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Die Erfindung betrifft ein Verfahren
zur Bilderstellung für
einen mehrzeiligen Spiral-Computertomographen mit 3D-Rückprojektion,
wobei ein Untersuchungsobjekt durch ein rotierendes und sich in Richtung
der Rotationsachse bewegendes Strahlenbündel bezüglich seines Absorptionsverhaltens
spiralförmig
abgetastet und die gemessenen Absorptionsdaten durch einen flächig ausgebildeten
Detektor gesammelt werden. Die gemessenen Absorptionsdaten werden
auf einen virtuellen Detektor, vorzugsweise im Drehzentrum der Rotation,
projiziert und gefiltert, und zur Rekonstruktion des Absorptionswertes mindestens
eines Voxels werden die gemessenen und gefilterten Daten verwendet,
die durch Strahlen erzeugt worden sind, welche dieses mindestens
eine Voxel durchdringen. Außerdem
betrifft die Erfindung ein CT-Gerät zur Durchführung dieses
Verfahrens mit entsprechenden Mitteln zur Bilderstellung.
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Des weiteren betrifft die Erfindung
ein CT-Gerät
zur Durchführung
dieses Verfahrens mit entsprechenden Mitteln zur Bilderstellung.
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Es ist bekannt, in der Computertomographie Mehrzeilendetektoren
und Strahlenbündel
mit Kegelstrahl-Geometrie zur Abtastung von Untersuchungsobjekten,
insbesondere von Patienten, zu verwenden und eine 3D-Bildrekonstruktion
durchzuführen.
Hierbei werden integrale Absorptionsdaten von Strahlen, die das
Untersuchungsobjekt durchdringen mit flächig ausgebildeten mehrzeiligen
Detektoren gewonnen und gesammelt, wobei die Detektoren mitsamt einer
Strahlungsquelle spiralförmig
um ein Untersuchungsobjekt bewegt werden. Anschließend werden die
Messdaten einer geeigneten Filterung unterzogen und ausgewählte gefilterte
Daten rückprojiziert um
Schichtaufnahmen des Untersuchungsobjektes zu erzeugen. Unter einer
3D-Bildre konstruktion wird dabei verstanden, dass zur Rückprojektion
jeweils einzelne dreidimensionale Volumenelemente (=Voxel) betrachtet
werden und jeweils die Daten verwendet werden, die durch Strahlen
erzeugt wurden die dieses Voxel durchdrungen haben.
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Bei dieser Vorgehensweise ergibt
sich das Problem, dass aus den gesammelten Daten, die zur einfacheren
Berechnung zunächst
auf einen virtuellen Detektor – der
auf einer Ebene liegt, welche die Drehachse von realem Detektor
und Strahlenquelle schneidet – projiziert
werden, zweidimensional vorliegen und die Filterung wegen des erzeugten
Rechenaufwandes nur in einer Dimension stattfinden soll, keine Vorzugsrichtung
ersichtlich ist, in welche die Filterung stattfinden soll. Wird
eine ungünstige
Filterrichtung gewählt,
so geht dies mit Einbußen
bei der Bildqualität
her.
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Die Aufgabe der Erfindung liegt also
darin, ein 3D-Rekonstruktionsverfahren zu finden, bei dem die Richtung
der Filterung optimal zur Erreichung einer hohen Bildqualität ausgewählt ist.
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Diese Aufgabe wird durch die Merkmale
der unabhängigen
Patentansprüche
gelöst.
Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter
Ansprüche.
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Betrachtet man das Bild eines virtuellen
Detektors mit darauf abgebildeten Projektionen von Segmentebenen,
wie sie nachstehend definiert werden und wie es beispielsweise in
der deutschen Patentanmeldung mit Aktenzeichen 10106398.9 (internes
Az. 00E8563 / 2001P02305) beschrieben ist, deren Offenbarungsgehalt
vollinhaltlich in diese Schrift übernommen
wird, so zeigt sich, dass sich über
den virtuellen Detektor hinweg die Richtung der Projektionen verändert. Erfindungsgemäß wird die
Filterung der Daten in Richtung dieser Projektionen auf dem virtuellen
Detektor durchgeführt.
Betrachtet man weiterhin den Weg der Projektion eines Voxels auf
dem virtuellen Detektor bei der Rotation, so verläuft dieses projizierte
Voxel durch Gebiete unterschiedlicher Ausrichtung der Segmentebenenprojektionen.
Dabei ist es besonders günstig
die Filterung der Daten jeweils entlang der Ausrichtung der Segmentebenenprojektionen
vorzunehmen, so dass projektionswinkelabhängig unterschiedliche Filterrichtungen
entstehen.
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Betrachtet man eine 3D-Rekonstruktion,
wie sie in der o.g. deutschen Patentanmeldung mit Aktenzeichen 10106398.9
beschrieben ist, so werden in einem Spiralsegment der Länge L
s ≤ Π+2·β
max (= 180° zuzüglich zweimal
den Fächerwinkel β
max des Detektors),
beziehungsweise ≤ 180° nach vorhergehender
Parallelsortierung, N
tilt mehrfach geneigte Segmentebenen
in den Spiralgang eingepasst. Die maximale Neigung der Segmentebenen
R
k (1 ≤ k ≤ N
tilt) bestimmt sich dabei aus der Bedingung,
dass an den beiden Enden des Spiralsegments innerhalb des Messfeldes
Strahlen für
die Ebene vorhanden sein müssen.
Beispielsweise gilt dann für
L
s=240° (mit β
max =
30°) und
für L
s=180° nach
Parallelsortierung
mit
M der Anzahl der Detektorzeilen und p der Steigung (=pitch) der
Spirale. Erfindungsgemäß definieren
die im Spiralsegment im Abstand Δα = L
s/M bestimmten Schnittlinien der Segmentebenen
im virtuellen Detektor im Drehzentrum die Richtung der Filterung
der Daten.
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Wird für k=1 beziehungsweise k = Ntilt das Spiralsegment linksseitig und rechtsseitig
erweitert, so wird der virtuelle Detektor vollständig abgedeckt. Auf diese Weise
gelangt man für
jede Segmentebene Rk (1 ≤ k ≤ Ntilt)
zu einem separat gefilterten Detektorbild Dk.
Diese Filteroperation geschieht in jedem der projektionsweise gemessenen
Detektorbilder, wobei die Detektorbilder Dk in
der Rückprojektion
in unterschiedlichen Teilsegmenten des Rekonstruktionsintervalls
zuständig
sind.
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Zur 3D-Rückprojektion wird ein Spiralsegment
I
I der Länge
L
I = [–α
max, α
max]
mit α
max = M·π/p in N
tilt überlappende
Teilsegmente I
I
k (1 ≤ k ≤ N
tilt) der Länge L
s eingeteilt,
wobei deren Schwerpunkte sich maximal um L
s unterscheiden
und äquidistant
ein geteilt werden. Das Segment I
I wird mittig
in das Rekonstruktionssegment I
R eingepasst.
Hieraus ergibt sich für
die Subsegmente I
R
k (1 ≤ k ≤ N
tilt)
so dass im Rekonstruktionssegment
I
R
k mit 1 ≤ k ≤ N
tilt das zu einem Bildvoxel gehörige Projektionsdatum
im Detektorbild D
k projektionsweise ermittelt wird.
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Zur Veranschaulichung dieses Erfindungsgedankens
ist es vorteilhaft, das Bild eines Voxels im virtuellen Detektor
in einem Rekonstruktionssegment IR zu verfolgen.
Betrachtet man zunächst
das Spiralsegment IR
1 und
den Projektionswinkel α = –αmax,
so sind in diesem Spiralsegment für die Rückprojektion projektionsweise
die Detektorbilder D1 zuständig. Alle
Voxel, die im Projektionswinkel α = –αmax in
der erfindungsgemäß gewählten Filterrichtung
im virtuellen Detektor abgebildet werden, bilden eine gekrümmte Fläche H1. Die Filterrichtung in α = –max ist durch
das Bild der im Projektionswinkel α = –αmax + LS/2 zentrierten und in den Spiralgang eingepassten Segmentebene
R1 gegeben. Für α > –αmax +
LS/2 ist das Bild von der gekrümmten Fläche H1 im virtuelle Detektor keine gerade Linie.
In der Veröffentlichung H.
Turbell, P. E.
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Danielsson, An improved PI-method
for reconstruction from helical cone-beam projections, Proc. Int.
Conf. On Fully 3D Image Reconstruction, Egmond and Zee, The Netherlands,
Jun 23-26, 1999 wurde gezeigt, dass die Segmentebene R1 eine
gute Näherung
für die
gekrümmte
Fläche
H1 darstellt. Daher wird sich in allen anderen
Projektionen im Spiralsegment IR
1 das Bild H1 im
virtuellen Detektor um die entsprechende Schnittlinie von R1 gruppieren. Dies bedeutet, dass für alle übrigen Projektionswinkel
im Teilsegment IR
1 die
Filterrichtungen von D1, die durch das Bild
von R1 im virtuellen Detektor gegeben sind, geeignet
sind. Obige Argumentation gilt gleichermaßen für alle übrigen Teilsegmente IR
k (1 ≤ k ≤ Ntilt) .
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Entsprechend diesem Grundgedanken schlagen
die Erfinder vor, das an sich bekannte Verfahren zur Bilderstellung
für einen
mehrzeiligen Spiral-Computertomographen zu verbessern. Bekannt ist,
dass:
- – ein
Untersuchungsobjekt durch ein rotierendes und sich in Richtung der
Rotationsachse bewegendes Strahlenbündel bezüglich seines Absorptionsverhaltens
spiralförmig
abgetastet und die gemessenen Absorptionsdaten durch einen flächig ausgebildeten
Detektor gesammelt werden,
- – die
gemessenen Absorptionsdaten auf einen virtuellen Detektor, vorzugsweise
im Drehzentrum der Rotation, projiziert und gefiltert werden, und
- – zur
Rekonstruktion des Absorptionswertes mindestens eines Voxels werden
die gemessenen und gefilterten Daten verwendet, die durch Strahlen
erzeugt sind, welche dieses mindestens eine Voxel durchdringen.
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Die Verbesserung des Verfahrens liegt
in der besonderen Auswahl der Filterrichtung, indem die Filterung
der zur Rekonstruktion benutzten Daten im Bild des virtuellen Detektors
in Richtung der Projektion darauf abgebildeter Spiralsegmente, die
durch die spiralförmige
Abtastung über
einen vorgegebenen Winkelbereich entstehen, erfolgt.
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Hierdurch ergibt sich, dass bei den
Daten unterschiedlicher Rekonstruktionssegmente eines Voxels unterschiedliche
und jeweils optimale Filterrichtungen auftreten. Wobei sich zusätzlich der
Vorteil ergibt, dass die Steigung der Spiale beziehungsweise die
Wahl des Tischvorschubs beliebig ist. Es kann also in z-Richtung
eine überlappende
Abtastung berücksichtigt
werden.
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In einer bevorzugte Ausführung des
Verfahrens findet die Filterung entlang der Schnittlinie von doppelt
geneigten Ebenen im virtuellen Detektor statt.
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Gemäß einer weiteren bevorzugten
Ausführung
des Verfahrens beträgt
der vorgegebene Winkelbereich für
ein Spiralsegment der Länge
LS ∼ 240°. Wobei der
Winkel 240° der
Summe aus 180°+ 2xFächerwinkel βmax entspricht,
der zur Rekonstruktion eines Bildvoxels erforderlich ist.
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Alternativ wird auch vorgeschlagen,
vor der Filterung eine Parallelsortierung der Strahlen zur Bildung
des virtuellen Detektors durchzuführen, wobei hier der vorgegebene
Winkelbereich für
ein Spiralsegment der Länge
LS = 180° ist.
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Desweiteren können die durch die Spiralsegmente
zumindest annähernd
gebildeten Segmentebenen eine maximale Neigung aufweisen, die durch die
Bedingung begrenzt wird, dass an den beiden Enden des Spiralsegments
innerhalb des Messfeldes Strahlen für die Ebene vorhanden sein
müssen.
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Zusätzlich ist es vorteilhaft,
zur 3D-Rückprojektion
ein Spiralsegment I
I der Länge L
I = [–α
max,
+ α
max] mit α
max =M·π/p in N
tilt überlappende
Teilsegmente I
I
k (1 ≤ ≤ N
tilt) der Länge L
S äquidistant
einzuteilen, deren Schwerpunkte sich maximal um L
S unterscheiden,
wobei p dem eingestellten Pitch entspricht, so dass für die entstehenden
Subsegmente I
R
k (1 ≤ k ≤ N
tilt) gilt:
und im Rekonstruktionssegment
I
R
k (1 ≤ k ≤ N
tilt) projektionsweise das zu einem Bildvoxel
gehörige
Projektionsdatum im Detektorbild D
k ermittelt
wird, wobei α
V
max den maximalen
Winkel darstellt, den ein Strahl durch das Voxel V erreicht. Das
Projektionsdatum entspricht dem im Detektor gefundenen Projektionswert,
der dem Abbild des Bildvoxels im Detektor ent spricht, wobei das
Abbild der Schnittpunkt des Strahls vom Fokus durch das Bildvoxel
im Detektor ist.
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Berücksichtigt man zusätzlich den
etwas unterschiedlich langen Weg der Strahlen durch das Untersuchungsobjekt
in Abhängigkeit
vom Konuswinkel des benutzten Strahlenbündels, so erweist es sich als
vorteilhaft die gemessenen Absorptionsdaten in Abhängigkeit
des Konuswinkels des erzeugenden Strahls in Richtung der Rotationsachse
von Detektor und Strahlenquelle, vorzugsweise mit dem Kosinus ihres
Konuswinkels, zu wichten.
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Der zur spiralförmigen Abtastung des Untersuchungsobjektes
verwendete flächig
ausgebildete Detektor kann mit einer Vielzahl von Detektorelementen
versehen sein, die matrixartig in Zeilen und Reihen angeordnet sind.
Allerdings besteht grundsätzlich
auch die Möglichkeit
anders gestalteter Verteilungen der Detektorelemente über den
Detektor, beispielsweise in wabenförmiger Anordnung oder in Anordnung
mit unterschiedlich breiten Detektorzeilen, die gegebenenfalls auch
Detektoren unterschiedlicher Ausdehnung in Rotationsrichtung und
Steigungsrichtung haben können.
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Neben dem erfindungsgemäßen Verfahren schlagen
die Erfinder auch ein CT-Gerät
zur Abtastung eines Untersuchungsobjekts vor, welches mit einem
von mindestens einem Fokus ausgehenden Strahlenbündel und mit einem flächig ausgebildeten Detektorarray
mit einer Vielzahl von verteilten Detektorelementen zum Detektieren
der Strahlen des Strahlenbündels
ausgestattet ist, wobei sich der mindestens eine Fokus relativ zu
dem Untersuchungsobjekt auf mindestens einer das Untersuchungsobjekt umlaufenden
Fokusbahn mit gegenüberliegendem Detektorarray
bewegt und zumindest Mittel zur Sammlung von Detektordaten, Filterung
und 3D-Rückprojektion
vorgesehen sind, wobei die Mittel zur Filterung derart gestaltet
sind, dass das Verfahren gemäß einem
der voranstehenden Verfahrensansprüche durchgeführt wird.
Die genannten Mittel zur Filterung können zumindest teilweise durch
Programme oder Programm-Module verwirklicht werden.
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Insgesamt wird durch die Verwendung
des erfindungsgemäßen Verfahrens
und des erfindungsgemäßen CT-Gerätes erreicht,
dass durch die besondere Auswahl der Filterrichtung eine verbesserte Bildqualität erzielt
wird.
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Im folgenden wird die Erfindung anhand
eines/der bevorzugten Ausführungsbeispiele(s)
mit Hilfe der Figuren/der Figur näher beschrieben. Es zeigen
im einzelnen:
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1:
Mehrzeilen-CT mit perspektivischer Darstellung der Abtasteinheit;
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2:
Längsschnitt
durch das Mehrzeilen-CT aus 1;
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3:
Projektion von Segmentebenen in der parallelisierten Darstellung
eines physikalischen Detektors Dp auf einem
virtuellen Detektor Dc mit Darstellung von
drei Schnittvolumina und zugehörigen Spiralsegmenten;
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4a-4d:
Darstellung der Projektion der Segmentebenen auf virtuellen Detektoren
mit unterschiedlichem Projektionswinkel;
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5:
Darstellung des Verlaufs von Projektionsebenen an Hand eines 16-zeiligen
Detektors und Änderung
der Filterrichtung;
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6:
Darstellung der Wanderung der Projektion eines Voxels über den
Detektor bei fortschreitendem Projektionswinkel;
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7:
Bildliche Darstellung der aneinandergereihten Rekonstruktionssegmente
zur Reprojektion eines Voxels.
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Die 1 und 2 zeigen eine teils perspektivische
Darstellung eines zur Durchführung
des erfindungsgemäßen Verfahrens
geeigneten Mehrzeilen-CT-Gerätes
der dritten Generation. Die mit 1 bezeichnete Messanordnung (=Gantry)
weist eine Röntgenstrahlenquelle 2 mit
einer dieser vorgelagerten quellennahen Strahlenblende 3 auf.
Das flächig ausgebildete
Array mit mehreren Zeilen und Spalten von Detektorelementen ausgebildetes
Detektorsystem 5 mit einer diesem vorgelagerten detektornahen Strahlenblende 6 ist
in der 2 im Schnitt
dargestellt. In der 1 sind
zur besseren Übersichtlichkeit
nur acht Zeilen L1 bis LQ von
Detektorelementen 4 dargestellt. Das Detektorsystem 5 kann
jedoch auch eine andere, vorzugsweise größere, Zeilenzahl aufweisen
ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen. Ebenso ist auch eine
andere flächige
Anordnung der Detektoren möglich.
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Die Röntgenstrahlenquelle 2 mit
der Strahlenblende 3 einerseits und das Detektorsystem 5 mit der
Strahlenblende 6 andererseits sind an einem Drehrahmen 7 einander
derart gegenüberliegend
angebracht, dass ein im Betrieb des CT-Geräts von der Röntgenstrahlenquelle 2 ausgehendes,
durch die einstellbare Strahlenblende 3 eingeblendetes,
pyramidenförmiges
Röntgenstrahlenbündel, dessen Randstrahlen
mit 8 bezeichnet sind, auf das Detektorsystem 5 auftrifft.
Dabei ist die Strahlenblende 6 dem mittels der Strahlenblende 3 eingestellten
Querschnitt des Röntgenstrahlenbündels entsprechend so
eingestellt, dass entsprechend unterschiedlicher Betriebsmodi nur
derjenige Bereich des Detektorsystems 5 freigegeben ist,
der von dem Röntgenstrahlenbündel unmittelbar
getroffen wird. In den 1 und 2 werden nur acht Zeilen
von Detektorelementen 4, verwendet, die weiteren punktiert
angedeuteten Zeilen sind von der Strahlenblende 6 abgedeckt
und daher nicht aktiv.
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Das Röntgenstrahlenbündel weist
einen Conewinkel φ auf,
bei dem es sich um den Öffnungswinkel
des Röntgenstrahlenbündels in
einer die Systemachse Z und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt.
Der Öffnungswinkel
des Röntgenstrahlenbündels in
einer rechtwinklig zu der Systemachse Z liegenden und den Fokus
F enthaltenden Ebene (Fächeröffnungswinkel)
beträgt
2βmax.
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Der Drehrahmen 7 kann mittels
einer Antriebseinrichtung 22 um eine mit Z bezeichnete
Systemachse in Rotation versetzt werden. Die Systemachse Z verläuft parallel
zu der z-Achse eines in der 1 dargestellten
und räumlich
rechtwinkligen Koordinatensystems.
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Die Spalten des Detektorsystems 5 verlaufen
ebenfalls in Richtung der z-Achse, während die Zeilen quer zu der
Systemachse Z verlaufen.
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Um ein Untersuchungsobjekt, z.B.
einen Patienten, in den Strahlengang des Röntgenstrahlenbündel bringen
zu können,
ist eine Lagerungsvorrichtung 9 vorgesehen, die parallel
zu der Systemachse Z, also in Richtung der z-Achse, verschiebbar
ist, und zwar derart, dass eine Synchronisation zwischen der Rotationsbewegung
des Drehrahmens 7 und der Translationsbewegung der Lagerungsvorrichtung
in dem Sinne vorliegt. Das Verhältnis
von Translations- zu Rotationsgeschwindigkeit ist einstellbar, indem
ein gewünschter
Wert für
den Vorschub p (=pitch) der Lagerungsvorrichtung 9 pro
Umdrehung des Drehrahmens gewählt
wird.
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Es kann also ein Volumen eines auf
der Lagerungsvorrichtung 9 befindlichen Untersuchungsobjekts
im Zuge einer Volumenabtastung untersucht werden, wobei die Volumenabtastung
in Form einer Spiralabtastung in dem Sinne vorgenommen werden kann,
dass unter gleichzeitiger Rotation der Messeinheit 1 und
Translation der Lagerungsvorrichtung 9 mittels der Messeinheit
pro Umlauf der Messeinheit 1 eine Vielzahl von Projektionen
aus verschiedenen Projektionsrichtungen aufgenommen wird. Bei der Spiralabtastung
bewegt sich der Fokus F der Röntgenstrahlenquelle
relativ zu der Lagerungsvorrichtung 9 auf einer Spiralbahn
S um das Untersuchungsobjekt. Um eine vollständige Rekonstruktion eines
CT-Bildes pro Zeile von Detektorelementen zu gestatten, muss die
Spiralabtastung sich in α-Richtung über wenigstens π+2βmax erstrecken,
sie kann in nerhalb der technischen Grenzen des CT-Geräts aber
auch beliebig länger
sein.
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Ein Volumen des Untersuchungsobjekts kann
jedoch infolge des Umstandes, dass mehrere Zeilen von Detektorelementen 4 vorhanden
sind, auch im Zuge einer sogenannten Tomogrammabtastung untersucht
werden, bei der keine Relativbewegung in Richtung der z-Achse zwischen
Messeinheit 1 und Lagerungsvorrichtung 9 stattfindet
(p=0). Im Falle der Tomogrammabtastung ist also die Größe des untersuchten
Volumens durch die Zahl der aktiven Zeilen von Detektorelementen 4 bestimmt.
Während
einer Tomogrammabtastung bewegt sich der Fokus F auf einer kreisförmigen oder
bei vorhandenem Vorschub spiralförmigen
Fokusbahn, die in einer im Folgenden als Mittelebene bezeichneten
Ebene liegt.
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Die Tomogrammabtastung kann in Form
eines Teilumlaufs oder in Form eines Vollumlaufs erfolgen, wobei
der Teilumlauf ein Teilumlaufintervall von wenigstens π+2βmax (ein
Halbumlauf plus Fächeröffnungswinkel)
umfasst, wodurch eine vollständige
Rekonstruktion eines CT-Bildes gestattet wird, während ein Vollumlauf 2π umfasst.
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Die während der Spiral- oder Tomogrammabtastung
aus den Detektorelementen jeder aktiven Zeile des Detektorsystems 5 parallel
ausgelesenen, den einzelnen Projektionen P(α,β,q) in Fächerstrahlgeometrie entsprechenden
Messdaten werden in einer Datenaufbereitungseinheit 10 einer
Digital/Analog-Wandlung unterzogen, serialisiert und an einen Bildrechner 11 übertragen.
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Nach einer Vorverarbeitung der Messdaten in
einer Vorverarbeitungseinheit 12 des Bildrechners 11 gelangt
der resultierende Datenstrom zu einer Schnittbildrekonstruktionseinheit 13,
die aus den Messdaten Schnittbilder von gewünschten Schichten des Untersuchungsobjekts
in an sich bekannter Weise nach einem 3D-Rückprojektionsverfahren rekonstruiert,
wobei jedoch die verwendeten Daten zunächst gefiltert werden.
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Die CT-Bilder setzen sich aus matrixartig
zusammengesetzten Pixeln (Pixel= picture element) zusammen, wobei
die Pixel der jeweiligen Bildebene zugeordnet sind, jedem Pixel
eine CT-Zahl in
Hounsfield Units (HU) zugeordnet ist und die einzelnen Pixel entsprechend
einer CT-Zahl/Grauwertskala in einem ihrer jeweiligen CT-Zahl entsprechenden
Grauwert dargestellt werden. Dabei veranschaulicht jedes Pixel ein
Voxel (Voxel = volume element) der in dem CT-Bild veranschaulichten
Schicht des Untersuchungsobjekts. Da infolge der Mehrzeiligkeit
des Detektorsystems 5 und gegebenenfalls der Spiralabtastung
Messdaten bezüglich
mehrerer Schichten des Untersuchungsobjekts gewonnen werden, stehen 3D-Daten
zur Verfügung,
die im Rahmen der Erfindung einer 3D-Rückprojektion unterzogen werden. Als
Endergebnis stehen 3D-Bilddaten in Form einer dreidimensionalen
Matrix, beispielsweise mit den Achsen x, y, z zur Verfügung, wobei
jedes Element der Matrix einem Voxel V(x,y,z) entspricht
und den der zugehörigen
CT-Zahl entsprechenden Grauwert enthält. Diejenigen Elemente der
dreidimensionalen Matrix, die den gleichen x-, y-, oder z-Wert aufweisen, stellen
dann jeweils ein planares Schnittbild der dem maßgeblichen x-, y-, oder z-Wert
entsprechenden Schicht des Untersuchungsobjekts dar.
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Die von der Schnittbildrekonstruktionseinheit 13 rekonstruierten
Bilder werden auf einer an den Bildrechner 11 angeschlossenen
Anzeigeeinheit 16, z.B. einem Monitor, dargestellt.
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Die Röntgenstrahlenquelle 2,
beispielsweise eine Röntgenröhre, wird
von einer Generatoreinheit 17 mit den notwendigen Spannungen
und Strömen, beispielsweise
der Röhrenspannung
U, versorgt. Um diese auf die jeweils notwendigen Werte einstellen
zu können,
ist der Generatoreinheit 17 eine Steuereinheit
18 mit
Tastatur 19 zugeordnet, die die notwendigen Einstellungen
gestattet.
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Auch die sonstige Bedienung und Steuerung des
CT-Gerätes
erfolgt mittels der Steuereinheit 18 und der Tastatur 19,
was dadurch veranschaulicht ist, dass die Steuereinheit 18 mit
dem Bildrechner 11 verbunden ist.
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Unter anderem kann die Anzahl der
aktiven Zeilen von Detektorelementen 4 und damit die Position
der Strahlenblenden 3 und 6 eingestellt werden, wozu
die Steuereinheit 18 mit den Strahlenblenden 3 und 6 zugeordneten
Verstelleinheiten 20 und 21 verbunden ist. Weiter
kann die Rotationszeit τ eingestellt werden,
die der Drehrahmen 7 für
eine vollständige Umdrehung
benötigt,
was dadurch veranschaulicht ist, dass die dem Drehrahmen 7 zugeordnete
Antriebseinheit 22 mit der Steuereinheit 18 verbunden ist.
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Obwohl es grundsätzlich auch möglich ist, das
erfindungsgemäße Verfahren
auch in Fächerstrahlgeometrie
zu realisieren, wird das beschriebene CT-Gerät vorzugsweise in einem Modus
betrieben, in dem das erfindungsgemäße Verfahren in Parallelstrahlgeometrie
realisiert ist.
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Demnach werden die bei der Abtastung
des für
die jeweilige Untersuchung relevanten Körperbereichs des Patienten
durch Spiral- oder Tomogrammabtastung in Fächerstrahlgeometrie gewonnenen Daten
zunächst
in an sich bekannter Weise durch ein im Allgemeinen als "rebinning" bezeichnetes Verfahren
in Daten in Parallelstrahlgeometrie umgewandelt. Diese Umwandlung
beruht auf einer Umsortierung der in Fächerstrahlgeometrie gewonnenen
Daten derart, dass aus unterschiedlichen in Fächerstrahlgeometrie aufgenommenen
Projektionen Strahlen entnommen und zu einer Projektion in Parallelstrahlgeometrie
zusammengefügt
werden. In Parallelstrahlgeometrie reichen Daten aus einem Intervall
der Länge n
aus, um ein vollständiges
Bild rekonstruieren zu können.
Um diese Daten gewinnen zu können,
müssen
Daten in Fächerstrahlgeometrie
aus einem Intervall der Länge π+2βmax zur
Verfügung
stehen.
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Die 3 zeigt
die Spiralbahn S der Messanordnung des Spiral-CT, auf der sich der
Fokus F mit dem gegenüberliegenden
physikalischen Detektor Dp bewegt, wobei
in dieser Darstellung bereits die Umwandlung in die Parallelstrahlgeometrie
durchgeführt wurde.
Erkennbar ist dies auch dadurch, dass in diesem Bild der Fokus F
in fünf
nebeneinander liegenden Positionen mit je drei parallelen Strahlen
gezeigt ist. Diese Parallelstrahlen treffen im Hintergrund auf den
physikalischen Detektor Dp, der allerdings
auch schon lediglich ein Abbild von vielen Detektorpositionen umlaufender
Detektorelemente darstellt. Das Detektorbild des physikalischen
Detektors Dp ist weiterhin auf den virtuellen
Detektor Dv projiziert, der an der Systemachse
anliegt. Außerdem
zeigt die 3 drei beispielhaften
Schnittebenen E1 bis E3 ,
die auf dem Detektor Dv abgebildet werden.
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Betrachtet man nun den virtuellen
Detektor Dv im Koordinatensystem alleine
mit der Darstellung der Projektionen P1 bis
P3, die den Ebenen E1 bis
E3 aus 3 entsprechen,
so erhält
man eine Darstellung des virtuellen Detektors Dv,
wie sie in den 4a bis 4d gezeigt ist. Die sukzesive
Verschiebung der Projektionen in den 4a bis 4d entsteht dabei durch die
Betrachtung der Ebenen E1 bis E3 und deren Projektionen P1 bis P3
bei fortlaufender Drehung um die z-Achse.
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Der erfindungsgemäße Gedanke besteht nun darin,
auch in der 3D-Rekonstruktion eine Filterung durchzuführen, die
in der jeweiligen Projektionsrichtung der betrachteten Ebene verläuft. Wie
aus den 4a bis 4d ersichtlich ist, ändert sich
die Ausrichtung der Projektionen von unten nach oben kontinuierlich
und somit ebenfalls die Filterrichtung.
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Betrachtet man eine entsprechende
Darstellung mit einer höheren
Anzahl von Ebenen und Projektionen, so erhält man eine Darstellung des
virtuellen Detektors, wie sie in 5 gezeigt
ist. Die Projektionen P ändern
dabei ihre Richtung von unten nach oben in typischer kontinuierlicher
Weise. Entsprechend wird erfindungsgemäß für jedes so gewonnene Detektorbild
eine zweidimensionale Filterung von links nach rechts durchgeführt, deren
Richtung sich auch über
die Höhe
des Detektor entsprechend Verlaufsrichtung der Projektionen verändert.
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Zur 3D-Rückprojektion, die sich auf
die Voxel V(x,y,z) bezieht, werden zur Bestimmung
des Absorptionsvermögens
eines Voxels die Strahlen betrachtet, die dieses Voxel im Untersuchungsvolumen
durchdringen. Beim kontinuierlichen Umlauf um die z-Achse und Projektionen
dieses einen Voxels V(x,y,z) auf den virtuellen
Detektor Dv verläuft die Bahn der Projektion
dieses Voxels über
die Vielzahl der betrachteten Detektorbilder, wie es in der 6 mit der Bahn BV dargestellt ist. Hier sind für unterschiedliche
Projektionsrichtungen die Schnittlinie einer Segmentebene im jeweiligen
virtuellen Detektor eingetragen. In diesem Fall werden 32 unterschiedliche
Projektionsrichtungen betrachtet. Durch das erfindungsgemäße Verfahren
erhalten die einzelnen Detektorpunkte dabei eine Filterung in unterschiedliche
Richtungen f, die jeweils der Richtung der Projektionen der Segmentebene,
welche durch dieses Voxel verläuft,
entspricht. Zur Vermeidung von Missverständnissen ist anzumerken, dass
diese Anzahl nicht mit der Zeilenzahl des Detektors gleichzusetzen
ist.
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Die dargestellte Bahn BV des
Voxels entspricht einem Umlauf der Messanordnung zwischen –αmax
V und +αmax
V. Teilt man diese
Bahn in erfindungsgemäßer Weise
in Rekonstruktionsuntersegmente IR
1 bis IR
Ntilt auf,
so lassen sich diese wie in 7 gezeigt darstellen.
Hierbei ist darauf hinzuweisen, dass der dargestellte Gesamtwinkel
von –αmax
V und +αmax
V natürlich weit
größer als
die gezeigten 180° ist
und mehreren Umläufen
der Messanordnung entspricht. Die Segmente sind dabei – mit Ausnahme
der randständigen
Segmente – bezüglich ihrer
Mittel- und Schwerpunkte äquidistant
und leicht überlappend
angeordnet.
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Die Rückprojektion dieser Rekonstruktionssegmente
auf das betrachtete Voxel V(x,y,z) ergibt dann
den diesem Voxel zugeordneten Absorptionswert innerhalb des Untersuchungsobjektes.
Wird diese Vorgehensweise für
alle Voxel im gesamten betrachteten Untersuchungsvolumen durchgeführt, so erhält man eine
Volumendarstellung der Absorptionswerte des Untersuchungsobjektes.
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Weil jedes Bildvoxel in jedem Teilsegment des
Rekonstruktionsbereiches im Detektor abgebildet wird, trägt jedes
Bildvoxel mit dem gleichen Gewicht zum rekonstruierten Bildvolumen
bei. Daher ist eine voxelweise Gewichtung der gemessenen Daten nicht
notwendig.
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Insgesamt wird also mit dieser Erfindung
ein Verfahren zur Bilderstellung für einen mehrzeiligen Spiral-CT
mit 3D-Rückprojektion
und ein Spiral-CT beschrieben, bei dem zur Rekonstruktion des Absorptionswertes
mindestens eines Voxels die gemessenen und gefilterten Daten verwendet
werden, die durch Strahlen erzeugt sind, welche dieses mindestens
eine Voxel durchdringen, wobei die Filterung der zur Rekonstruktion
benutzten Daten im Bild des virtuellen Detektors in Richtung der
Projektion darauf abgebildeter Spiralsegmente, die durch die spiralförmige Abtastung über einen
vorgegebenen Winkelbereich entstehen, erfolgt.
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Es ist ergänzend darauf hinzuweisen, dass das
zuvor beschriebene Verfahren und CT auch zur Herstellung von periodisch
bewegten Objekten, insbesondere zur Cardio-Spiral-CT, verwendet
werden kann, wobei in diesem Falle in an sich bekannter Weise eine
Gewichtung oder Auswahl relevanter Daten in Korrelation zur Bewegungssituation
des Untersuchungsobjektes durchgeführt werden muss.
