DE19854470A1

DE19854470A1 - Computer-Tomographie-Fluoroskopiesystem

Info

Publication number: DE19854470A1
Application number: DE19854470A
Authority: DE
Inventors: Fazle Ali; Jiang Hsieh; Robert Franklin Senzig; Steven Christopher Davis; Shawn Patrick Faessler
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1997-11-26
Filing date: 1998-11-25
Publication date: 1999-05-27
Also published as: US7006592B2; IL127121A0; IL127121A; US6801594B1; US20040247070A1; JP4236315B2; JPH11235336A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft im allgemeinen eine Compu ter-Tomographie-(CT-)Abbildung und insbesondere ein CT-Fluoroskopiesystem.

Bei zumindest einem bekannten CT-Systemaufbau projiziert eine Röntgenstrahlquelle einen fächerförmigen Strahl, der parallel gerichtet ist, daß er in einer X-Y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems liegt, die allgemein als Abbildungsebene bezeichnet wird. Der Röntgenstrahl fällt durch das abgebilde te Objekt, wie einen Patienten. Nachdem der Strahl durch das Objekt gedämpft wurde, trifft er auf Array von Strahlungser fassungseinrichtungen. Die Intensität der an dem Erfassungs array empfangenen gedämpften Strahlung hängt von der Dämpfung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab. Jedes Erfassungsele ment des Arrays erzeugt ein separates elektrisches Signal, das ein Maß der Strahldämpfung am Erfassungsort ist. Die Dämpfungsmaße von allen Erfassungseinrichtungen werden sepa rat zur Erzeugung eines Übertragungsprofils erfaßt.

Bei bekannten CT-Systemen der dritten Generation drehen sich die Röntgenstrahlquelle und das Erfassungsarray mit einem Faßlager in der Abbildungsebene und um das abzubildende Ob jekt, so daß sich der Winkel, an dem der Röntgenstrahl das Objekt schneidet, konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgen strahldämpfungsmaßen, d. h. Projektionsdaten, von dem Erfas sungsarray bei einem Faßlagerwinkel wird als Ansicht bezeich net. Eine Abtastung des Objekts umfaßt einen Satz von Ansich ten bei verschiedenen Faßlagerwinkeln, oder Aussichtswinkeln, während einer Umdrehung der Röntgenstrahlquelle und der Er fassungseinrichtung. Bei einer axialen Abtastung werden die Projektionsdaten zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet, das einem zweidimensionalen Schnitt durch das Objekt entspricht. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten wird in der Technik als gefiltertes Rückprojektionsverfahren bezeichnet. Bei diesem Verfahren werden die Dämpfungsmaße von einer Abtastung in ganze Zahlen, sogenannte CT-Zahlen oder Hounsfield-Einheiten umgewandelt, die zur Steuerung der Helligkeit eines entsprechenden Bild elements auf einer Kathodenstrahlröhrenanzeigeeinrichtung verwendet werden.

Zur Verringerung der Gesaintabtastzeit kann eine Wendelabta stung durchgeführt werden. Bei der Durchführung einer Wendel abtastung wird der Patient bewegt, während die Daten für die vorgeschriebene Anzahl von Schnitten erfaßt werden. Bei einem derartigen System wird eine einzelne Wendel aus einer Fächer strahlwendelabtastung erzeugt. Die durch den Fächerstrahl ausgebildete Wendel liefert Projektionsdaten, aus denen Bil der an jedem vorgeschriebenen Schnitt rekonstruiert werden können.

Bei CT-Fluoroskopiesystemen ("CT-Fluoro") können aus einer Wendelabtastung erfaßte Daten zur Erzeugung aufeinanderfol gender Einzelbilder von Bildern beispielsweise zur Unterstüt zung bei der Führung einer Nadel an einen gewünschten Ort in einem Patienten verwendet werden. Ein Einzelbild entspricht wie eine Ansicht einem zweidimensionalen Schnitt durch das abgebildete Objekt. Insbesondere werden Projektionsdaten bei einer Bildwechselfrequenz zur Ausbildung eines Vollbildes bzw. Fernsehbildes des Objekts verarbeitet.

Bei bekannten CT-Fluoroskopiesystemen besteht die allgemeine Aufgabe in der Erhöhung der Bildwechselfrequenz bei gleich zeitiger Minimierung der Bildverschlechterung. Eine Erhöhung der Bildwechselfrequenz bietet viele Vorteile, einschließlich beispielsweise dessen, daß ein Arzt mit mehr Informationen bezüglich des Orts einer Biopsienadel versorgt wird. Aller dings steht die Erhöhung der Bildwechselfrequenz im Gegensatz zur Minimierung der Bildverschlechterung. Außerdem sollte ei nem Bediener auch die Steuerung des Abtastvorgangs sowie der Anzeige von Bildern zum Führen bzw. Steuern der Prozedur ge geben werden.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein CT-Fluoroskopiesystem gelöst, das gemäß einem Ausführungsbei spiel eine integrierte Steuereinrichtung, Bildrekonstrukti onsalgorithmen zur Erhöhung der Geschwindigkeit der Bildan zeige und eine verbesserte Bildanzeigeeinrichtung enthält. Die integrierte Steuereinrichtung ermöglicht dem Radiologen die Beibehaltung der Steuerung des Systems über die Fluoros kopieabtastung hinweg. Die Bildrekonstruktionsalgorithmen richten sich im allgemeinen auf die Erhöhung der Bildwechsel frequenz oder auf die Verringerung von Bildartefakten oder beides bei der CT-Fluoroskopieabtastung. Die Bildanzeigeein richtung liefert im allgemeinen verbesserte Bilder und gibt dem Radiologen die Steuerung während einer Abtastprozedur.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispie len unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher be schrieben. Es zeigen:

Fig. 1 eine bildliche Darstellung eines CT-Abbildungssystems,

Fig. 2 ein schematisches Blockschaltbild des in Fig. 1 darge stellten Systems,

Fig. 3 ein Ablaufdiagramm der vom Bediener durchgeführten Schritte in Verbindung mit einer Umwandlung eines Standardab tastmodus in einen Fluoroskopiemodus unter Verwendung des vorliegenden Systems,

Fig. 4 ein Ablaufdiagramm der durch das CT-System ausgeführ ten Schritte in Verbindung mit der Ausführung der Fluorosko pieabtastung,

Fig. 5 eine schematische Darstellung einer integrierten Steu ereinrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel,

Fig. 6 eine graphische Darstellung tatsächlicher Projektions daten und erzeugter Projektionsdaten, die in Verbindung mit der Verringerung von Aliasartefakten verwendet werden,

Fig. 7 eine schematische Darstellung einer beispielhaften Bilderzeugungstafel,

Fig. 8 eine Fächerstrahlprojektion bei einem Ansichtswinkel β und

Fig. 9 eine Benutzerschnittstelle zur Verwendung bei einer CT-Fluoroskopiesystem-Anzeigeeinrichtung.

Die Fig. 1 und 2 zeigen ein Computer-Tomographie-(CT-)Abbildungssystem 10, das ein Faßlager 12 enthält, das eine CT-Abtasteinrichtung der dritten Generation darstellt. Das Faßlager 12 weist eine Röntgenstrahlquelle 14 auf, die Rönt genstrahlen 16 in Richtung eines Erfassungsarrays 18 auf der entgegengesetzten Seite des Faßlagers 12 projiziert. Das Er fassungsarray 18 wird von Erfassungselementen 20 gebildet, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die durch einen medizinischen Patienten 22 hindurchfallen. Jedes Erfassungselement 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgenstrahls und somit die Dämpfung des Strahls darstellt, wenn er durch den Patienten 22 hindurchfällt. Während einer Abtastung zur Erfassung von Röntgenstrahlprojektionsdaten drehen sich das Faßlager 12 und die daran angebrachten Komponenten um einen Drehmittelpunkt 24.

Die Drehung des Faßlagers 12 und der Betrieb der Röntgen strahlquelle 14 werden durch eine Steuereinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 enthält ei ne Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28, die die Röntgenstrahl quelle 14 mit Energie und Zeitsignalen versorgt, und eine Faßlagermotorsteuereinrichtung 30, die die Drehgeschwindig keit und Position des Faßlagers 12 steuert. Ein Datenerfas sungssystem (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet ana loge Daten von den Erfassungselementen 20 ab und wandelt die Daten in digitale Signale zur nachfolgenden Verarbeitung um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgenstrahldaten vom Datenerfassungssy stem 32 und führt eine Bildrekonstruktion mit hoher Geschwin digkeit durch. Das rekonstruierte Bild wird einem Computer 36 als Eingangssignal zugeführt, der das Bild in einer Massen speichereinrichtung 38 speichert.

Der Computer 36 empfängt auch Befehle und Abtastparameter von einem Bediener über eine Konsole 40, die eine Tastatur auf weist. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhrenanzeigeeinrichtung 42 ermöglicht dem Bediener die Überwachung des rekonstruier ten Bildes und anderer Daten vom Computer 36. Die vom Bedie ner zugeführten Befehle und Parameter werden vom Computer 36 zur Ausbildung von Steuersignalen und Informationen für das DAS 32, die Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 und die Faßla germotorsteuereinrichtung 30 verwendet. Außerdem betätigt der Computer 36 eine Tischmotorsteuereinrichtung 44, die einen motorisierten Tisch 46 zur Positionierung des Patienten 22 im Faßlager 12 steuert. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Ab schnitte des Patienten 22 durch eine Faßlageröffnung 48.

Fig. 3 zeigt ein Ablaufdiagramm 50, das die vom Bediener durchgeführten Schritte in Verbindung mit der Durchführung einer Fluoroskopieabtastung unter Verwendung des vorliegenden Systems darstellt. Die Beschreibung der vom Bediener durchge führten Schritte dient der Erleichterung des Verständnisses des vorliegenden CT-Fluoroskopiesystems und der dabei erziel ten vielen Vorteile. Die vorliegende Erfindung ist natürlich nicht auf diese vom Bediener durchgeführten Schritte gerich tet. Vielmehr richtet sich die Erfindung auf das CT-Fluoroskopiesystem selbst. Die folgende Beschreibung eines Fluoroskopieabtastvorgangs dient daher der Erleichterung zu mindest eines allgemeinen Verständnisses der Ziele eines CT-Abtastvorgangs einschließlich der vom Systembenutzer durchge führten Operationen.

Gemäß Fig. 3 wird der Patient zur Lokalisierung eines Ziel bildes 52 abgetastet (beispielsweise ungefähr 5-15 Schnit te), um ein Ziel für die Bildbiopsie zu lokalisieren. Bei der Lokalisierung des Ziels können Standardabtastmodi verwendet werden. Ein Zielbild wird dann an dem Patienten (Block 54) unter Verwendung der Ausrichtungslichter am Faßlager und durch Bewegung des Patienten in die Abtastebene lokalisiert. Eine axiale Linie kann an dem Patienten markiert werden, und es können Metallplatten senkrecht zur axialen Ebene ange bracht werden. Dann wird der Zielschnitt abgetastet. Der Biopsieweg von der Haut zu dem Zielort (Block 56) wird dann bestimmt. Insbesondere wird der gewünschte Eintrittspunkt und der Zielpunkt mit einem Cursor auf dem angezeigten Bild mar kiert, so daß der Nadelweg visualisiert werden kann. Der Ein trittspunkt wird auch auf dem Patienten markiert, und der Pa tient wird auf den Vorgang vorbereitet.

Die Systemsteuerung wird dann dem Radiologen im Abtastraum (Block 58) übertragen. Bis zu diesem Punkt wurde die System steuerung an der Steuerkonsole durch einen Bediener ausge führt. Der Radiologe steuert nun die Fluoroskopieabtastungen unter Verwendung eines Fußpedals (Ein-/Ausschalten des Rönt genstrahls) und einer am Patiententisch angebrachten Steuer einrichtung. Unter Verwendung dieser Steuerungen steuert der Radiologe den Patiententisch, das Faßlager, die Röntgen strahlquelle und die Bildübersicht. Dann wird der Fluorosko pievorgang durchgeführt (Block 60). Insbesondere führt der Radiologe verschiedene Nadeln und Drähte an den Zielort, ent fernt Gewebeproben und reinigt/reichert den Biopsieort mit Sauerstoff an und zieht Flüssigkeiten von dem Patienten ab. Unter Verwendung des vorliegenden Systems ist es dem Radiolo gen möglich, Echtzeitbilder zu überblicken, wie es nachste hend beschrieben ist, wodurch die Sicherheit bei schwierigen Lokalisationen verbessert wird sowie das Vermeiden eines Traumas bezüglich benachbarter Strukturen erleichtert wird. Mittels der für den Radiologen vorgesehenen Steuerung kann der Radiologe in einem kontinuierlichen Echtzeitfluoroskopie modus oder einem Abgriffmodus arbeiten (Block 62). Insbeson dere kann die Röntgenstrahlquelle nach Bedarf ein- und ausge schaltet werden, während die Nadel zurechtgerückt und an ih ren Zielort geführt wird. Des weiteren können Bilder durch den Radiologen manipuliert werden, so daß die gewünschten Bilddaten angezeigt werden. Die durch die lange Biopsienadel verursachten Bildartefakte können zur Führung verwendet wer den, da die Artefakte einen Schatten entlang des Nadelwegs werfen.

Ist der Vorgang abgeschlossen, kehrt die Steuerung zu dem Techniker an der Systemkonsole zurück (Block 64). Das System wird dann von dem Fluoroskopiemodus in einen normalen Ab tastmodus geschaltet. Der in Frage kommende Biopsiebereich kann dann unter Verwendung eines einer Vielzahl von Ab tastverfahren abgetastet werden (Block 66), um den Erfolg der Prozedur zu bestimmen. Der Radiologe kann dann die Bilder überprüfen, um sicherzustellen, daß die Biopsie erfolgreich war (Block 68).

Aus der vorstehenden Beschreibung einer CT-Fluoroskopie-Abtastung ist ersichtlich, daß bei der Erzeugung eines Bildes für die Anzeige eine Erhöhung der Bildwechselfrequenz viele Vorteile einschließlich dessen bietet, das der Radiologe mit mehr Informationen bezüglich des Orts einer Biopsienadel ver sorgt wird. Außerdem kann der Radiologe, indem ihm die Steue rung des Systems übertragen wird, den bei dem Patienten durchgeführten Vorgang besser steuern und den Vorgang effizi enter abschließen.

Fig. 4 zeigt ein Ablaufdiagramm 70, das die durch das CT-System ausgeführten Schritte in Verbindung mit der Ausführung der Fluoroskopieabtastung darstellt. Ist das Ziel lokalisiert (Block 72), sind die Abtastungen vorgeschrieben (Block 74) und ist der Fluoroskopieabtastmodus durch den Bediener bestä tigt (Block 76), wie es vorstehend beschrieben ist, geht das System in einen Vorbereitungsmodus über (Block 78), in dem die Faßlagervorbereitungssequenz initiiert wird. Die Faßla gervorbereitungssequenz ist bekannt. Im Fluoroskopiemodus wird die Vorbereitung ("prep") durch den eingreifenden Radio logen von der Patiententischseite aus unter Verwendung einer Steuervorrichtung gesteuert. Nach dem Abschluß der Vorberei tungssequenz ist das System bereit zur Abtastung und das Fuß pedal am Patiententisch wird aktiviert (Block 80).

Das Fußpedal befindet sich am Boden auf der Patientenseite des Faßlagers. Vorausgesetzt, daß der Röntgenstrahlquelle-Heizdrahtzeitgeber nicht abgelaufen ist (Block 82), kann der Radiologe die Fluoroskopieabtastung durchführen (Block 84). Ist die Vorbereitungssequenz einmal abgeschlossen, wird ein Heizdrahtzeitgeber (auf beispielsweise ungefähr 90 Sekunden) initiiert. Der Radiologe kann die 90 Sekunden der Einschalt zeit der Röntgenstrahlquelle über jede Länge abgelaufener Zeit wie von dem Fluoroskopievorgang benötigt verbrauchen, bis das Gesamtmaximum der erlaubten Einschaltzeit des Rönt genstrahls verbraucht ist. Läßt der Bediener das Fußpedal los, kann die Abtastung innerhalb von ungefähr 2 bis 3 Sekun den nach dem Loslassen neu initiiert werden. Wird das Fußpe dal zu einer Zeit losgelassen, bevor das erste vollständige rekonstruierte Bild angezeigt wird, wird die Röntgenstrahl quelle nicht ausgeschaltet, sondern bleibt lange genug einge schaltet bzw. mit Energie versorgt, um Daten eines vollstän digen Bildes zu erfassen und dieses Bild anzuzeigen. Dieser Betriebsmodus wird als Abgriffmodus bezeichnet. Wird das Fuß pedal zu einer beliebigen Zeit losgelassen, nachdem ausrei chende Daten zur Rekonstruktion eines vollständigen Bildes erfaßt wurden, wird die Röntgenstrahlquelle innerhalb unge fähr 300 msec vom Loslassen des Fußpedals an ausgeschaltet bzw. nicht mehr mit Energie versorgt. Dieser Betriebsmodus wird im allgemeinen als kontinuierlicher Modus bezeichnet. Möchte der Bediener die Abtastung nicht mehr fortsetzen (Block 86), kehrt das System in den Standardabtastmodus zu rück (Block 88).

Läuft der Röntgenstrahlquellen-Heizdrahtzeitgeber ab (Block 82), wird die Röntgenstrahlquelle deaktiviert (Block 90). Auch wenn der Faßlager-/Rotorzeitgeber abläuft (Block 92), wird das Faßlager/der Rotor deaktiviert (Block 94) und der Betrieb kehrt in den Vorbereitungssequenzmodus zurück (Block 78). Ist der Faßlager-/Rotorzeitgeber nicht abgelaufen (Block 92), kehrt der Betrieb direkt in den Vorbereitungssequenzmo dus zurück (Block 78).

Nachstehend werden verschiedene Bedienersteuerungen, die an der integrierten Steuereinrichtung vorgesehen sind, eine Bildrekonstruktion und Bildanzeige bzw. Bildanzeigeeinrich tung näher beschrieben. Die integrierte Steuereinrichtung er möglicht dem Radiologen die Aufrechterhaltung der Steuerung des Systems über die Fluoroskopieabtastung hinweg. Die Bild rekonstruktionsalgorithmen sind im allgemeinen auf die Erhö hung der Bildwechselfrequenz oder die Verringerung von Bild artefakten oder beides bei der CT-Fluoroskopieabtastung ge richtet. Die Bildanzeigeeinrichtung liefert im allgemeinen verbesserte Bilder und die Steuerung für den Radiologen wäh rend eines Abtastvorgangs.

Bedienersteuerung

Nachstehend wird eine integrierte Steuereinrichtung beschrie ben, die von einem Bediener während einer Abtastung zur leichten und bequemen Durchführung häufig ausgeführter Bedie neraufgaben verwendet werden kann. Fig. 5 zeigt eine schema tische Darstellung einer tragbaren integrierten Steuerein richtung 100, die in Verbindung mit dem Abbildungssystem 10 verwendet werden kann. Die Steuereinrichtung 100 kann mit dem Computer 36 über Schnittstellen zwischen dem Tisch 46 und der Steuereinrichtung 44 elektrisch verbunden sein. Alternativ dazu kann die Steuereinrichtung 100 direkt mit dem Computer 36 verbunden sein. In jedem Fall werden in die Steuereinrich tung 100 eingegebene Befehle dem Computer 36 zugeführt, der dann die Ausführung dieser Befehle bewirkt.

Die Steuereinrichtung 100 ist tragbar ausgebildet, und die Struktur zum Herstellen eines elektrischen Kontakts, oder Verbindungen zwischen Druckknöpfen und jeweiligen elektri schen Verbindungsanschlüssen sowie die Struktur zur Übermitt lung der ausgewählten Befehlsinformationen zum Computer 36 sind bekannt. Durch Drücken eines ausgewählten Druckknopfs, der einem bestimmten Befehl entspricht, wird dem Computer 36 von der Steuereinrichtung 100 ein elektrischer Impuls oder ein Signal zugeführt, wie es nachstehend beschrieben ist. Der Computer 36 empfängt das Signal und verarbeitet das Signal zur Ausführung des bestimmten Befehls.

Allgemein können die über die Steuereinrichtung 100 aus führ baren Befehle als Abtast- und Bewegungssteuerungen und Bild manipulationssteuerungen bezeichnet werden. Die Abtast- und Bewegungssteuerungen werden zur Auswahl von Abtastparametern sowie zur Steuerung einer Patiententischbewegung verwendet. Die Bildmanipulationssteuerungen ermöglichen dem Bediener die, Auswahl verschiedener Bilder und Parameter für die Anzeige.

Gemäß Fig. 5 ist der Ort der verschiedenen Befehlsknöpfe auf der Steuereinrichtung 100 variabel, und die Erfindung ist nicht auf eine spezielle Anordnung der Befehlsknöpfe be schränkt. Durch die Anordnung der Steuerknöpfe wie in der Darstellung wird jedoch angenommen, daß ein Bediener den richtigen Befehlsknopf zur Ausführung des gewünschten Befehls leicht und schnell lokalisieren kann.

Bezüglich der Abtast- und Bewegungssteuerungen sind Befehls knöpfe für "Vorbereitung" 108 und "Ausrichtungslichter" 110 vorgesehen. Der Vorbereitungsbefehl ist ein nicht rastender oder Einfach-Druckknopf, und es ist eine Leuchdioden-(LED-) Anzeigeeinrichtung 112 vorgesehen und funktioniert wie folgt. Ist das Protokoll geladen und die Systemsteuerung in den Fluoroskopiemodus geschaltet, leuchtet der Vorbereitungs knopf 108 im Hintergrund und blinkt in 0,5-Sekunden-Zyklen als Aufforderung für den Benutzer zum Drücken des Knopfs 108 zur Initiierung der Vorbereitungssequenz. Wird der Vorberei tungsknopf 108 gedrückt, wird die Faßlagervorbereitungsse quenz initiiert. Ist die Leuchtdiode 112 ausgeschaltet, ist das System heruntergefahren oder nicht scharf und der Benut zer muß den Vorbereitungsknopf 108 drücken. Wird der Vorbe reitungsknopf 108 gedrückt, blinkt die LED 112 mit 0,5 Hz, was anzeigt, daß die Aufwärm- oder Scharfmachsequenz initi iert ist. Die LED 112 fährt fort zu blinken, bis die Aufwärm- oder Scharfmachsequenz abgeschlossen ist. Die LED 112 kann während der Aufwärm- oder Scharfmachsequenz gelb leuchten. Ist das System vollständig vorbereitet, bleibt die Leuchtdi ode 112 kontinuierlich eingeschaltet und kann zur Anzeige, daß das System bereit ist, grün leuchten. Macht das System eine Pause und fährt die Systemvorbereitung herunter, wird die Leuchtdiode 112 ausgeschaltet.

Der Ausrichtungslichter-Befehlsknopf 110 ist ein nicht ra stender oder Einfach-Druckknopf. Während sich das Faßlager dreht und die Röntgenstrahlquelle eingeschaltet ist, und wenn der Ausrichtungslichter-Befehlsknopf 110 gedrückt wird, wer den die Ausrichtungslichter eingeschaltet. Wird der Ausrich tungslichter-Befehlsknopf 110 wiederum gedrückt, werden die Ausrichtungslichter ausgeschaltet.

Hinsichtlich der Ausrichtungslichter sind gemäß einem Ausfüh rungsbeispiel drei Linien-erzeugende (Fächerstrahl-)- Lasermodule an dem Faßlager befestigt, und das Laserlicht lokalisiert die Abtastebene auf dem Patienten, während sich das Faßlager dreht/eine Abtastung durchgeführt wird. Die La sermodule sind um die Faßlagerdrehstruktur beabstandet ange ordnet und mit der Abtastebene ausgerichtet. Das Faßlager weist ein transparentes Fenster 360° um die innere Bohrung auf, und wenn sich das Faßlager bei eingeschalteten Ausrich tungslasern dreht, wird das Laserlicht durch das transparente Fenster an allen Orten durchgelassen. Dadurch wird der Stro boskopeffekt beseitigt, wenn nur einer oder zwei Laser ver wendet werden. Der Radiologe sieht eine kontinuierliche (örtliche und zeitliche) Linie auf dem Patienten und der Na delhalteeinrichtung. Diese Linie dient als Bezug für die Ab tastebene.

Die Abtast- und Steuerbefehle enthalten auch Befehlsknöpfe für "Tischhineinbewegen" 114, "Tischherausbewegen" 116, "Hineinrücken" 118 und "Herausrücken" 120. Eine Bewegung zur Abtastung 122 und eine zugehörige Leuchtdiode 124 zur Anzeige der Bewegung zur Abtastung sind auch vorgesehen. Die Abtast bewegungssteuerungen enthalten auch einen Autobewegungs-Befehlsknopf 126 und eine Leuchtdiode 128 und einen Schlit tengleit-Befehlsknopf 130.

Der Befehlsknopf zum Tischhineinbewegen 114 ist eine Tot mannssteuerung (Drück- und Halteknopf), und das Drücken des Knopfs 114 resultiert in einer Bewegung des Tisches in Rich tung der Rückseite des Faßlagers mit einer konstanten Ge schwindigkeit, beispielsweise um die 50 mm/sec. Der Befehls knopf 116 zum Tischherausbewegen ist auch eine Totmannssteue rung und bewegt den Tisch in Richtung der Vorderseite des Faßlagers mit einer konstanten Geschwindigkeit, beispielswei se um die 50 mm/sec. Beim Loslassen (d. h. nicht länger drüc ken) sowohl des Befehlsknopfs zum Tischhineinbewegen als auch des Befehlsknopfs zum Tischherausbewegen hält die Tischbewe gung an.

Die Hineinrück- und Herausrück-Befehlsknöpfe 118 und 120 sind nicht rastende oder Einfach-Druckknöpfe. Das Drücken eines der jeweiligen Knöpfe 118 und 120 resultiert in einer Bewe gung des Patienten hinein oder heraus um eine voreingestellte oder vorgeschriebene Entfernung mit einer konstanten Ge schwindigkeit, beispielsweise 5 mm oder 10 mm bei 5 mm/sec.

Der Befehlsknopf zur Bewegung zur Abtastung 122 (der manchmal auch als Knopf zum Vorrücken zur Abtastung bezeichnet wird) ist ein Drück- und Halte- bzw. Totmannsknopf. Das Drücken des Befehlsknopfs 122 resultiert in der Bewegung der Patientena natomie an eine vorgeschriebene oder angezeigte Abtastebenen position mit einer konstanten Geschwindigkeit, beispielsweise um die 50 mm/sec. Während eines Fluoroskopievorgangs nach der ersten Erfassung wird, wenn der Befehlsknopf 122 gedrückt wird, der Patiententisch an die zuletzt erfaßte Bild-/Abtastposition bewegt. Der Tisch kann entweder vorwärts oder rückwärts als Ergebnis der Ausführung des Befehls bewegt wer den. Ist der Tisch an die zuletzt erfaßte Bild-/Abtastposition bewegt, kann eine weitere Abtastung durchge führt werden. Die Leuchtdiode 124 blinkt mit 0,5 Hz, wenn der Befehl zur Bewegung zur Abtastung ausgeführt werden kann, d. h., wenn der Patiententisch aus der zuletzt erfaßten Bild-/Abtastposition bewegt ist. Ist der Knopf zur Bewegung zur Abtastung einmal gedrückt, bleibt die Leuchtdiode 124 einge schaltet, bis der Tisch die zuletzt erfaßte Bild-/Abtastposition erreicht, und die Leuchtdiode 124 wird ausge schaltet, um anzuzeigen, daß sich der Tisch nun an der Posi tion zur Abtastung befindet.

Der Autobewegungs-Befehlsknopf 126 und die Leuchtdiode 128 werden verwendet, wenn eine konstante Bewegung des Patienten tisches gewünscht wird, wenn der Radiologe eine Nadel mit ei nem Winkel schräg zur Abtastebene einführt. Durch Synchroni sierung der Einführbewegung der Nadel mit der Bewegung des Tisches bleibt die Nadelspitze in der Abtastebene. Das heißt, wenn die Röntgenstrahlquelle eingeschaltet ist, drückt der Bediener den Autobewegungsknopf 126. Bei fortgesetzter Akti vierung des Röntgenstrahl-/Erfassungsschalters drückt der Ra diologe entweder den Befehlsknopf 114 zum Tischhineinbewegen oder den Befehlsknopf 116 zum Tischherausbewegen, um eine Tischbewegung mit konstanter Geschwindigkeit (beispielsweise 3 bis 5 mm/sec) in der jeweiligen Richtung zu starten. Die Bewegung des Tisches kann auf eine vorausgewählte Entfernung, beispielsweise 200 mm beschränkt sein, um die Bewegung des Tisches über eine gewünschte Entfernung hinaus zu verhindern. Zum Anhalten der Autobewegung drückt der Bediener den Autobe wegungsknopf 126, oder wenn der Röntgenstrahlschalter deakti viert ist, wird die Autobewegung gesperrt. Zur Rückkehr zur Autobewegung muß der Bediener wieder den Knopf 126 drücken. Die Leuchtdiode 128 ist eingeschaltet, wenn sich das System im Autobewegungsmodus befindet, und ausgeschaltet, wenn sich das System nicht im Autobewegungsmodus befindet.

Der Schlittengleit-Befehlsknopf 130 ist ein nicht rastender oder Einfach-Druckknopf. Wird der Knopf 130 gedrückt, wird der Patiententisch entsperrt und gleitet frei. Der Bediener kann den Tisch leicht an eine gewünschte Position bewegen. Ein sich von dem Tisch erstreckender Griff kann zur Erleich terung der Bewegung des Tisches ohne Störung des Patienten vorgesehen sein. Wird der Knopf 130 wieder gedrückt, wird der Tisch an der ausgewählten Position gesperrt.

Hinsichtlich der Bildmanipulationssteuerungen sind ein "Seite-Rückwärts/-Vorwärts-" 132, "Speicher-" (oder Einfang-) 134, "Gitter-" 136 und ein "Fenster-/Pegel-Voreinstellungs"- Befehlsknopf 138 vorgesehen. Indem dem Bediener die Durchfüh rung dieser Funktionen mit der Steuereinrichtung 100 ermög licht werden, ist das System leichter zu handhaben und es können nützliche Informationen für den Bediener in leicht verständlichem Format angezeigt werden.

Insbesondere ist der Rückwärts-/Vorwärtsknopf 132 eine Steue rung mit doppelter Funktionalität mit einer Totmannssteuerung (Drück- und Halteknopf) und einem nicht rastendem oder Ein fach-Druckknopf. Wird der Knopf 132 als nicht rastende Funk tion gedrückt und losgelassen, wird ein Befehl zum Vorspulen oder Rückspulen eines Bildes für jeden Knopfdruck zu der An zeigeeinrichtung übermittelt. Wird der Knopf 132 gedrückt und für mehr als 2 Sekunden gehalten, wird ein Befehl zur Anzeige von Bildern in Echtzeit, beispielsweise 6 Bilder pro Sekunde, vorwärts oder rückwärts (in Abhängigkeit vom gedrückten Knopf) zu der Anzeigeeinrichtung übermittelt. Die Bilder wer den in einem Speicherpuffer gespeichert (beispielsweise wer den die letzten 120 Bilder in dem Puffer gespeichert), um diese Funktion zu ermöglichen. Wird der Knopf 132 losgelas sen, stoppt die Wiedergabefunktion.

Der Speicherknopf 134 ist ein nicht rastender oder Einfach-Druckknopf, und durch Drücken des Speicherknopfes 134 wird der Anzeigeeinrichtung ein Befehl übermittelt, so daß das dann auf dem Bildschirm angezeigte Bild eingefangen oder in dem Anzeigespeicherpuffer oder einer Datenbank gespeichert wird. Die eingefangenen Bilder können zur Anzeige, Analyse, zum Verfilmen, Archivieren und zur Netzwerkübermittlung auf gerufen werden.

Der Gitterknopf 136 ist ein nicht rastender oder Einfach-Druckknopf. Wird der Gitteranzeigeknopf 136 gedrückt, wird der Anzeigeeinrichtung ein Befehl übermittelt, so daß ein in Quadratzentimetern skaliertes Gittermuster über das Bild überlagert wird. Aufeinanderfolgende Knopfdrücke aktivieren und deaktivieren die Gitteranzeige.

Der Fenster/Pegel-Voreinstellungsknopf 138 ist ein nicht ra stender oder Einfach-Druckknopf. Jedesmal wenn der Fen ster/Pegel-Voreinstellungsknopf 138 gedrückt wird, wird der Anzeigeeinrichtung ein Befehl zum Vorrücken um eine vordefi nierte Fenster/Pegel-Einstellung übermittelt. Alternativ dazu wird vorgeschlagen, daß ein Knopfdruck eine Änderung der Fen ster/Pegel-Einstellung gemäß vorprogrammierten oder definier ten Einstellungen, die durch den Bediener gewählt sind, be wirkt wird. Es wird angenommen, daß durch eine Begrenzung der definierten Einstellung auf maximal 5 eine Verwechslung ver mieden werden kann. Der Einstellungsname und/oder Werte wer den auf dem Anzeigeschirm mit dem Bild angezeigt, und der Be fehl verursacht ein Durchlaufen der Anzeige durch Fen ster/Pegel-Parametereinstellungen in einer kontinuierlichen Schleife, wobei mit jedem Knopfdruck um eine Einstellung vor gerückt wird. Das Durchschreiten tritt typischerweise nur in einer geordneten Richtung auf.

Zusätzlich zu den vorstehend beschriebenen Funktionen kann die Steuereinrichtung 100 auch einen Trackball zur Messung von Entfernungen auf der Anzeigeeinrichtung, eine Röntgenab tastinitiierungssteuerung, eine Ansichtswinkelsteuerung zur Steuerung des Ansichtswinkels der dreidimensionalen Bildanzei ge in Echtzeit, eine "Schwenk-Steuerung" zum Schwenken des dreidimensionalen Bildes vor und zurück mit einer vorbestimm ten Geschwindigkeit, eine Faßlagerkippsteuerung zur Steuerung des Faßlagerkippwinkels und eine Tischevelationssteuerung zur Steuerung der Evelation des Patiententisches aufweisen. Ob wohl kein Steuerknopf für ein Faßlagerkippen auf der Steuer einrichtung 100 gezeigt ist, wird vorgeschlagen, daß zusätz lich zu dem vorstehend beschriebenen ein Faßlagerkippsteuer knopf auf der Steuereinrichtung 100 enthalten sein kann. In dem dem Bediener die Steuerung des Faßlagerkippens an der Steuereinrichtung 100 ermöglicht wird, wird die Möglichkeit zur Steuerung des Fluoroskopievorgangs verbessert und dem Be diener ermöglicht, daß er die Spitze der Nadel sehen und ver folgen kann. Faßlagerkippmechanismen sind bekannt und enthal ten typischerweise Schrittmotoren, die mit dem Faßlager elek trisch verbunden sind. Eine derartige Kippsteuerung kann er möglicht werden, während die Fluoroskopieabtastung abläuft.

Natürlich müssen nicht alle vorstehend beschriebenen Steue rungen in der Steuereinrichtung enthalten sein, und es kann lediglich eine einzelne oder eine Kombination dieser Steue rungen oder Befehle (zusammen mit anderen Befehlen) durch ei ne derartige Steuereinrichtung ausführbar sein. Indem dem Be diener die Initiierung einer Befehlsausführung mit einer vor stehend beschriebenen integrierten Steuereinrichtung ermög licht wird, können CT-Fluoroskopievorgänge effizienter und schneller als bei bekannten Systemen durchgeführt werden. Die Steuereinrichtung ist auch sehr bequem zu handhaben, woraus sich die Wahrscheinlichkeit ergibt, daß der Bediener daraus Vorteile zieht.

Bildrekonstruktion

Wie es vorstehend beschrieben ist, liefert die Erhöhung der Bildwechselfrequenz ohne signifikante Verschlechterung der Bildqualität mehr Informationen während der CT-Fluoroskopieabtastung für den Bediener. Nachstehend werden verschiedene Algorithmen beschrieben, die zum Erreichen die ser Aufgabe verwendet werden können. Die Algorithmen können in einem System alleine oder in Kombination in Abhängigkeit von den gewünschten Ergebnissen verwendet werden.

A. Dynamische Kollimation

In bekannten Systemen ändert sich die Schnittdicke während eines CT-Fluoroskopievorgangs nicht. Beispielsweise wird eine 10 mm-Schnittdicke während des Vorgangs verwendet. Die Kolli matorschnittdicke ist typischerweise ein Kompromiß zwischen der Auflösung und der Volumenabdeckung. Ist die Kollimation zu dünn, wird ein sehr kleines Volumen abgedeckt, und es be steht eine erhöhte Wahrscheinlichkeit, daß sich die Nadel aus dem Abtastschnitt bewegt. Ist die Schnittdicke zu groß, er gibt sich eine sehr geringe z-Achsenauflösung, und es kann daraus eine Fehlpositionierung resultieren. Hat das Objekt beispielsweise einen Durchmesser von 5 mm, reicht eine 10 mm-Schnittdicke nicht aus, um sicherzustellen, daß die Biopsie nadel im Objekt positioniert ist.

Gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung wird der Kollimator vor dem Patienten zu Beginn mit einer dicken Kollimation (beispielsweise 10 mm) ausgewählt. Nachdem die Nadel nahe am Zielobjekt positioniert ist, wird der Kollimator dynamisch auf einen dünneren Schnitt geändert (beispielsweise 5 mm).

Insbesondere kann die Steuereinrichtung (beispielsweise die in Fig. 5 gezeigte Steuereinrichtung 100) gemäß einem Ausfüh rungsbeispiel einen Steuerknopf zur Änderung der Kollimator öffnung enthalten. Vorrichtungen zur Änderung der Kollimator öffnung sind bekannt. Die Änderung der Kollimatoröffnung ge schieht während der Ausschaltzeit des Röntgenstrahls. Bei spielsweise kann ein Kollimator-Erhöhen- und Verringern-Knopf auf der Steuereinrichtung zur Erhöhung und Verringerung der Öffnungsgröße vorgesehen sein.

Durch die vorstehend beschriebene dynamische Kollimation kann eine detailliertere Überprüfung des Bereichs ausgebildet wer den. Da die Nadel nahe dem Ziel positioniert ist, wird die Wahrscheinlichkeit, daß sich die Nadel außerhalb des Ab tastvolumens befindet, verringert.

Die vorstehend beschriebene dynamische Kollimation kann so wohl bei Ein-Schnitt- als auch bei Mehrschnitt- Erfassungseinrichtungen durchgeführt werden. Beispielsweise ist bei einer Mehrschnitt-Abtasteinrichtung die Mehrschnitt-Erfassungseinrichtung zu Beginn zur Erzeugung von vier 5 mm-Schnitten eingerichtet. Nach der Positionierung der Nadel kann die Erfassungseinrichtung dynamisch zur Erzeugung von vier 2,5 mm-Schnitten konfiguriert werden.

B. Schnelle Bildaktualisierung

Eine bekannte Systemarchitektur beschränkt die Rekonstrukti onsgeschwindigkeit auf sechs Einzelbilder pro Sekunde oder weniger. Zur Erhöhung der Bildwechselfrequenz sind erhebliche Hardware- und/oder Softwareänderungen erforderlich. Insbeson dere sind lediglich sechs 256 mal 256 Speicher in der Rück projektionseinrichtung verfügbar. Zur weiteren Verbesserung der Rekonstruktionsgeschwindigkeit sind Softwareänderungen zur Bereitstellung von zwei zusätzlichen Bildspeichern erfor derlich, oder es kann mehr Speicher durch Hardware-Modifikationen hinzugefügt werden.

Anstelle von Hardware- oder Softwaremodifikationen kann al lerdings eine Bildinterpolation/-extrapolation durchgeführt werden, um die Spalte zwischen rekonstruierten Bildern zu füllen. Eine Bildextrapolation kann zur Schätzung eines Bil des P_N beruhend auf mehreren zuvor erfaßten Bildern verwendet werden. Beispielsweise kann das N-te Bild entsprechend fol gender Gleichung bestimmt werden:

wobei α_i der Koeffizient der Extrapolation ist. Unter Verwen dung der vorstehend beschriebenen Extrapolation kann die Bildwechselfrequenz leicht verdoppelt, verdreifacht oder ver vierfacht werden, was von der Anzeigeverarbeitungseinrich tungsfähigkeit abhängt. Anstelle linearer Extrapolationen kann die Extrapolation auch nicht-linear (höherer Ordnung), rekursiv oder nicht-rekursiv sein.

C. Ansichtskomprimierung und Expandierung

Zur Verringerung der zu verarbeitenden Datenmenge kann ein Auswahlansicht-Komprimierungsalgorithmus verwendet werden. Natürlich bietet die Verringerung der zu verarbeitenden Da tenmenge den Vorteil einer Verringerung der zur Erzeugung ei nes Bildes während einer Fluoroskopieabtastung erforderlichen Zeit. Beispielsweise verwendet ein bekanntes CT-System 984 Ansichten zur Bilderzeugung, um Aliasartefakte zu vermeiden. Die für die Tomographierekonstruktion erforderliche Zeit ist direkt proportional zu der Anzahl verwendeter Ansichten, und dadurch kann durch die Verringerung der Anzahl der bei der Bilderzeugung verwendeten Ansichten die Rekonstruktion be schleunigt werden. Die Bildqualität sollte natürlich auf ak zeptablem Pegel gehalten werden.

Insbesondere ist bei einem beispielhaften Ausführungsbeispiel das Ziel die Erzeugung einer Vielzahl von Bildern in so kur zer Zeit wie möglich. Zur Bewältigung dieser Aufgabe werden die Bilder lediglich mit Standardalgorithmen in einer 256-mal-256-Matrix rekonstruiert (d. h., es wird keine spezielle Verarbeitung durchgeführt), wobei eine leichte Bildqualität verschlechterung akzeptabel ist, insbesondere da der Haupt zweck für die Anzeige der Bilder die Führung der Einführung von Biopsienadeln ist.

Im allgemeinen bleibt durch die Ansichtskomprimierung das An sichtswinkelinkrement in dem neuen Datensatz konstant. Das heißt, die Winkel zwischen den komprimierten Ansichten sind die gleichen über den gesamten Datensatz. Durch Konstanthal ten des Ansichtswinkelinkrements ist der Rekonstruktionsvor gang einfacher und auch zur Verringerung von Aliasartefakten optimal, da das Ansichtalias durch den größten Winkelabstand zwischen den Ansichten und nicht durch den Durchschnitt be stimmt wird. Daher hält der Komprimierungsalgorithmus das An sichtswinkelinkrement vorzugsweise konstant.

Der folgende Algorithmus erfüllt die vorstehend beschriebene Eigenschaft, d. h. die Konstanthaltung des Ansichtswinkelinkre ments. Bei einem beispielhaften Ausführungsbeispiel enthält jede gerade Ansicht in den komprimierten Daten eine nicht mo difizierte Projektion in dem ursprünglichen Datensatz, und jede ungerade Ansicht in dem komprimierten Datensatz besteht aus dem Durchschnitt der zwei Ansichten in dem ursprünglichen Datensatz. Die neuen Projektionsdaten werden folgendermaßen erzeugt:

Natürlich können verschiedene Kerne bei dem Komprimierungs vorgang verwendet werden. Der vorstehend beschriebene einfa che Durchschnitt dient nur der Erleichterung der Darstellung. Außerdem sind die geraden oder ungeraden Ansichten in der Gleichung austauschbar, d. h. die ungeraden Ansichten könnten nicht modifiziert und die geraden Ansichten gemittelt sein.

Bezeichnet ΔΘ das Winkelinkrement in dem ursprünglichen Da tensatz, ist das Winkelinkrement in dem neuen Datensatz 3Δθ/2. Unter Verwendung des vorstehenden Algorithmus beträgt die Anzahl der bei der Rekonstruktion verwendeten Ansichten somit lediglich 2/3 der Anzahl der ursprünglichen Ansichten. Enthält beispielsweise der ursprüngliche Datensatz 984 An sichten bei einer 2π Drehung, weist der neue Datensatz 656 Ansichten pro 2π Drehung auf, was eine Verringerung um 33,3% darstellt.

Die folgende Beschreibung bezieht sich auf ein Bekämpfen von Aliasartefakten durch Expandierung der Ansichten. Insbesonde re resultiert eine Verringerung der Anzahl von bei dem Rekon struktionsvorgang verwendeten Ansichten in Ansichtsaliasarte fakten in dem rekonstruierten Bild. Zur Verringerung der Aliasartefakte kann der vorliegende Algorithmus zur Erzeugung zusätzlicher Ansichtsdaten verwendet werden, die bei dem Rück projektionsvorgang zur Verringerung der Aliasartefakte ver wendet werden können.

Insbesondere unterscheidet sich der vorliegende Rekonstrukti onsalgorithmus von Standard-Filter-Rückprojektionsalgorithmen lediglich im Rückprojektionsschritt, wobei der Unterschied in Fig. 6 grafisch dargestellt ist, in der die durchgezogenen Linien den Satz der Faßlagerwinkel β bezeichnen, an dem ein Satz von Projektionsdaten physikalisch erfaßt wird. Aus Be schreibungszwecken stellt p_β(γ) die gefilterte Version des Projektionsdatensatzes dar. Der Standard-Filter-Rückprojektionsalgorithmus projiziert p_β(γ) von den Faßlager winkeln β zurück.

Gemäß dem vorliegenden Rekonstruktionsalgorithmus wird ein zweiter Satz gefilterter Projektionsdaten für einen zweiten Satz von Faßlagerwinkeln erzeugt, die als gestrichelte Linien in Fig. 6 dargestellt sind, die den ersten Satz der Faßlager winkel β in zwei Teile teilen. Beispielsweise kann eine ein fache lineare Interpolation zur Berechnung des zweiten Satzes gefilterter Projektionsdaten aus dem ersten Datensatz p_β(γ) verwendet werden.

Beide Datensätze an den entsprechenden Faßlagerwinkeln, d. h. die tatsächlichen Daten und die erzeugten Daten, werden dann rückprojiziert, und das Bild wird unter Verwendung dieser Da ten rekonstruiert. Die Rückprojektion kann beispielsweise auf einer Bilderzeugungs-(IG-)Tafel durch Pipelining implemen tiert werden, um die Rekonstruktionsgeschwindigkeit zu erhö hen. Natürlich können auch mehr Ansichten zur Interpolation höherer Ordnung verwendet werden. Es können auch mehr als zwei Ansichten zwischen den Ansichten erzeugt werden.

Der vorstehend beschriebene Algorithmus verschlechtert die Azimuthalauflösung des Bildes. Werden andere Azimuthalauflö sung-Begrenzungsfaktoren, wie die Primärgeschwindigkeit der Erfassungseinrichtung, mit einbezogen, kann die zusätzliche Verschlechterung nicht bemerkbar oder akzeptabel sein.

D. Kanalkomprimierung mit Filterkernerhöhung

Zur Rechenbeschleunigung kann jeder Projektionskanal durch zwei Erfassungskanäle oder Zellen ausgebildet sein. Insbeson dere sind die Zellen gekoppelt, beispielsweise zweifach ge koppelt, so daß die gekoppelten Zellen ein Ausgangssignal oder einen Projektionskanal erzeugen. Bei dem nachstehend be schriebenen beispielhaften Ausführungsbeispiel wird angenom men, daß die Zellen zweifach gekoppelt sind. Es kann aller dings auch ein größeres Komprimierungsverhältnis verwendet werden. Die Kopplung ist wie folgt beschrieben:

ξ'_k = ξ_2k + ξ_2k+1 (3).

Die Kanalkopplung kann beispielsweise unmittelbar nach einer Luftkalibrierungskorrektur (Air-cal) durchgeführt werden. Wie in der Technik bekannt, enthält die Luftkalibrierungskorrek tur eine Normalisierung, Kanalerweiterung, Qcal (d. h. eine Bildkalibrierung), Thetafix und Übersprechkorrekturen. Alter nativ dazu kann die Kanalkopplung unmittelbar nach der primä ren Geschwindigkeits-/Nachglühkorrektur der Erfassungsein richtung zum Erreichen des maximalen Geschwindigkeitsvorteils durchgeführt werden. Die vorstehend beschriebene Verarbeitung wird vorzugsweise vor der Luftkalibrierungskorrektur (d. h. vor der Normalisierung, Kanalerweiterung, Qcal, Thetafix und der Übersprechkorrektur) durchgeführt.

Aufgrund der Kanalkopplung müssen viele der nach der Luftka librierungskorrektur angewendeten Kalibrierungsvektoren modi fiziert werden, um die Tatsache wiederzuspiegeln, daß jeder neue Kanal nun zwei der vorherigen Kanäle darstellt. Die be einflußten Vektoren sind beispielsweise Strahlhärtungsvekto ren. Für die drei Strahlhärtungsvektoren B¹, B² und B³ werden folgende Beziehungen zur Erzeugung neuer Vektoren verwendet:

Da die Vektoren vor der Rekonstruktionsschleife erzeugt wer den, sollte die Modifikation des Vektorerzeugungsvorgangs die Rekonstruktionsleistung bezüglich der Geschwindigkeit nicht beeinflussen.

Ein direkter Nachteil der Zweifach-Kanalkopplung für die Bildqualität ist die verringerte Ortsauflösung. Beispielswei se ist das kleinste Objekt, das ein CT-Fluoroskopiesystem auflösen muß, 5 mm groß. Um den Auflösungsfluß zumindest teilweise zu kompensieren, kann eine Rekonstruktionsfilter kernerhöhung verwendet werden. Das Rekonstruktionsfilter wird (im Frequenzbereich) mit einer Fensterfunktion multipliziert, die eine größere Größe bzw. einen höheren Wert bezüglich dem mittleren bis hohen Frequenzbereich aufweist, wie beispiels weise die folgende Fensterfunktion:

w = 1 + α₁f + α₂f² + α₃f³ + α₄f⁴ (5)

wobei α₁ bis α₄ Parameter darstellen. Bei einem bestimmten Ausführungsbeispiel wird der Parametersatz α₁ = 0,0, α₂ = 0,6, α₃ = 0,2 und α₄ = 0,0 verwendet.

Die vorstehend beschriebene Filterkernerhöhung kann auch in anderen Situationen angewendet werden, wenn die Systemauflö sung aufgrund anderer Faktoren zu verbessern ist. Beispiels weise kann die Rekonstruktionskernerhöhung zur Kompensierung der Verschlechterung der Auflösung aufgrund der Beseitigung eines Interpolationsvorgangs im Frequenzbereich verwendet werden. Insbesondere werden die Projektionsdaten nach der Fourier-Transformation vor der Multiplikation mit dem Filter kern repliziert. Dieser Vorgang gleicht der Durchführung der Interpolation im Frequenzraum, da die gefilterte Projektion nach diesem Vorgang bezüglich der Anzahl von Abtastpunkten verdoppelt ist. Da die Interpolation im Frequenzraum durchge führt wird, werden die Frequenzinhalte bei der Projektion be wahrt. Dieser Vorgang ist allerdings rechenintensiv, da die Größe der Fourier-Transformation um einen Faktor 2 erhöht wird. Für die Rekonstruktionsgeschwindigkeit kann die Durch führung der Interpolation im Ortsbereich erwünscht sein. Bei spielsweise kann ein Vier-Punkt-Lagrange-Interpolator verwen det werden. Allerdings ergibt sich eine leichte Verschlechte rung der Systemauflösung. Dies kann durch eine Vormultiplika tion des Filterkerns mit einer Fensterfunktion kompensiert werden (Gleichung 3). Für die Standard- und weichen Rekon struktionskerne kann der Parametersatz α₁ = 0,0, α₂ = 0,1, α₃ = 0,3 und α₄ = 0,0 verwendet werden.

E. Filterung

Zur Verringerung von Patientenbewegungsartefakten kann das nachstehend beschriebene Gewichtungsschema zur Minimierung des bei jeder Ansicht durchgeführten Filteraufwands verwendet werden. Insbesondere werden bei CT-Fluoroskopieanwendungen gemäß einer Beispielimplementierung Bilder mit 6 Einzelbil dern pro Sekunde erzeugt, wobei sich das Faßlager um den Pa tienten mit einer Umdrehung pro Sekunde dreht. Dadurch wird eine stark überlappende Rekonstruktion durchgeführt. Das heißt, jede Projektion wird bei der Erzeugung einer Vielzahl von Bildern verwendet. Da der Filtervorgang der zeitaufwen digste Abschnitt der Rekonstruktion ist, möchte man eine wie derholte Filterung jeder Projektion bei jedem rekonstruierten Bild vermeiden.

Dabei kann ein Überabtastgewichtungsalgorithmus verwendet werden. Da das Überabtastgewicht entlang der Kanalrichtung konstant ist, können der Filtervorgang und der Gewichtungs vorgang umgekehrt werden, und es ist nur eine Filterung pro Projektion erforderlich. Jede gefiltere Projektion kann dann mit verschiedenen Gewichten vor der Rückprojektion multipli ziert werden. Der Überabtastgewichtungsalgorithmus wird fol gendermaßen durchgeführt:

w(γ,β) = 3θ²(γ,β)-2θ³(γ,β) (6)

mit

wobei β₀ ein Parameter ist, der den Überabtastwinkel be stimmt. Der Parameter β₀ wird auf der Grundlage des besten Kompromisses zwischen der Bildqualität und der Rekonstrukti onsgeschwindigkeit bestimmt.

Die vorstehend beschriebene Gewichtung vermindert die Beiträ ge vom Beginn und Ende der Abtastung. Bei jeder Ansicht wird zuerst das Tomographierekonstruktionsfilter angewendet, ge folgt von der Multiplikation der Ansichten mit zumindest zwei verschiedenen Gewichten, wobei dann die Rückprojektion der gewichteten Ansichten auf zumindest zwei unterschiedliche Bildorte folgt. Der Inhalt jedes Bildspeichers wird dann übertragen und initialisiert, nachdem eine vorgeschriebene Anzahl von Ansichten gesammelt bzw. erfaßt ist.

Zusätzlich können Halbabtastgewichte mit einer Vielzahl von Verarbeitungseinrichtungen zur Durchführung einer Mehrfach filterung verwendet werden. Insbesondere wird angenommen, daß bei einer gegebenen Bildwechselfrequenz jede Projektion maxi mal zu N Bildern beiträgt. Beispielsweise ist N=2 für 3 Ein zelbilder/Drehung und N=4 für 5 Einzelbilder/Drehung. Die in Fig. 7 dargestellte Datenverarbeitungsarchitektur kann zur gleichzeitigen Rekonstruktion einer Vielzahl von Bildern ver wendet werden. Eine segmentierte Rekonstruktion wird für die beste zeitliche Auflösung angewendet. Es sind auch zwei Ver zweigungen für drei Einzelbilder/Drehung erforderlich. Der Flaschenhals der Architektur ist der Filterschritt, der durch Beseitigung einer Interpolation im Fourier-Bereich und eine 2 : 1-Kanalkomprimierung beschleunigt werden kann.

Durch Hinzufügen einer zweiten Bilderzeugungstafel kann eine höhere Bildwechselfrequenz erreicht werden. Auch können eini ge Vorverarbeitungs- und Nachverarbeitungsschritte zur weite ren Beschleunigung der Datenverarbeitung umgangen werden.

F. Rückprojektion

Da in dem CT-Fluoroskopiemodus sechs verschiedene Bilder zu jedem Zeitpunkt rekonstruiert werden, werden die vielfachen gewichteten Projektionen, die für diese Bilder benötigt wer den, zu einem Zeitpunkt in den Rückprojektionsspeicher gela den. Beruhend auf dem ausgewählten Überabtastwinkel kann die Anzahl gewichteter Projektionen zur Beschleunigung der Daten übertragung zu dem Rückprojektionsspeicher beschleunigt wer den. In einem Beispielsystem wird bei jeder 1/6-Überabtastdrehung ein vollständiges Bild an einem Ort er zeugt. Der Rückprojektionsspeicher ist daher in sechst Unter bereiche eingeteilt. In jedem Zeitbeispiel wird eine gefil terte Projektion mit verschiedenen Überabtastgewichten ge wichtet und in alle sechs Unterbereiche rückprojiziert. Gemäß einer bestimmten Implementation sind beispielsweise 696 An sichten zur Erzeugung eines vollständigen Bildes erforder lich. Daher wird nach der Rückprojektion der 696. Projektion das erste vollständige Bild aus dem Unterbereich Nummer 1 herausgenommen. 116 Ansichten später wird ein zweites voll ständiges Bild aus dem Unterbereich Nummer 2 herausgenommen. Der Vorgang wiederholt sich nach der Vervollständigung des sechsten Bildes.

Bei dem Beispielsystem ist die Rekonstruktionstafel in acht parallele Leitungen eingeteilt, und da sechs Bilder pro Über abtastdrehung erzeugt werden, muß die Anzahl der für jede Bilderzeugung verwendeten Ansichten durch 48 (d. h. 6 mal 8) teilbar sein. Die vorstehend beschriebene Auswahl ist nicht durch 48 teilbar (696 ist nicht teilbar durch 48). Es ist un erwünscht, den Überabtastwinkel merklich zu erhöhen (beispielsweise ist die kleinste Zahl, die größer als 696 und durch 48 teilbar ist, 720, was einem Überabtastwinkel von 35,1 Grad entspricht), da die Verzögerung erheblich erhöht wird. Auch die signifikante Verringerung des Überabtastwin kels ist unerwünscht (beispielsweise ist die größte Zahl, die kleiner als 696 und durch 48 teilbar ist, 672, was einem Überabtastwinkel von 8,8 Grad entspricht), da die Patienten bewegungsartefakte sich merklich erhöhen.

Daher wird zur Erhöhung der Geschwindigkeit der Rückprojekti on anstelle des Beginns jedes Bildes an einem Vielfachen von 116 Ansichten das zweite Bild an der Ansicht 120 begonnen. Das dritte Bild beginnt 112 Ansichten nach dem zweiten Bild. Das vierte Bild beginnt wieder 120 Ansichten später. Das fünfte Bild ist weiter um 112 verzögert. Dieser Vorgang setzt sich fort.

Allgemein bezeichnet N die Anzahl von zur Erzeugung eines vollständigen Bildes erforderlichen Ansichten. X bezeichnet die Anzahl paralleler Verarbeitungsleitungen und Y bezeichnet die Anzahl von pro N-Ansicht-Drehung erzeugten Bildern. Ist N durch Y aber nicht durch (XY) teilbar, kann die Beginnan sichtsnummer für die aufeinanderfolgenden Bilder bei (N/Y)+X/2 und (N/Y)-X/2 Ansichten nach der Beginnansicht des vorherge henden Bildes gewechselt werden. Die Reihenfolge ist aus tauschbar.

Der vorstehend beschriebene Rückprojektionsalgorithimus ver meidet signifikante Nachteile bezüglich der Systemverzögerung und Bildartefakten. Es tritt natürlich ein sehr geringes un gleichmäßiges Zeitintervall zwischen den Bildern auf, das um wenige Millisekunden variiert. Weist die Rückprojektionsein richtung ferner eine ausreichende Geschwindigkeit auf, kann jede Projektion mehrfach, beispielsweise 6 mal rückprojiziert werden. Die rückprojizierte Ansicht kann dann skaliert und zu verschiedenen Bildspeichern hinzugefügt werden.

Außerdem kann ein vereinfachtes Rückprojektionsverfahren un ter den Bedingungen verwendet werden, daß die Rückprojektion der Flaschenhals des Rekonstruktionsvorgangs ist. Die grund legenden Bildrückprojektionsvorgänge sind folgende. Jede ge filterte Projektion wird auf das Bild über eine Schleife über die Rekonstruktionsgitterbildelemente rückprojiziert. Unter Berücksichtigung des Patientenkoordinatensystems (x, y) und des gedrehten Koordinatensystems (x', y'), das mit der gegen wärtigen Ansicht assoziiert ist (Fig. 8), beruht die Rückpro jektion auf einer Berechnung des Fächerwinkels η (ansicht- und bildelementabhängig) zur Durchführung einer Interpolation der geeigneten Projektionsdaten. Die Rückprojektion erfordert auch die Berechnung von (1/L)², wobei L=L(β,x,y) die Bildele ment-Fächerscheitelpunktentfernung (ansicht- und bildelemen tabhängig) ist. Durch Linearisierung von η und (1/L)² um β₀ und (x₀, y₀) ergibt sich:

η(β₀ + dβ) ≈ η(β₀) + A × dβ (7)

Bei der Nur-Ansicht-Ansicht-Linearisierungsanwendung findet eine vollständige Berechnung der Größen η und (1/L)² alle M Ansichten statt, wobei M ein Parameter ist. Für jede andere Ansicht werden die Größen unter Verwendung einer linearen In terpolation geschätzt. In der Praxis ist es einfacher, die lineare Näherung beruhend auf einer Vorberechnung der näch sten vollständig zu verarbeitenden Ansicht zu berechnen. Bei der Ansicht-Ansicht- und In-Ansicht-Linearisierung ist das Verfahren das gleiche Verfahren wie vorstehend beschrieben, abgesehen davon, daß für die Ansichten, die zuvor vollständig verarbeitet wurden, eine Berechnung von η und (1/L)² nur ein mal alle P Bildelemente auftritt, und die Werte dazwischen linear interpoliert werden.

Die Rückprojektionsgleichungen sind folgende:

Diese Beziehungen dienen als die Grundbeziehung, aus der der Fächerwinkel und die Inversquadrierte der Entfernung von dem Fächerscheitelpunkt zu dem Bildelement bestimmt werden. Eine Vereinfachung dieser Beziehungen liefert erhebliche Rechen einsparungen. Insbesondere gelten bei dem Ansicht-Ansicht-Linearisierungsvorgehen folgende Beziehungen:

η(β₀ + dβ) ≈ η(β₀) + A × dβ (10)

und:

Die Parameter A und D müssen nicht unter Verwendung der Glei chungen (11) und (13) bestimmt werden. Statt dessen können A und D aus einer "vorausschauenden" vollständigen Berechnung für die Ansichten N und N+M geschätzt werden. Für die Ansich ten im Intervall ]N,N+M[ werden die Berechnungen in Gleichung (9) übersprungen und durch eine lineare Näherung beruhend auf der Schätzung von A und D aus den Ansichten N und N+M er setzt.

G. Parallelverarbeitung

Zur weiteren Beschleunigung des Rekonstruktionsvorgangs wird erwogen, daß viele Verarbeitungen auf verschiedenen Verarbei tungseinrichtungen parallel durchgeführt werden können. Bei spielsweise kann die Vorverarbeitung, Filterung, Rückprojek tion und Nachverarbeitung jeweils auf verschiedenen Verarbei tungseinrichtungen durchgeführt werden. Bei einem derartigen Aufbau kann, während eine Verarbeitungseinrichtung die An sicht i verarbeitet, eine unterschiedliche Verarbeitungsein richtung die Ansicht i+1 verarbeiten. Während die Rückprojek tionseinrichtung das Bild Nummer i verarbeitet, kann die Nachverarbeitungseinrichtung das Bild Nummer i-1 verarbeiten.

Bildanzeigeeinrichtung

Nachstehend werden Bildanzeigeeinrichtungen und Algorithmen beschrieben, die in einem CT-Fluoroskopiesystem zur Ausbil dung einer verbesserten Abbildung implementiert werden kön nen. Die Vorrichtungen und Algorithmen können in einem System allein oder in Kombination in Abhängigkeit von den gewünsch ten Ergebnissen verwendet werden.

A. Teilbildanzeige

Wie es vorstehend beschrieben ist, ist ein wichtiger Lei stungsparameter für ein CT-Fluoroskopiesystem die Zeit bis zum ersten Bild. Durch die schnellere Erzeugung des ersten Bildes wird der Bediener mit mehr Informationen versorgt und sollte ein besseres Gefühl für die Steuerung haben, da eine zeitliche Rückkopplung vorhanden ist. Zur Verringerung der Zeit bis zum ersten Bild kann demnach ein teilweise rekon struiertes Bild angezeigt werden. Beispielsweise kann ein Satz von Bildern unter Verwendung von 1/6 bis 5/6 der voll ständigen Ansichten und Überabtastgewichten erzeugt werden. Die Ansichten können grob mit einer Rate von 6 Einzelbildern pro Sekunde angezeigt werden. Bei einem spezifischen System können die teilweise rekonstruierten Bilder angezeigt werden, wenn 120, 232, 352, 464 und 584 Ansichten in dem ersten Bil derzeugungsspeicherpuffer akkumuliert sind. Der Überabtastal gorithmus kann beispielsweise der in der anhängigen US-Patentanmeldung Nr. 15-CT-4313 der Anmelderin mit dem Titel "Image Reconstruction In A Computed Tomography Fluoroscopy System" beschriebene Überabtastalgorithmus sein. Der Überab tastwinkeln kann beispielsweise 22,0 Grad betragen.

Im allgemeinen wird das teilweise rekonstruierte Bild mit dem Gewichtungsschema erhalten. Da die meisten der Bewegungsarte faktunterdrückungsgewichte (beispielsweise die Überabtastge wichte) den Beitrag vom Beginn der Abtastung unterdrücken und den Beitrag der Ansichten bis zum letzten Bild allmählich er höhen, stellt die Überabtastgewichtung verglichen ohne Ge wichte einen glatteren Übergang von Bild zu Bild dar, wenn die teilweise rekonstruierten Bilder angezeigt werden. Natür lich können anderen Gewichtungsschemata verwendet werden.

B. Dynamische Bildumformatierung

Manchmal wird eine Untersuchung der Nadelposition von ver schiedenen Orientierungen, d. h. Ansichten, aus gewünscht. Um diesem Erfordernis nachzukommen, kann eine dynamische Bildum formatierung durchgeführt werden. Insbesondere werden axiale Bilder mit einer sehr hohen Rate angezeigt, und der Bediener kann die axialen Bilder umformatieren und die umformatierten Bilder in Echtzeit anzeigen. Der Bediener kann dabei die Na del von verschiedenen Winkeln ansehen und Tiefeninformationen erhalten.

Die Bildumformatierung kann durch eine Bildinterpolation durchgeführt werden. Insbesondere betrifft die Bildumforma tierung das Betrachten einer durchgeschnittenen Ebene eines Objekts. Das heißt, bei einer herkömmlichen CT-Anzeige wird eine Folge von Bildern senkrecht zur z-Achse erzeugt und an gezeigt. Soll das gleiche Objekt entlang einer Ebene betrach tet werden, die mit der z-Achse ausgerichtet ist und einen 45-Grad-Winkel mit der x-y-Achse einnimmt, wird die Über schneidung dieser neuen Ebene mit dem Satz von Ebenen be stimmt, die das CT-Bild darstellen. Sind die Überschneidungen einmal bestimmt, kann ein umformatiertes Bild durch lineare Interpolation der ursprünglichen CT-Bilder entlang der Über schneidungen ausgebildet werden. Bildumformatierungsalgorith men sind bekannt.

C. Flachfeldanzeige

Zur Ausbildung einer verbesserten Anzeige kann eine Flach feld- bzw. Flachschirmanzeige verwendet werden. Derartige An zeigeeinrichtungen sind im Handel erhältlich, und eine zur Verwendung bei CT-Fluoroskopiesystemen geeignete Anzeigeein richtung ist das Modell mit der Nummer ATC1245B von Allus Technology Corp., 12611 Jones Road, Houston, Texas, 77070. Die Anzeigeeinrichtung weist gemäß einem Ausführungsbeispiel einen 1280×1024-Bildelementaufbau, eine gute Bildauflösung und eine diagonale Größe von ungefähr 15'' bis 17'' auf. Die Anzeigeeinrichtung kann natürlich auch kleiner oder größer sein.

Die Anzeigeeinrichtung ist an der Decke aufgehängt. Derartige Deckenaufhängungssysteme sind im Handel erhältlich, und ein für die Verwendung bei CT-Fluoroskopiesystemen geeignetes Aufhängsystem ist das Modell mit der Nummer 6262 von Mavig, 202 Whistle Stop, Pittsford, New York, 14534. Das Aufhängsy stem befindet sich im Umkreis des Faßlagers zum Zugang zu der Anzeige von vorne/hinten und links/rechts. Das Aufhängsystem ermöglicht eine Vier-Achsen-Positionierbarkeit und kann nahe dem Faßlagerbohrungsbereich positioniert werden. Das Aufhäng system weist auch ein Gegengewicht zur leichten Anord nung/Anpassung durch einen Bediener auf, und kann schnell zum Zugang für einen Patienten bewegt werden. Die Anzeigeeinrich tung sollte auch einen weiten Betrachtungswinkel zum Einbe ziehen zweier Betrachter aufweisen und sollte eine Farbanzei geeinrichtung zur Ausbildung einer verbesserten Benutzer schnittstelle sein.

D. Anzeige im Raum

In Fig. 9 ist eine Benutzerschnittstelle zur Verwendung bei einer CT-Fluoroskopiesystemanzeigeeinrichtung dargestellt. Die Anzeigeeinrichtung beinhaltet eine CT/i-Eingriffssteuerung, drei Nachrichtenbereiche (hierarchisch und als Nachrichtenbereich #1, Nachrichtenbereich #2 und Nachrichtenbereich #3 bezeichnet), und eine Bildsteuerung. Die Eingriffssteuerung ermöglicht dem Bediener die Analyse und Manipulation von Bildern zur Betrachtung auf der Anzeige einrichtung. Beispielsweise beinhaltet die Steuerung Befehle zum Schwenken ("Roaming") und Zoomen, zur Vergrößerung und zum Kippen/Drehen eines Bildes. Die Steuerung enthält auch Befehle zur Messung eines Winkels, einer Entfernung und einer Kurve. Ferner ist ein Steuerbefehl zur Rückkehr der Anzeige zum normalen Anzeigebetriebsmodus vorgesehen.

Die Steuerung enthält ferner einen Befehl, der dem Benutzer ermöglicht, Bemerkungen zu einem Bild hinzuzufügen, und einen Befehl zum Löschen der Bemerkung. Ferner ist ein Befehl zum Ein- und Ausschalten eines Gitters vorgesehen, der einem Be nutzer die Überlagerung eines in Quadratzentimetern skalier ten Gittermusters über das angezeigte Bild ermöglicht.

Nachrichten werden in den jeweiligen Nachrichtenbereichen an gezeigt. Die dringlichsten Nachrichten werden im Bereich #1 angezeigt, die weniger dringlichen Nachrichten im Bereich #2 und die am wenigsten dringlichen Nachrichten im Bereich #3.

Die Bildsteuerung enthält Seiten-Vorwärts- und Seiten- Rückwärts-Befehle. Die Seiten-Vorwärts- und Seiten-Rückwärts-Befehle ermöglichen dem Bediener das Blättern durch die in den Bereichen #1, #2 und #3 angezeigten Nachrichten zum Auf finden der gewünschten Nachricht. Die Vorwärts-um-ein-Bild- und Rückwärts-um-ein-Bild-Befehle ermöglichen dem Bediener die Auswahl eines Bildes für die Anzeige. Der Einfangbefehl ermöglicht dem Bediener die Speicherung des auf dem Bild schirm angezeigten Bildes in dem Anzeigespeicherpuffer oder der Datenbank. Die eingefangenen Bilder können zur Anzeige, Analyse, zum Verfilmen, Archivieren und Übermitteln über Netzwerk aufgerufen werden.

Die Anzeigeeinrichtung kann auch zwei die Röntgenstrahlbe lichtungszeit anzeigende Uhren enthalten. Insbesondere zeigt die erste Uhr die Belichtungszeit während eines einzelnen Durchlaufs an. Imme wenn der Fußschalter betätigt wird, be ginnt die Uhr die Anzahl der Sekunden zu zählen, die der Pa tient den Röntgenstrahlen ausgesetzt ist. Gegenwärtig ist je der Vorgang auf 90 Sekunden Belichtung begrenzt, und die er ste Uhr unterstützt den Bediener darin, die Patientenbelich tung sowie den Zeitverlauf besser steuern zu können. Die zweite Uhr zeigt die akkumulierte Belichtungszeit für den Pa tienten an. Beispielsweise können während eines Biopsievor gangs eine Vielzahl von Röntgenstrahlstößen initiiert werden. Zwischen den Stößen hat der Bediener Zeit, über das beste Vorgehen für den nächsten Stoß nachzudenken. Die zweite Uhr verfolgt den Gesamtbetrag der bis zum gegenwärtigen Zeitpunkt durchgeführten Belichtung. Die Uhren dienen als Indikatoren, die entweder auf der Zeit (Länge der Belichtung), den gesam ten mAs (Röhrenstrom mal Zeit) oder einer Art Gesamtdosismaß für den Patienten (beispielsweise Organdosis oder Hautdosis) beruhen können.

E. Vergrößerung

Bei vielen Anwendungen werden Echtzeitvergrößerungen digita ler Bilder benötigt. Einige Vergrößerungsverfahren, wie das Nächste-Nachbar-Verfahren oder die bilineare Interpolation, sind in Universalgraphikpaketen enthalten und bezüglich der Ausführungsgeschwindigkeit einer speziellen Hardware opti miert. Allerdings sind keine Vergrößerungsalgorithmen höherer Qualität, wie eine bikubische Interpolation, enthalten. Dem nach entsteht ein Bedürfnis nach Verfahren, die eine bikubi sche Interpolation nähern, aber Routinen verwenden, die be schleunigt sind.

Wie es nachstehend beschrieben ist, können Algorithmen zur Veränderung der Ortscharakteristiken digitaler Bilder für ei ne derartige Vergrößerung verwendet werden. Im allgemeinen verwendet ein Algorithmus ein Zwei-Durchlaufschema, wobei die Durchläufe jeweils eine Interpolation in der x- und der y-Richtung darstellen. Die bikubische Interpolation in jeder Richtung wird unter Verwendung einer linearen Interpolation gefolgt von einem eindimensionalen Faltungsfilter genähert. Bei dem anderen Algorithmus wird zuerst eine bilineare Inter polation angewendet, die von einem zweidimensionalen Fal tungsfilter gefolgt wird. Die Verfahren können unter Verwen dung des OpenGL-Graphikpakets praktisch angewendet werden, das bekannt ist. Auch sind die linearen, bilinearen, kubi schen und bikubischen Interpolationen zusammen mit den linea ren Verfahren der Schätzung der kleinsten Quadrate bekannte Verfahren. Durch die Kombination linearer und bilinearer In terpolationen und digitaler Faltungsfilter zur Näherung einer bikubischen Interpolation werden Vorteile, wie eine schnell ausgeführte Routine erzielt. Im allgemeinen verwenden die Al gorithmen Funktionen einer linearen Interpolation und digita le Faltungsfilter zur Näherung der bikubischen Interpolation, die in OpenGL beschleunigt werden. Eine lineare oder bilinea re Interpolation ist eine bereits definierte Funktion. Nach stehend sind die Koeffizienten der bei den Algorithmen zu verwendenden Faltungsfilter angeführt.

Bei dem ersten Algorithmus werden eine lineare Zwei- Durchlauf-Interpolation und eine eindimensionale Filterung angewendet. Der erste Durchlauf führt eine Interpolation in der x-Richtung durch, und der zweite Durchlauf wiederholt den gleichen Vorgang für eine Interpolation in der y-Richtung. Interpolationen in der x- und der y-Richtung sind unter Ver wendung identischer Prozeduren implementiert, und beide wer den in zwei Schritten durchgeführt. Zuerst wird die lineare Interpolation durchgeführt, und dann wird das eindimensionale Faltungsfilter bei den interpolierten Daten angewendet. Der Algorithmus kann für einen beliebigen ganzzahligen Zoomfaktor n und für eine beliebige eindimensionale Faltungsfiltergröße m angewendet werden.

Zur Bestimmung der Koeffizienten des eindimensionalen Fal tungsfilters wird die folgende Prozedur verwendet. Der erste Schritt in der Prozedur ist die lineare Interpolation. Die Werte der neuen Bildelemente β_i bezüglich der Bildelementwer te des Quellbildes 11 sind durch die folgenden Gleichungen gegeben:

für i = 1, . . . n (n ungerade) und

für i = 1, . . . .n (n gerade).

Unter Verwendung der linear interpolierten Bildelemente b_i (Elemente von Bj: i = 1,2, . . .m) wird das m-mal-1-Faltungsfilter zum Erhalten der Ausgangsbildelemente O_k ange wendet. Daher wird der folgende Ausdruck für das Ausgangs bildelement O_k erhalten:

wobei a_i (i = 1, . . . ,m) die Koeffizienten des Faltungsfilters sind. Werden die Ausdrücke für b_i (i = 1, . . . . ,m) oder die Wer te des entsprechenden B_op aus den Gleichungen (1) oder (2) in Gleichung (3) eingesetzt, wird der folgende Ausdruck erhal ten:

wobei k_ij die durch die Anwendung der Gleichungen (14) oder (17) erhaltenen konstanten Koeffizienten sind.

Unter Verwendung bekannter Ausdrücke für die bikubische In terpolation kann ein alternativer Ausdruck für den Bildele mentwert O_k erhalten werden:

wobei c_i die aus den Ausdrücken für die kubische Interpolati on im Fall einer Vergrößerung um n erhaltenen Koeffizienten sind. Durch Vergleichen der Gleichungen (17) und (18) und Gleichsetzen von Koeffizienten mit entsprechenden Eingangs bildelementwerten i_j wird der Satz von bis zu vier linearen Gleichungen für die Koeffizienten a_m des Filters erhalten:

Es können weniger als vier Gleichungen vorhanden sein, wenn die durch die bilineare Interpolation erhaltene durch das Faltungsfilter verwendeten Bildelemente keinen Beitrag von einigen Eingangsbildelmenten i_j haben. In diesem Fall verrin gert sich die Anzahl der Gleichungen um die Anzahl dieser Bildelemente.

Der gleiche Vorgang wird für den Satz von n aufeinanderfol genden Ausgangsbildelementen O_i (i=1, . . . ,n) wiederholt, die verschiedene Orte bezüglich der Eingangsbildelemente aufwei sen, und es wird ein System linearer Gleichungen für die Fal tungsfilterkoeffizienten erhalten.

Dieses System kann in Matrixform wie folgt ausgedrückt wer den:

C = KA (20)

wobei C der Vektor entsprechender Koeffizienten c_i auf der rechten Seite der Gleichung (18), K die Matrix der Koeffizi enten K_ij dieser linearen Gleichungen und A der Vektor von m Filterkoeffizienten a_i (i = 1, . . ., m) ist. Für praktische Wer te der Zoomfaktoren n und Filtergrößen m stellt dies ein überbestimmtes System linearer Gleichungen dar. In diesem Fall wird die Lösung unter Verwendung des linearen Verfahrens der kleinsten Quadrate gelöst und hat die Form:

A = (K^TK)^-1K^TC (21)

Durch die Bestimmung der Koeffizienten A des Faltungsfilters, das anzuwenden ist, wird die gesamte Prozedur zur Veränderung der Ortscharakteristiken eines digitalen Bildes definiert.

Der zweite Algorithmus verwendet einen Zweistufenvorgang, der eine bilineare Interpolation gefolgt von der Anwendung eines zweidimensionalen Faltungsfilters enthält. Der zweite Algo rithmus kann bei einem beliebigen ganzzahligen Vergrößerungs faktor n und einer beliebigen zweidimensionale Faltungsfil tergröße n angewendet werden.

Wie es vorstehend beschrieben ist, ist der erste Schritt eine bilineare Interpolation. Im Fall einer Vergrößerung um einen Faktor n gibt es n² Bildelemente in dem neuen gezoomten Bild, die grundlegend verschiedene Positionen bezüglich der Bild elemente des Quellbildes aufweisen. Die Werte der neuen Bild elemente B_ij bezüglich der Bildelementwerte des Quellbildes I_ij sind durch folgende Gleichungen gegeben:

für i,j = 1, . . ., n (n ungerade) und

für i,j = 1, . . ., n (n gerade). Werte für b_ij (Elemente von B_ij) können unter Verwendung der Ausdrücke in den Gleichungen (21) oder (22) und durch das Einsetzen geeigneter Werte für I_ij berechnet werden, wobei i und j von der Position von b_ij in dem Eingangsbild abhängen. Unter Verwendung der bilinear in terpolierten Bildelemente b_ij (ij = 1,2, . . ., m) werden die m mal m-Faltungsfilter zum Erhalt der Ausgangsbildelemente an gewendet. Der folgende Ausdruck für das Ausgangsbildelement O_ki wird wie folgt erhalten:

wobei a_ij (i,j = 1, . . ., m) die Koeffizienten des Faltungsfil ters sind. Werden die Ausdrücke für b_ij (i,j = 1, . . ., m) oder die Werte des entsprechenden B_op aus Gleichung (24) oder (25) in die Gleichung (26) eingesetzt, werden die folgenden Aus drücke erhalten:

wobei k_ijk1 die durch die Anwendung von Gleichung (22) oder (23) erhaltenen konstanten Koeffizienten sind.

Unter Verwendung bekannter Ausdrücke für die bikubische In terpolation kann der alternative Ausdruck für den Bildele mentwert O_ki erhalten werden:

wobei c_ij die aus den Ausdrücken zur bikubischen Interpolati on in Fall einer Vergrößerung um n erhaltenen Koeffizienten sind. Durch Vergleichen der Gleichungen (25) und (26) und Gleichsetzen der Koeffizienten mit entsprechenden Eingangs bildelementwerten I_ij wird ein Satz von bis zu 16 linearen Gleichungen für die Filterkoeffizienten a_mn erhalten:

Es kann weniger als 16 Gleichungen geben, wenn die durch die bilineare Interpolation erhaltenen und durch das Faltungsfil ter verwendeten Bildelemente keinen Beitrag von einigen Ein gangsbildelementen I_ij aufweisen. In diesem Fall verringert sich die Anzahl der Gleichungen um die Anzahl dieser Bildele mente. Durch Wiederholen dieses Vorgangs für alle Ausgangs bildelemente O_ij (i,j = 1, . . ., n) wird ein System linearer Gleichungen für die Faltungsfilterkoeffizienten erhalten.

Dieses System kann in Matrixform wie folgt ausgedrückt wer den:

C = KA (28)

wobei C der Vektor der entsprechenden Koeffizienten c_ij der rechten Seiten der Gleichungen (14), K die Matrix der Koeffi zienten k_ijk1 dieser linearen Gleichungen und A der Vektor der Filterkoeffizienten a_ij (i,j = 1, . . ., m) ist. Für praktische Werte des Zoomfaktors n und der Filtergröße m stellt dies ein überbestimmtes System linearer Gleichungen dar. In diesen Fall wird die Lösung unter Verwendung des linearen Verfahrens der kleinsten Quadrate erhalten und hat die Form:

A = (K^TK)^-1K^TC (29)

Das vorstehend beschriebene CT-Fluoroskopiesystem weist eine erhöhte Bildwechselfrequenz verglichen mit bekannten Fluoro skopiesystemen und doch eine annehmbare Bildqualität auf. Na türlich kann das System lediglich ausgewählte Algorithmen der vorstehend beschriebenen Algorithmen und eine ausgewählte Kombination dieser Algorithmen enthalten und muß nicht unbe dingt alle Algorithmen aufweisen.

Erfindungsgemäß ist ein CT-Fluoroskopiesystem offenbart, das gemäß einem Ausführungsbeispiel eine integrierte Steuerein richtung, Bildrekonstruktionsalgorithmen zur Erhöhung der Ge schwindigkeit der Bildanzeige und eine verbesserte Bildanzei geeinrichtung enthält. Die integrierte Steuereinrichtung er möglicht dem Radiologen die Beibehaltung der Steuerung des Systems während der Fluoroskopieabtastung. Die Bildrekon struktionsalgorithmen sind im allgemeinen auf die Erhöhung der Bildwechselfrequenz bzw. Verringerung der Bildartefakte oder auf beides bei der CT-Fluoroskopieabtastung gerichtet. Die Bildanzeigeeinrichtung liefert im allgemeinen verbesserte Bilder und für den Radiologen die Steuerung während eines Ab tastvorgangs.

Claims

1. Computer-Tomographie-System (10) zur Durchführung von Fluoroskopieabtastungen, mit einer Anzeigeeinrichtung (42) und einer Steuereinrichtung (100), die Bildmanipulations steuerungen aufweist, um einem Bediener die Steuerung der An zeigeeinrichtung zu ermöglichen.

2. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 1, wobei die Bildmanipulationssteuerungen einen "Seite-Vorwärts- /Rückwarts-Befehl", einen "Speicher"-Befehl, einen "Gitter"- Befehl und einen "Fenster-/Pegel-Voreinstellungs"-Befehl auf weisen.

3. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 1, ferner mit einem Patiententisch (46), wobei die Steuereinrichtung Abtast- und Bewegungssteuerungen umfaßt, um dem Bediener die Steuerung der Auswahl von Abtastparameter und einer Patien tentischbewegung zu ermöglichen.

4. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 3, wobei die Abtaststeuerungen einen "Vorbereitungs"-Befehl und einen "Ausrichtungslichter"-Befehl aufweisen.

5. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 3, wobei die Bewegungssteuerungen einen "Tischhineinbewegungs"-Befehl, einen "Tischherausbewegungs"-Befehl, einen "Hineinrücken"- Befehl und einen "Herausrücken"-Befehl aufweisen.

6. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 3, wobei die Bewegungssteuerungen ferner einen Befehl zur Bewegung zur Abtastung, einen Autobewegungsbefehl und einen Schlit tengleitbefehl aufweisen.

7. Computer-Tomographie-System (10) zur Durchführung von Fluoroskopieabtastungen, mit einer Steuereinrichtung (100), um einem Bediener das wahlweise Betreiben des Systems in ei nem Abgriffmodus und einem kontinuierlichen Abtastmodus zu ermöglichen.

8. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 7, wobei die Steuereinrichtung ein Fußpedal aufweist.

9. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 7, ferner mit einer Röntgenstrahlquelle (14) und einer Anzeigeeinrich tung (42), wobei während des Abgriffmodus die Röntgenstrahl quelle für einen ausreichenden Zeitabschnitt zur Erfassung von Daten für zumindest ein Bild jedesmal dann, wenn die Steuereinrichtung aktiviert wird, mit Energie versorgt wird.

10. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 7, mit ei ner Röntgenstrahlquelle, wobei während des kontinuierlichen Modus und nachdem ausreichende Daten zur Rekonstruktion eines vollständigen Bildes erfaßt wurden, die Röntgenstrahlquelle in einem vorbestimmten Zeitabschnitt nach der Deaktivierung der Steuereinrichtung ausgeschaltet ist.

11. Computer-Tomographie-System zur Durchführung einer Fluoroskopieabtastung mit einer Röntgenstrahlquelle (14), ei ner mit der Röntgenstrahlquelle ausgerichteten Röntgenstrah lerfassungseinrichtung (18), einem Patiententisch (46) zur Positionierung zwischen der Röntgenstrahlquelle und der Rönt genstrahlerfassungseinrichtung und einer Anzeigeeinrichtung (42) zur Anzeige eines Bildes, das aus durch die Erfassungs einrichtung erfaßten Daten rekonstruiert wird, und einer er sten Steuereinrichtung, um einem Bediener die Steuerung von Abtastparametern, die Bewegung des Patiententisches und die Anzeige von Bildern auf der Anzeigeeinrichtung zu ermögli chen, und einer zweiten Steuereinrichtung, um einem Bediener das wahlweise Betreiben des Systems in einem Abgriffmodus und einem kontinuierlichen Abtastmodus zu ermöglichen.

12. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 11, wobei die Bildanzeigesteuerungen einen "Seite-Vorwärts-/Rückwärts"-Befehl, einen "Speicher"-Befehl, einen "Gitter"-Befehl und einen "Fenster-/Pegelvoreinstellungs"-Befehl aufweisen.

13. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 11, wobei die Abtaststeuerungen einen "Vorbereitungs-" Befehl und einen "Ausrichtungslichter-" Befehl aufweisen.

14. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 11, wobei die Bewegungssteuerungen einen "Tischhineinbewegungs"-Befehl, einen "Tischherausbewegungs"-Befehl, einen "Hineinrück"- Befehl und einen "Herausrück"-Befehl umfassen.

15. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 14, wobei die Bewegungssteuerungen ferner einen Befehl zur Bewegung zur Abtastung, einen Autobewegungsbefehl und einen Schlit tengleitbefehl aufweisen.

16. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 11, wobei die zweite Steuereinrichtung ein Fußpedal und/oder einen Handschalter und/oder eine stimmaktivierte Steuerung auf weist.

17. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 11, wobei während des Abgriffmodus die Röntgenstrahlquelle für einen ausreichenden Zeitabschnitt zur Erfassung von Daten für zu mindest ein Bild jedesmal dann, wenn die Steuereinrichtung aktiviert wird, eingeschaltet wird, und wobei während des kontinuierlichen Modus und nachdem ausreichende Daten zur Re konstruktion eines vollständigen Bildes erfaßt wurden, die Röntgenstrahlquelle in einem vorbestimmten Zeitabschnitt nach der Deaktivierung der Steuereinrichtung ausgeschaltet ist.

18. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 11, wobei die Abtast- und Bewegungssteuerungen die Auswahl von Ab tastparametern und die Patiententischbewegung steuern, wobei die Abtast- und Bewegungssteuerungen einen "Vorbereitungs"-Befehl, einen "Ausrichtungsichter"-Befehl, Tischbewegungsbe fehle, einen Befehl zur Bewegung zur Abtastung, einen Autobe wegungsbefehl und einen Schlittengleitbefehl aufweisen, und wobei die Bildmanipulationssteuerungen einen "Seite-Rückwärts-/Vorwärts"-Befehl, einen "Speicher"-Befehl, einen "Gitter"-Befehl und einen "Fenster-/Pegel-Voreinstellungs"-Befehl umfassen.

19. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 11, wobei die erste Steuereinrichtung ferner einen Trackball zur Mes sung von Entfernungen auf der Anzeigeeinrichtung, eine Rönt genstrahlabtastinitiierungssteuerung, eine Ansichtswinkel steuerung, eine Schwenksteuerung und eine Faßlagerkippsteue rung umfaßt.

20. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 11, wobei die erste Steuereinrichtung ferner eine Steuerung zur Ermög lichung einer Modifikation einer Schnittdicke während eines Vorgangs umfaßt.

21. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 11, ferner mit einer Verarbeitungseinrichtung (36), die zur Durchführung einer Bildextrapolation zur Erzeugung von Daten für eine schnelle Bildaktualisierung konfiguriert ist.

22. Computer-Tomographie-System (10) mit einer Röntgen strahlquelle (14), einer mit der Röntgenstrahlquelle ausge richteten Röntgenstrahlerfassungseinrichtung (18), die eine Vielzahl von Erfassungszellen aufweist, einer mit der Rönt genstrahlerfassungseinrichtung verbundenen Verarbeitungsein richtung (36), einer mit der Verarbeitungseinrichtung verbun denen Steuereinrichtung (100), die Abtast- und Bewegungs steuerungen und Bildmanipulationssteuerungen aufweist, wobei die Verarbeitungseinrichtung eingerichtet ist
zur Komprimierung eines ersten Datensatzes durch Kombi nation einer Vielzahl von Ansichten in eine Ansicht und Auf rechterhalten eines konstanten Ansichtswinkelinkrements zwi schen komprimierten Ansichten,
zur Erzeugung eines zweiten Datensatzes aus dem ersten Datensatz unter Verwendung einer linearen Interpolation,
zur Kopplung von Projektionsdaten aus zumindest zwei an grenzenden Erfassungszellen,
zur zumindest teilweisen Kompensation des Auflösungsver lusts,
zur Überabtastgewichtung der Daten,
zur Auswahl jeweiliger Ansichten, an denen jedes Bild jeweils zu erzeugen ist, wobei die Ansichten beruhend auf ei ner Anzahl N von Ansichten, die zur Erzeugung eines vollstän digen Bildes erforderlich sind, einer Anzahl X paralleler Verarbeitungsleitungen und einer Anzahl Y von pro N-Ansicht-Drehung erzeugter Bilder ausgewählt werden, und
zur Durchführung einer Rückprojektion, wobei bei der Rückprojektion verwendete Größen auf der Linearisierung von Ansicht zu Ansicht beruhen.

23. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 22, ferner mit einer mit der Verarbeitungseinrichtung verbundenen Anzei geeinrichtung (42).

24. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 23, wobei die Anzeigeeinrichtung eine Weitwinkel-Flachschirm-Anzeigeeinrichtung ist.

25. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 22, wobei das System Abtastungen unbegrenzter Ablaufdauer durchführt, solange die gesamte Röntgenstrahlbelichtung eine vordefinier te Grenze nicht überschreitet.

26. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 22, wobei die Steuereinrichtung einen Vorbereitungsbefehl zur Durchfüh rung einer Vorbereitung im Raum des Systems aufweist.

27. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 22, wobei das System ferner ein Faßlager (12) aufweist, und zumindest ein Ausrichtungsmodul an dem Faßlager zur Erzeugung eines Be zugs für eine Abtastebene befestigt ist.

28. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 22, wobei das System ferner ein Faßlager aufweist und die Steuerein richtung ferner eine Faßlagerkippsteuerung aufweist.

29. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 22, wobei die Steuereinrichtung ferner eine Steuerung zur Ermöglichung einer Modifikation einer Schnittdicke während eines Ablaufs aufweist.

30. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 22, wobei die Verarbeitungseinrichtung zur Durchführung einer Bildex trapolation zur Erzeugung von Daten für eine schnelle Bildak tualisierung eingerichtet ist.

31. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 22, wobei das System Abtastungen unbegrenzter Ablaufdauer durchführt, solange eine Gesamtröntgenstrahlbelichtung eine vordefinierte Grenze nicht überschreitet, wobei die unbegrenzte Ablaufdauer eine während eines Abgriffmodus auftretende Röntgenstrahlbe lichtung umfaßt.