilen ausgelesen werden, die sich im Empfangsbereich 34 befinden. Die von Kollimatorblenden abgedunkelte Bereiche, d.h. die kollimierten Bereiche, des Detektors 16 werden dagegen nicht ausgelesen. Das führt zu einer größeren verfügbaren Datenbandbreite und demnach zu einer erhöhten Bildrate. Dadurch kann die Bildqualität erhöht werden, da die Aufnahmezeit verkürzt werden kann und es so zu weniger Bewegungsartefakten kommt.
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Um Informationen über den Anteil der Streustrahlung zu erhalten, können zusätzlich die Zeilen in den Streubereichen 38, 40 ausgelesen werden. Dies bietet die Möglichkeit einer erweiterten Streustrahlenkorrektur, wenn dies notwendig ist. In den abgeschatteten Streubereichen 38, 40 wird das dort ausgelesene Signal als die Intensität der Streustrahlung interpretiert. Mit einem Interpolationsalgorithmus kann nun in Spaltenrichtung, d.h. senkrecht zur Zeilenrichtung 36, der Verlauf der Intensität der Streustrahlung interpoliert werden. Bei dem hier beschriebenen Aufnahmeverfahren hat es sich gezeigt, dass eine weiche Verteilung für die Streustrahlungsintensität zugrunde gelegt werden kann, und somit parametrische Funktionen zugrundegelegt werden können, die nur geringe Steigungsänderung aufweisen, beispielweise eine lineare Interpolation oder eine Interpolation mit einer Funktion zweiten Grades. Der so berechnete Intensitätsverlauf der Streustrahlung kann zur Korrektur der Bilddaten aus dem Empfangsbereich 34 beispielsweise durch Subtraktion entfernt werden.
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Die Translation des C-Bogens kann z.B. in cranial-caudaler Richtung 58 oder in caudal-cranialer Richtung 60 erfolgen. Die Rotationen 62 sind alternierender Richtung und der Rotationswinkel beträgt mindestens 200°, besser 360°. Der Vorschub pro Rotation beträgt eine Schichtdicke 50 oder mehr (Pitch ≥ 1), um die Strahlendosis für den Patienten möglichst gering zu halten. Der Maximalwert des Pitch beträgt 1,5. Ziel ist es mindestens, das gleiche Volumen abzudecken wie bei einem konventionellen CT-Scan, der eine einzige Rotation mit geöffnetem Kollimator durchführt.
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In der Regel sind Hirn-Scans nicht durch große Bewegungsartefakte behaftet. Durch die gegebenenfalls längere Scanzeit kann es aber trotzdem zu Bewegungsartefakten kommen. Dafür wird eine 3D-3D-Registrierungstechnik angewendet, durch welche das Volumenmodell mit einem weiteren Volumenmodell in Übereinstimmung gebracht wird, welches mit einer größeren Schichtdicke 50 gewonnen wird, beispielsweise mit einer Schichtdicke, die gesamte Projektionsfläche 56 umfasst. Dies kann noch iterativ durch Vorwärtsprojektion unterstützt werden, d.h. das zusammengesetzte Volumenmodell wird (künstlich) vorwärts projiziert und mit vorher aufgenommenen einzelnen Gesamtgehirn-Projektionen verglichen, die beispielsweise anterior-posterior (AP), posterior-anterior (PA) oder lateral gewonnen werden können. Die Differenz zwischen der künstlichen Projektion aus dem Volumenmodell und den vorher aufgenommenen Gesamthirn-Projektionen wird als Gütefaktor in einen Registrierungsalgorithmus eingegeben, welcher durch Verändern der Volumenmodelldaten diese Differenz zu minimieren versucht. Algorithmen hierzu können dem Stand der Technik entnommen sein.
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Die Kollimierung auf eine Schichtdicke 50 von 30 mm und weniger, bevorzugt 20 mm, wird dafür genutzt, die Streustrahlung in den Bilddaten zu reduzieren. Beispielsweise wird bei einer Schichtdicke 50 von 20 mm im Vergleich zu einer Schichtdicke, welche die gesamte Projektionsflächenbreite 52 von beispielsweise 200 mm umfasst, der Streustrahlungsbeitrag um einen Faktor von ca. 10 reduziert. Der Kontrast wird hierdurch erhöht und Gehirnblutungen werden detektierbar, die ansonsten wegen des nur kleinen Kontrasts nicht aufgelöst werden können.
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Bei einem robotischen C-Bogen, wie er in 2 dargestellt wird, oder auch bei einem Computertomographen mit verkippbarem Untersuchungstisch 22 kann die Rotationsachse 26 wie in 2 gezeigt und in 3 noch genauer erläutert, bezüglich der Längsachse 54 des Untersuchungstisches 22 gekippt werden, um so die Augenlinsendosis zu reduzieren. In 3 ist hierzu auf der linken Seite eine Aufnahmesituation dargestellt, bei welcher die Rotationsachse 26 parallel zur Längsachse 54 ausgerichtet ist. Zwischen den Wendepunkten 44 wird der C-Bogen 18 jeweils beispielsweise um 360° gedreht, so dass zwischen den Wendepunkten die Ganghöhe 48 zurückgelegt wird. Durch entsprechendes Ausrichten des Roboters kann, wie in 3 in der Mitte gezeigt, die Rotationsachse 26 bezüglich der Längsachse 54 gekippt werden. Alternativ oder zusätzlich dazu kann, wie in 3 rechts gezeigt, der Untersuchungstisch 22 gekippt werden, so dass auch hier die Längsachse 54 und die Rotationsachse 26 einen Winkel größer als 0° einschließen.
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Die bisher beschriebenen Ausführungsformen basieren auf dem Ansatz, dass ein robotisch bewegter C-Bogen 18 oder ein C-Bogen 18 mit einer anderen Bewegungseinrichtung 46, die eine Translation des C-Bogens 18 erlaubt, vorhanden sind. Das erfindungsgemäße Verfahren ist aber auch realisierbar, wenn ein C-Bogen-System verwendet wird, das lediglich rotierbar, nicht aber translatorisch verfahrbar gelagert ist. Genauso kann es auch auf ein Biplan-System erweitert werden, bei welchem zwei Röntgenstrahlenquellen mit gegenüber angeordnetem Röntgendetektor verwendet werden.
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Im Folgenden ist hierzu anhand von 4 und 5 eine Ausführungsform beschrieben, bei welcher anstelle einer translatorischen Bewegung des C-Bogens ein dynamischer Kollimator verwendet wird. In 4 und 5 sind dabei Elemente, die in ihrer Funktionsweise Elementen entsprechen, die bereits im Zusammenhang mit 1 bis 3 erläutert wurde, mit denselben Bezugszeichen wie diejenigen in 1 bis 3 versehen.
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Bei dem dynamischen Kollimator 14 wird sowohl die obere Kollimatorblende 28 als auch die untere Kollimatorblende 30 linear bewegt, so dass ein Kollimatorspalt 32 in eine Verschiebungsrichtung 64 parallel zur Rotationsachse 26 verschoben wird. Während der linearen Kollimatorbewegung wird eine Rotation des (nicht dargestellten) C-Bogens um die Rotationsachse 26 durchgeführt. Die Bewegungsgeschwindigkeit der Kollimatorblenden 28, 30 und damit des Kollimatorspalts 32 entlang der Verschiebungsrichtung 54 ist auf die Rotationsgeschwindigkeit des C-Bogens derart abgestimmt, dass sich eine Ganghöhe in der Projektionsebene 56 ergibt, die einem Pitch zwischen 1 und 1,5 entspricht. Auch hier können wieder alternierende Rotationsrichtungen verwendet werden oder bei einem Biplan-System auch Kombinationsaufnahmen aus beiden C-Bögen erzeugt werden.
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Um aus den derart gewonnenen Bilddaten ein Volumenmodell zu bilden, können wieder Spiral-Rekonstruktionsalgorithmen verwendet werden, wie sie aus dem Stand der Technik beispielsweise im Zusammenhang mit sogenannten Spiral-CT-Aufnahmen bekannt sind. Bei der Verwendung eines dynamischen Kollimators ist es dabei zweckmäßig, Algorithmen zu wählen, die an sich für große Kollimierungen mit einer Schichtdicke 50 im Bereich von 100 mm oder mehr ausgelegt sind. Grund dafür ist, dass durch die relative Bewegung des Kollimatorspalts 32 zur Röntgenstrahlenquelle 12 die Schichtdicke 50 von der Stellung der Kollimatorblenden 28, 30 abhängt. Dies ist anhand von zwei Aufnahmesituationen A und B verdeutlicht, die entsprechend in 4 bzw. 5 veranschaulicht sind. Vollzieht man die dort dargestellten unterschiedlichen geometrischen Verhältnisse nach, erkennt man, dass sich zwei unterschiedliche Schichtdicken 50 und 50’ in Abhängigkeit von der Kollimatorstellung ergeben. Um die variierende Schichtdicke 50, 50’ bei der Berechnung des Volumenmodells mit einbeziehen zu können, kann beispielsweise auf Rekonstruktionstechniken zurückgegriffen werden, wie sie im Zusammenhang mit dem Algorithmus AMPR (adaptive multi-plane reconstruction) und EPDP (extended parallel back protection) verwendet werden.
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Durch die Beispiele ist gezeigt, wie mittels neuartiger spiralförmiger Trajektorien ein vollständiges Gehirnvolumen in nahezu der gleichen Zeit und mit der gleichen Röntgenstrahlendosis abgebildet werden kann wie mit einem konventionellen Computertomographen. Hierbei kann eine Reduktion des Streustrahlenanteils um den Faktor 10 erreicht werden. Dies ergibt eine Erhöhung des Kontrastes in den Bildern, da nun die Detektordynamik der Röntgenstrahlendetektoren besser ausgenutzt werden kann, was zu einer Verbesserung der Blutungserkennbarkeit führt. Der erfindungsgemäße Computertomograph kann auf unterschiedlichen Systemen aufsetzen, etwa robotisch bewegten oder auch Standardsystemen mit geringerem Bewegungsfreiheitsgrad. Durch Einsatz eines dynamischen Kollimators und gleichzeitiger Rotation kann ebenfalls eine spiralförmige Trajektorie eines Punkts des Röntgenstrahlenfächers 24 in Relation zu dem Gehirnvolumen erreicht werden. Die mittels des erfindungsgemäßen Computertomographen und mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens gewonnen Bilddaten können mit konventionellen Spiralrekonstruktionsalgorithmen zu einem Volumenmodell zusammengefügt werden.
