DE19936679A1

DE19936679A1 - Röntgendiagnostikgerät

Info

Publication number: DE19936679A1
Application number: DE19936679A
Authority: DE
Inventors: Herbert Bruder
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1999-08-04
Filing date: 1999-08-04
Publication date: 2001-03-15
Anticipated expiration: 2019-08-05
Also published as: US6435714B1; JP2001061826A; DE19936679C2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Röntgendiagnostikgerät mit einer Röntgenstrahlenquelle (8), mit einem dieser gegenüberliegend angeordneten zweidimensionalen Detektor (9) für von der Röntgenstrahlenquelle (8) als konusförmiges Röntgenstrahlenbündel ausgehende Röntgenstrahlung und mit einer zwischen der Röntgenstrahlenquelle (8) und dem Detektor (9) angeordneten Lagerungsvorrichtung (11) für ein Untersuchungsobjekt (P), wobei die Röntgenstrahlenquelle (8) mit dem Detektor (9) gemeinsam um eine Systemachse (Z) oszillierend schwenkbar ist und gleichzeitig die Röntgenstrahlenquelle (8) und der Detektor (9) einerseits und die Lagerungsvorrichtung (11) andererseits wenigstens im wesentlichen in Richtung der Systemachse (Z) geradlinig relativ zueinander verstellbar sind und ein Rechner (15) aus den dabei auftretenden Ausgangssignalen des Detektors (9) Bilder des Untersuchungsobjekts (P) rekonstruiert.

Description

Die Erfindung betrifft ein Röntgendiagnostikgerät mit einer Röntgenstrahlenquelle, mit einem dieser gegenüberliegend angeordneten zweidimensionalen, d. h. flächenhaften, Detektor für von der Röntgenstrahlenquelle als konusförmiges, z. B. kegel- oder pyramidenförmiges, Röntgenstrahlenbündel ausge hende Röntgenstrahlung und mit einer zwischen der Röntgen strahlenquelle und dem Detektor angeordneten Lagerungsvorrichtung für ein Untersuchungsobjekt, wobei die Röntgenstrahlenquelle mit dem Detektor gemeinsam um eine Systemachse schwenkbar ist und ein Rechner aus den dabei auf tretenden Ausgangssignalen des Detektors Bilder des Untersu chungsobjektes rekonstruiert.

Es sind derartige Röntgendiagnostikgeräte bekannt, bei denen die Röntgenstrahlenquelle und der Detektor einander gegen überliegend an einem bogenförmigen Träger angebracht sind. Da somit anders als bei herkömmlichen Computertomographen die Röntgenstrahlenquelle und der Detektor nicht an einem geschlossenen Ring angebracht sind, eignen sich solche Rönt gendiagnostikgeräte insbesondere für die intraoperative Anwendung, denn infolge des bogenförmigen Trägers ist ein auf der Lagerungsvorrichtung befindlicher Patient gut zugänglich.

Die Ausgangsdaten des Detektors, die infolge der bogenförmi gen Gestalt des Trägers nur bei einem teilweisen und nicht bei einem vollständigen Umlauf von Röntgenstrahlenquelle und Detektor um die Systemachse gewonnen werden, werden mit einem 3D-Rückprojektionsalgorithmus, der dem aus der herkömmlichen Computertomographie bekannten Feldkamp-Algorithmus (siehe L. A. Feldkamp, L. C. Davis, J. W. Kress, 'Practical cone beam algorithm', J. Opt. Soc. Am., Vol. A6, pp. 612-619, 1984) ver wandt ist, zu Bildern von Schichten des Untersuchungsobjektes rekonstruiert. Dieses Rekonstruktionsverfahren eignet sich für kleine Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels und damit des Detektorsystems. Für weit außerhalb der Mitten ebene, d. h. derjenigen rechtwinklig zur Systemachse stehenden Ebene, die den Fokus der Röntgenstrahlenquelle enthält, lie gende zu rekonstruierende Schichten des Untersuchungsobjektes ist jedoch mit Bildfehlern zu rechnen. Während diese im Falle von Hochkontrastanwendungen, für solche sind bei H. Barfuß, Digitale 3D-Angiographie, VDE-Fachbericht Band 54: Das Digi tale Krankenhaus, VDE-Verlag, 1998 beschriebene Röntgendia gnostikgeräte der eingangs genannten Art konzipiert, nicht erkennbar sind, können sie für Niedrigkontrastanwendungen nicht vernachlässigt werden. Dies hat zur Folge, daß zumin dest bei Niedrigkontrastanwendungen mit Röntgendiagnostikge räten der eingangs genannten Art nur von einem beschränkten Bereich des Untersuchungsobjektes von Bildfehlern freie Bil der rekonstruiert werden können.

Im Falle herkömmlicher Computertomographiegeräte kann dieses Problem durch eine sogenannte Spiralabtastung des Untersu chungsobjektes gelöst werden, indem unter kontinuierlicher Rotation von Röntgenstrahlenquelle und Detektor um die Systemachse die Röntgenstrahlenquelle und der Detektor einer seits und die Lagerungsvorrichtung mit dem darauf liegenden Untersuchungsobjekt andererseits in Richtung der Systemachse geradlinig zueinander verschoben werden. Eine solche Vorge hensweise scheidet jedoch im Falle von Röntgendiagnostikgerä ten der eingangs genannten Art mit einem bogenförmigen Träger für die Röntgenstrahlenquelle und den Detektor aus, da im Falle eines solchen Aufbaus eine kontinuierliche Rotation von Röntgenstrahlenquelle und Detektor um die Systemachse ausge schlossen ist.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Röntgendiagno stikgerät der eingangs genannten Art so auszubilden, daß auch ohne kontinuierliche Rotation von Röntgenstrahlenquelle und Detektor um die Systemachse größere Volumenbereiche eines Untersuchungsobjektes abgetastet werden können.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Rönt gendiagnostikgerät mit einer Röntgenstrahlenquelle, mit einem dieser gegenüberliegend angeordneten zweidimensionalen Detek tor für von der Röntgenstrahlenquelle als konusförmiges Rönt genstrahlenbündel ausgehende Röntgenstrahlung und mit einer zwischen der Röntgenstrahlenquelle und dem Detektor angeord neten Lagerungsvorrichtung für ein Untersuchungsobjekt, wobei die Röntgenstrahlenquelle mit dem Detektor gemeinsam um eine Systemachse oszillierend schwenkbar ist und gleichzeitig die Röntgenstrahlenquelle und der Detektor einerseits und die Lagerungsvorrichtung andererseits wenigstens im wesentlichen in Richtung der Systemachse geradlinig relativ zueinander verstellbar sind und ein Rechner aus den dabei auftretenden Ausgangssignalen des Detektors Bilder des Untersuchungsobjek tes rekonstruiert.

Im Gegensatz zu herkömmlichen Computertomographen findet also im Falle des erfindungsgemäßen Röntgendiagnostikgerätes eine oszillierende Schwenkung von Röntgenstrahlenquelle und Detek tor um die Systemachse statt, während gleichzeitig die Rönt genstrahlenquelle und der Detektor einerseits und die Lagerungsvorrichtung andererseits in Richtung der Systemachse relativ zueinander verstellt werden. Auf diese Weise ist es möglich, auch ohne kontinuierliche Rotation von Röntgenstrah lenquelle und Detektor um die Systemachse größere Volumina eines Untersuchungsobjektes abzutasten. Aufgrund des zweidi mensionalen Detektors und der kegel- bzw. pyramidenförmigen Gestalt des Röntgenstrahlenbündels wird das Untersuchungsob jekt bei ausreichender Amplitude der oszillierenden Schwen kung und bei nicht zu großer Geschwindigkeit der Relativbewegung zwischen Röntgenstrahlenquelle und Detektor einerseits und Lagerungsvorrichtung andererseits in Richtung der Systemachse lückenlos abgetastet, so daß die bei Röntgen diagnostikgeräten der eingangs genannten Art gegebene Beschränkung, von Bildfehlern freie Bilder nur bezüglich eines beschränkten Volumens erzeugen zu können, entfällt.

Gemäß bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung sind die Röntgenstrahlenquelle und der Detektor einander gegenüberlie gend an einem bogenförmigen Träger angebracht, wobei im Falle eines als C-förmig gekrümmter Bogen ausgeführten Trägers des sen Mittelachse mit der Systemachse wenigstens im wesentli chen übereinstimmt und der C-förmig gekrümmte Bogen zur Erzeugung der gemeinsamen oszillierenden Schwenkung von Rönt genstrahlenquelle und Detektor um seine Mittelachse oszillie rend schwenkbar ist. Ein C-förmig gekrümmter Bogen bietet, wie Erfahrungen aus der Röntgenangiographie zeigen, dem medi zinischen Personal einen guten Zugang zu einem zu untersu chenden und gegebenenfalls zu behandelnden Patienten.

Um eine vollständige Abtastung des Untersuchungsobjektes zu ermöglichen, erfolgt gemäß einer Variante der Erfindung die oszillierende Schwenkung mit einer Amplitude, die wenigstens gleich 180° plus Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels ist, wobei der Öffnungswinkel des von einem Fokus der Rönt genstrahlenquelle ausgehenden Röntgenstrahlenbündels in der Mittenebene gemessen ist.

Um eine vollständige Abtastung des Untersuchungsobjektes in Richtung der Systemachse zu gewährleisten, ist gemäß einer Variante der Erfindung vorgesehen, daß die Röntgenstrahlen quelle und der Detektor einerseits und die Lagerungsvorrich tung andererseits pro Periode der oszillierenden Bewegung um ein Maß in Richtung der Systemachse relativ zueinander ver schoben werden, das höchstens gleich Δz_max ist, wobei

gilt, mit
Δ_det: in Richtung der Systemachse gemessene Breite des Detektors,
Δ_obj: quer zur Richtung der Systemachse gemessene Erstrec kung des abzutastenden Bereichs des Untersuchungsob jektes,
R_f: Abstand des Fokus der Röntgenstrahlenquelle von der Systemachse, und
R_d: Abstand des Detektors von der Systemachse.

Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung berech net der Rechner bei der Rekonstruktion von Bildern des Unter suchungsobjekts einzelne Bildpunkte auf Basis derjenigen unter unterschiedlichen Projektionswinkeln durch den jeweili gen Bildpunkt verlaufenden Röntgenstrahlen, die jeweils die geringste Neigung relativ zur Mittenebene.

Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfin dung berechnet Rechner bei der Rekonstruktion von Bildern des Untersuchungsobjekts einzelne Bildpunkte auf Basis unter unterschiedlichen Projektionswinkeln durch den jeweiligen Bildpunkt verlaufenden Röntgenstrahlen, wobei pro Projekti onswinkel mehrere, unterschiedliche Neigungen relativ zur Mittenebene, aufweisende Röntgenstrahlen in gewichteter Mit telung berücksichtigt werden, mit der Folge, daß die dem Untersuchungsobjekt applizierte Röntgendosis besser genutzt wird.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand der beigefügten schema tischen Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine Frontansicht einer erfindungsgemäßen Röntgendia gnostikgerätes,

Fig. 2 eine Seitenansicht des Röntgendiagnostikgerätes gemäß Fig. 1,

Fig. 3 in schematischer. perspektivischer Darstellung die wesentlichen Komponenten und Bewegungsrichtungen des Röntgendiagnostikgerätes gemäß den Fig. 1 und 2,

Fig. 4 die Bewegungsbahn des Fokus der Röntgenstrahlenquelle des Röntgendiagnostikgerätes gemäß der Fig. 1 relativ zu der Lagerungsvorrichtung,

Fig. 5 die hinsichtlich einer vollständigen Abtastung des Untersuchungsobjektes in Richtung der Systemachse und in Umfangsrichtung zu berücksichtigenden geometri schen Verhältnisse, und

Fig. 6 und 7 die bei dem im Falle des erfindungsgemäßen Rönt gendiagnostikgerätes zum Einsatz kommenden Rekonstruktionsverfahren zu berücksichtigenden geometrischen Verhältnisse.

Die Fig. 1 und 2 zeigen ein insgesamt mit 1 bezeichnetes erfindungsgemäßes Röntgendiagnostikgerät, das ein Basisteil 2 aufweist, an dem mittels einer in Fig. 1 nur schematisch ange deuteten Hubvorrichtung 3 eine eine Längsachse E aufweisende Säule 4 in Richtung des Doppelpfeiles e höhenverstellbar angebracht ist. Die Säule 4 ist in Richtung des Doppelpfeiles ε um ihre Längsachse E drehbar gelagert.

An der Säule 4 ist ein Halteteil 5 angeordnet, an dem wiederum ein Lagerteil 6 zur Lagerung eines in noch zu beschreibender Weise um ein Isozentrum I verstellbaren, C-förmig gekrümmten und somit offenen Trägers, der im folgenden als C-Bogen 7 bezeichnet ist, angebracht ist.

An dem C-Bogen 7 sind einander gegenüberliegend eine Röntgen strahlenquelle 8 und ein Detektor 9 angebracht, und zwar der art, daß der durch das Isozentrum I verlaufende Zentralstrahl M eines von einem Fokus F der Röntgenstrahlenquelle 8 ausge henden in den Fig. 1 und 2 durch seine strichliert eingetrage nen Randstrahlen RS angedeuteten Röntgenstrahlenbündels annähernd mittig auf den Detektor 9 trifft. Bei dem Detektor 9 handelt es sich um einen flächenhaften Detektor, beispiels weise einen Röntgenbildverstärker oder wie im Falle des dar gestellten Ausführungsbeispiels um einen sogenannten Flachbilddetektor. Ein Flachbilddetektor weist eine Vielzahl von matrixartig in beispielsweise orthogonalen Detektorspal ten und -zeilen in einer Detektorebene angeordneten, in den Figuren nicht dargestellten Detektorelementen auf. Der Detek tor 9 ist derart relativ zu dem Röntgenstrahler 8 an dem C- Bogen 7 angeordnet, daß der Zentralstelle M rechtwinklig zu der Detektorebene steht und die Detektorspalten parallel zu einer durch das Isozentrum I verlaufenden Systemachse Z ver laufen.

Der C-Bogen 7 ist in an sich bekannter Weise in Richtung des Doppelpfeiles α längs seines Umfangs mittels einer nur sche matisch dargestellten Antriebseinrichtung 10 um das Isozen trum I und damit um die Systemachse Z verstellbar an dem Lagerteil 6 gelagert. Die Systemachse Z steht senkrecht zur Zeichenebene der Fig. 1 und damit senkrecht zu derjenigen Ebene, in der sich der Fokus der Röntgenstrahlenquelle 8 bei Verstellung des C-Bogens in α-Richtung bewegt. Letztere Ebene wird im folgenden als Mittenebene bezeichnet. Die Antriebs einrichtung 10 enthält beispielsweise einen Elektromotor und ein diesen mit dem C-Bogen koppelndes Getriebe.

Der C-Bogen 7 ist mit dem Lagerteil 6 in an sich bekannter Weise um eine gemeinsame, durch das Isozentrum I verlaufende und rechtwinklig zu der Systemachse Z verlaufende Achse B des Halteteils 5 und des Lagerteils 6 in Richtung des gekrümmten Doppelpfeils β drehbar und in Richtung der Achse B gemäß Dop pelpfeil b quer zur Systemachse Z und damit parallel zur x- Achse des in Fig. 3 eingetragenen rechtwinkligen Koordinaten systems verschieblich an dem Halteteil 5 gelagert.

Für ein mittels des erfindungsgemäßen Röntgendiagnostikgerä tes zu untersuchendes Untersuchungsobjekt, beispielsweise einen Patienten P, ist eine Lagerungsvorrichtung 11 vorgese hen, die eine Lagerungsplatte 12 für den Patienten P auf weist, die an einem Sockel 13 mittels einer Antriebseinrichtung 14 in Richtung ihrer Längsachse verstell bar angebracht ist, was durch einen mit z bezeichneten Dop pelpfeil veranschaulicht ist.

Das erfindungsgemäße Röntgendiagnostikgerät 1 ermöglicht es, ein Volumen des Patienten P durch Aufnahme von zweidimensio nalen Projektionen aus unterschiedlichen Projektionswinkeln α abzutasten, wobei ein Rechner 15 aus den den aufgenommenen Projektionen entsprechenden Meßdaten, d. h. den für jede Pro jektion einen Meßwert pro Detektorelement umfassenden Aus gangssignalen des Detektors 9, dreidimensionale Bildinformation bezüglich des abgetasteten Volumens des Pati enten P rekonstruiert, die beispielsweise in Form von Schnittbildern auf einem mittels eines Halters 16 an dem Gerätewagen 2 angebrachten, mit dem Rechner 15 verbundenen Monitor 17 dargestellt werden können. An dem Halter 16 ist außerdem eine Tastatur 18 angebracht, die mit dem Rechner 15 verbunden ist und der Bedienung des Röntgendiagnostikgerätes 1 dient, weshalb der Rechner 15 auch mit der Röntgenstrahlen quelle 8 verbunden ist, um diese steuern zu können.

Zur Aufnahme von Projektionen aus unterschiedlichen Projekti onswinkeln α wird der C-Bogen 7 mit der Röntgenstrahlenquelle 8 und dem Detektor 9 längs seines Umfanges in Richtung des Doppelpfeiles α über einen Winkelbereich verschwenkt, der gleich 180° plus Fächerwinkel γ beträgt. Diese Schwenkung erfolgt im Falle des erfindungsgemäßen Röntgendiagnostikgerä tes 1 anders als bei Röntgendiagnostikgeräten nach dem Stand der Technik nicht einmal, sondern periodisch oszillierend, wobei außerdem die Lagerungsplatte 11 in Richtung der System achse Z, d. h. in der einen oder anderen Richtung in Richtung des Doppelpfeiles z, und damit parallel zu der z-Achse des in Fig. 3 eingetragenen rechtwinkligen Koordinatensystems ver schoben wird. Dabei steuert der Rechner 15 die Antriebsein richtungen 11 und 15 derart an, daß sich eine vorzugsweise konstante Bahngeschwindigkeit des Fokus F der Röntgenstrah lenquelle 8 relativ zu der Lagerungsplatte 12 ergibt.

Infolge der in Fig. 4 veranschaulichten periodischen oszil lierenden Schwenkung des C-Bogens 7 in α-Richtung in einem Winkelbereich 0° ≦ α ≦ α_max um die Systemachse Z - dabei gilt infolge der Anbringung von Röntgenstrahlenquelle 8 und Detek tor 9 an dem C-Bogen 7 α_max < 360° - und der ebenfalls in Fig. 3 veranschaulichten geradlinigen Relativbewegung zwischen Rönt genstrahler 8 und Detektor 9 einerseits und Lagerungsplatte 12 und Patient P andererseits in Richtung der Systemachse Z, also in z-Richtung, ergibt sich eine aus Spiralabschnitten zickzackförmig zusammengesetzte Abtastung, für die in Fig. 4 die Bahn des Fokus F der Röntgenstrahlenquelle 8 veranschau licht ist, wobei λ die jeweilige Periode der Schwenkung kenn zeichnet und in Fig. 4 die Perioden λ = 0 . . . . . 4 veranschaulicht sind.

Da der Patient P aufgrund des flächenhaften Detektors 9 aus jeder Position des Fokus F der Röntgenstrahlenquelle 8 in der aus den Fig. 1 und 2 in Verbindung mit der Fig. 3 ersichtli chen Weise von einem konusartigen Röntgenstrahlenbündel durchstrahlt wird, wird der Patient P bzw. ein jeweils inter essierender Bereich ROI in aus der Fig. 5 ersichtlicher Weise in z-Richtung lückenlos abgetastet, sofern der Vorschub in z- Richtung einen maximal zulässigen Wert Δz_max pro Periode der Schwenkung nicht überschreitet. Es gilt

Dabei sind gemäß Fig. 5
Δ_det: in Richtung der Systemachse Z gemessene Breite des Detektors,
Δ_obj: quer zur Richtung der Systemachse Z gemessene Erstreckung des abzutastenden Bereichs ROI des Pati enten,
R_f: Abstand des Fokus der Röntgenstrahlenquelle von der Systemachse Z, und
R_d: Abstand des Detektors von der Systemachse Z.

Die Amplitude der oszillierenden Schwenkung des C-Bogens 7 und somit der maximale Projektionswinkel α_max sollte minde stens 180° + γ_fan betragen, wobei γ_fan der Fächerwinkel, d. h. der Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in der Mittenebene, ist. Nach Abtastung über einen solchen Projektionswinkelbe reich ist der Patient P in α-Richtung vollständig abgetastet. Allerdings ist die Abtastdichte unterschiedlich, so daß durch Anwendung einer geeignete Gewichtsfunktionen eine Angleichung bewirkt werden muß. Man spricht dann von der sogenannten 'shortscan'-Rekonstruktion (siehe D. L. Parker, 'Optimal short scan convolution reconstruction for fanbeam CT', Med. Phys. 9, pp. 254-257, 1982). Diese Art der Rekonstruktion und Gewichtung ist im Falle des erfindungsgemäßen Röntgendiagno stikgerätes zwingend, da bei diesem der Projektionswinkelbe reich infolge der Anbringung von Röntgenstrahlenquelle 8 und Detektor 9 an einem offenen C-Bogen 7 notwendigerweise immer weniger als 360° beträgt.

Für den Fall, daß der Patient P in der Mittenebene vollständig von dem Röntgenstrahlenbündel erfaßt wird, wird im folgenden beispielhaft ein Verfahren angegeben, mittels dessen der Rechner 15 die in dem Projektionswinkelbereich 0° ≦ α ≦ α_max unter Verwendung eines konusförmigen Röntgenstrahlenbündels aufge nommenen, sogenannten konusförmigen Meßdaten zu Bilddaten rekonstruiert.

Dieses Verfahren ist ähnlich dem Feldkamp-Algorithmus (siehe L. A. Feldkamp, L. C. Davis, J. W. Kress, 'Practical cone beam algorithm', J. Opt. Soc. Am., Vol. A6, pp. 612-619, 1984) zur Verarbeitung von konusförmigen Meßdaten, die auf einem voll ständigen Kreisumlauf gemessen wurden. Dort wird das zweidi mensionale Faltungsrückprojektionsverfahren zur zweidimensionalen Inversion der Radonformel auf natürliche Weise zu einer dreidimensionalen Rückprojektion erweitert.

Im Falle des vorstehend beschriebenen Röntgendiagnostikgerä tes wird bei Bildrekonstruktion auf Basis von in der beschriebenen Weise mittels eines gemäß Fig. 6 die Detektor zeilen q_z mit q_z = 1 bis N_z und pro Zeile N_s Detektorelemente, auch Kanäle genannt, aufweisenden Detektors 9 gewonnenen Meß daten folgendermaßen vorgegangen:

Im folgenden bezeichnet bezugnehmend auf die in Fig. 6 gezeigte Rekonstruktionsgeometrie α den Projektionswinkel, s die von -1/2N_s bis +1/2N_s laufende die äquidistante Abtastkoordi nate eines zur Detektorzeile q_z des Detektors 9 gehörenden ebenen Röntgenstrahlenfächers gemäß Fig. 6. Man beachte aber, daß in dem hier betrachteten Spezialfall infolge der Ausbil dung des verwendeten Detektors 9 als Flachbilddetektor im Gegensatz zu einem um den Fokus der Röntgenstrahlenquelle gekrümmten Detektor die Abtastkoordinate über den Öffnungs winkel eines zu der einer Detektorzeile q_z des Detektors 9 gehörigen Röntgenstrahlenfächers nicht äquidistant ist.

Der zu der in der Mittenebene liegenden mittleren Detektor zeile q_m des Detektors 9 gehörige Röntgenstrahlenfächer des konusförmigen Röntgenstrahlenbündels ist zu der Detektorebene nicht geneigt, da er in der Mittenebene z_img = 0 liegt. Der zu rekonstruierende Dichtewert f(r, Φ, z_img) eines in der Mittenebene liegenden Bildpunktes r ₀ = (r, Φ, z_img) kann durch die zweidimensio nale Radon-Inversion gefunden (siehe A. C. Kak, M. Slaney, 'Principles of Computerized Tomographic Imaging', IEEE Press, New York, 1988, pp. 87-91, werden. Dabei bezeichnen r, Φ und z_img die Koordinaten eines Bildelementes. Es ergibt sich die Rück projektionsgleichung:

Dabei ist g = 1/2h, wobei h den in der CT vertrauten Shepp and Logan Faltungskern bezeichnet.

R_α(s', q_m) ist der für die virtuelle Detektorkoordinate s' bestimmte logarithmierte Projektionswert in der Mittenebene (Detektorzeile q_m). Die virtuelle Detektorkoordinate s' ist die vom Fokus ausgehende Projektion durch den Bildpunkt (r, Φ, z_img) in die Detektorzeile q_m auf einen virtuellen Detektor, dessen Detektorebene die Systemachse Z enthält und parallel zu der Detektorebene des Detektors 9 verläuft. Im Allgemeinen muß s' durch Interpolation aus Meßsignalen benachbarter Detektorele mente des Detektors 9 bestimmt werden.

Für U gilt:

Um die zweidimensionale Radon-Inversionsgleichung (Gleichung (1)) anwenden zu können, muß die Ausdehnung des Detektors 9 quer zur Richtung der Systemachse Z wie schon erwähnt so groß sein, daß der Patient P vollständig von dem Röntgenstrahlen bündel erfaßt wird. Für Röntgendiagnostikgeräte der hier beschriebenen Art mit an einem offenen C-Bogen 7 angebrachter Röntgenstrahlenquelle 8 und Detektor 9 ist diese Vorausset zung in der Regel nicht erfüllt, so daß gemäß Fig. 5 nur ein begrenzter interessierender Bereich (Region of Interest ROI) des Patienten P abgebildet werden kann. Dies wiederum hat Konsequenzen bezüglich des Faltungskerns h. Da dieser nicht lokal ist, sondern im Prinzip unendliche Ausdehnung besitzt, kann er wegen des Problems der 'Truncated Projections' (siehe R. M. Lewitt, R. H. T. Bates, 'Image Reconstructions from Pro jections I: General Theoretical Considerations', Optik, 50, (1978) hier keine Verwendung finden. Vielmehr muß ein Fal tungskern kurzer Reichweite zur Anwendung kommen, beispiels weise ein auf rekursiver Filterung beruhende Faltungskern (U. Barth, K. Wiesent in DE 198 02 850 A1).

Liegt der jeweils zu rekonstruierte Bildpunkt r ₀ = (r, Φ, z_img) nicht in der Mittenebene, so ist in Gleichung (1) ähnlich wie bei der Feldkamp-Methode ein Gewichtsfaktor einzuführen, der den im abgetasteten Volumen schrägen, d. h. zur Mittenebene geneigten Verlauf des diesen Bildpunkt abbildenden, zu einem zur Mittenebene geneigten Röntgenstrahlenfächer gehörigen Röntgenstrahls berücksichtigt.

q' bezeichnet die auf den virtuellen Detektor projizierte z- Koordinate, die dem durch r ₀ verlaufenden Röntgenstrahl zuge ordnet ist. R_s' ist die Länge der senkrechten Projektion dieses Röntgenstrahls auf die Mittenebene. Es gilt:

Die Rekonstruktionsgleichung lautet dann

Die Koordinaten (s', q') sind auf dem virtuellen Detektor durch die projizierten Koordinaten des Bildpunktes r ₀(r, Φ, z_img) gege ben:

Für die auf den virtuellen Detektor projizierten Koordinaten bezüglich des tatsächlichen Detektors ergibt sich:

m_s' = s'/Δs_s + (N_s - 1)/2

und m_q' = q'/Δs_d + (N_z - 1)/2 + Δs_d/2.

Dabei ist N_z wieder die Anzahl der Detektorzeilen und N_s wie derum die Anzahl der Kanäle in einer Detektorzeile. Δs_s ist die auf dem virtuellen Detektor quer zur Richtung Systemachse Z gemessene Abtasteinheit, d. h. der in Richtung der Abtastko ordinate gemessene Abstand zwischen zwei benachbarten Detek torelementen einer Detektorzeile des virtuellen Detektors.

Die momentane Position z_f des Fokus der Röntgenstrahlenquelle hängt ab von der Periode λ der Schwenkung und ist im Projekti onswinkel α gegeben durch:

Dabei bezeichnet z_f,0 die Position des Fokus bei Beginn der Abtastung und pitch den in mm gemessenen Vorschub in z-Richtung pro Periode λ der Schwenkung.

Die für einen Projektionswinkel α gemessenen, den auf den virtuellen Detektor projizierte Koordinaten (s', q'(λ)) zugeordne ten Meßwerte kann der Rechner 15 in unterschiedlicher Weise zur Bildrekonstruktion nutzen.

Zum einen kann für jeden Bildpunkt zur Bildrekonstruktion der zu denjenigen auf den virtuellen Detektor projizierten Koor dinaten gehörige Meßwert aus derjenigen Periode λ der Schwen kung gewählt werden, für die der z-Abstand |q_m - q'(λ)| und damit die Neigung des zugehörigen Röntgenstrahls zu der Mittenebene den kleinsten Wert annimmt.

Zum anderen können alternativ, sofern mit ausreichend gerin gem Vorschub in z-Richtung gearbeitet wird, im Zuge einer gewichteten Mittelung für den jeweiligen Bildpunkt mehrere für den gleichen Projektionswinkel mittels verschiedener Röntgenstrahlen gewonnene Meßwerte zur Bildrekonstruktion genutzt werden (siehe S. Schaller, 'Practical Image Recon struction for Cone Beam Computed Tomography', Dissertation, Erlangen, 1998), was eine bessere Nutzung der dem Patienten P zugeführten Röntgendosis erlaubt. Dabei gilt folgendes:

Der der Detektorzeile q zugeordnete Röntgenstrahl, dessen s'- Koordinate identisch ist mit der senkrechten Projektion des jeweils zu rekonstruierenden Bildpunktes P auf die Mitten ebene, schneidet die in P parallel zur Systemachse Z verlau fende Gerade im Punkt P". Die Differenz des z-Wertes von P" zum z-Wert des Bildelementes P definiert für die Schwen kungsperiode λ den z-Abstand d_z(α, λ, q). Gemäß Fig. 7 ist dieser gegeben durch

d_z(α, λ, q) = z(α, λ, q) - z_img

Für die gewichtete Mittelung der mittels mehrerer Röntgen strahlen gewonnenen Meßwerte wird eine Gewichtsfunktion h verwendet, die beispielsweise Dreiecksgestalt haben kann:

1 - |d_z|/(wΔs_d) h(d_z) = 0 sonst

Dabei steuert die Interpolationsbreite w die Breite der Gewichtsfunktion h in z-Richtung.

Die entsprechende normierte Gewichtsfunktion h' sei:

Nach der Methode der gewichteten Mittelung wird nun die Rekonstruktion mit verallgemeinerten Projektionen durchge führt. Diese berechnen sich zu:

Je nach Interpolationsbreite w tragen also Meßwerte aus unterschiedlichen Perioden λ der Schwenkung zum jeweiligen Projektionswert R_α(s', z_img) bei.

Durch die Wahl der Interpolationsbreite w können das Bildrau schen und die Auflösung in z-Richtung beeinflußt werden, wobei mit zunehmender Interpolationsbreite w das Rauschen abnimmt und mit abnehmender Interpolationsbreite w die Auflösung in z- Richtung zunimmt.

Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ist eine Anzahl von Verstellmöglichkeiten des C-Bogens vorgesehen. Wesentlich für die Erfindung ist jedoch nur, daß der C-Bogen um die Systemachse schwenkbar ist und der C-Bogen und die Lagerungsplatte so relativ zueinander ausgerichtet werden können, daß die Verschiebung der Lagerungsplatte parallel zur Richtung der Systemachse erfolgt.

Übrigens muß die Relativbewegung zwischen C-Bogen und Lage rungsplatte nicht notwendigerweise dadurch erfolgen, daß die Lagerungsplatte verstellt wird. Es besteht im Rahmen der Erfindung vielmehr auch die Möglichkeit, den C-Bogen relativ zu der Lagerungsplatte zu verschieben oder sowohl den C-Bogen als auch die Lagerungsplatte zu verschieben.

Die Röntgenstrahlenquelle und der Detektor müssen nicht not wendigerweise an einem C-Bogen angebracht sein. Wesentlich ist für die Erfindung nur, daß die Röntgenstrahlenquelle und der Detektor gemeinsam oszillierend um die Systemachse ver schwenkt werden können, wobei solche Lösungen zu bevorzugen sind, die einen guten Zugang des medizinischen Personals zu einem auf der Lagerungsplatte liegenden Patienten gestatten. Anstelle der im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels vorgesehenen Lagerungsplatte kann die Lagerungsvorrichtung auch anders geartete Mittel zur Aufnahme des Untersuchungsob jektes aufweisen.

Anstelle des im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels vorgesehenen Flachbilddetektors kann auch ein anderer flä chenhafter Detektor, beispielsweise ein Röntgenbildverstär ker, vorgesehen sein.

Bei dem beschriebenen Ausführungsbeispiel handelt es sich um ein stationäres Röntgendiagnostikgerät. Die Erfindung kann jedoch auch bei Röntgendiagnostikgeräten zur Anwendung kom men, bei denen zumindest der C-Bogen an einem als mobiler Gerätewagen ausgeführten Basisteil angebracht ist. Ein einen solchen Gerätewagen aufweisendes Röntgendiagnostikgerät kann sowohl mit einer stationären als auch mit einer selbstmobilen Patientenlagerungsvorrichtung Verwendung finden, sofern nur sichergestellt ist, daß die beschriebene Abtastbewegung kor rekt ausgeführt werden kann.

Claims

1. Röntgendiagnostikgerät mit einer Röntgenstrahlenquelle, mit einem dieser gegenüberliegend angeordneten zweidimensio nalen Detektor für von der Röntgenstrahlenquelle als konus förmiges Röntgenstrahlenbündel ausgehende Röntgenstrahlung und mit einer zwischen der Röntgenstrahlenquelle und dem Detektor angeordneten Lagerungsvorrichtung für ein Untersu chungsobjekt, wobei die Röntgenstrahlenquelle mit dem Detek tor gemeinsam um eine Systemachse oszillierend schwenkbar ist und gleichzeitig die Röntgenstrahlenquelle und der Detektor einerseits und die Lagerungsvorrichtung andererseits wenig stens im wesentlichen in Richtung der Systemachse geradlinig relativ zueinander verstellbar sind und ein Rechner aus den dabei auftretenden Ausgangssignalen des Detektors Bilder des Untersuchungsobjekts rekonstruiert.

2. Röntgendiagnostikgerät nach Anspruch 1, bei dem die Rönt genstrahlenquelle und der Detektor einander gegenüberliegend an einem bogenförmigen Träger angebracht sind.

3. Röntgendiagnostikgerät nach Anspruch 1 oder 2, dessen Trä ger als C-förmig gekrümmter Bogen ausgeführt ist, dessen Mit telachse mit der Systemachse wenigstens im wesentlichen übereinstimmt und der zur Erzeugung der gemeinsamen oszillie renden Schwenkung von Röntgenstrahlenquelle und Detektor um seine Mittelachse oszillierend schwenkbar ist.

4. Röntgendiagnostikgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dessen Röntgenstrahlenquelle einen Fokus aufweist, von dem ein Röntgenstrahlenbündel ausgeht, das in einer rechtwinklig zu der Systemachse verlaufenden, den Fokus der Röntgenstrah lenquelle enthaltenden Ebene einen Öffnungswinkel aufweist, und bei dem die oszillierende Schwenkung mit einer Amplitude erfolgt, die wenigstens gleich 180° plus Öffnungswinkel ist.

5. Röntgendiagnostikgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem Röntgenstrahlenquelle und Detektor einerseits und Lagerungsvorrichtung andererseit pro Periode der oszillieren den Bewegung um ein Maß in Richtung der Systemachse relativ zueinander verschoben werden, das höchstens gleich Δz_max ist, wobei gilt
mit
Δ_det: in Richtung der Systemachse gemessenen Breite des Detektors
Δ_obj: quer zur Richtung der Systemachse gemessene Erstrec kung des abzutastenden Bereichs des Untersuchungsob jektes
R_f: Abstand des Fokus der Röntgenstrahlenquelle von der Systemachse
R_d: Abstand des Detektors von der Systemachse

6. Röntgendiagnostikgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem der Rechner bei der Rekonstruktion von Bildern des Untersuchungsobjekts einzelne Bildpunkte auf Basis derjenigen unter unterschiedlichen Projektionswinkeln durch den jeweili gen Bildpunkt verlaufenden Röntgenstrahlen berechnet, die jeweils die geringste Neigung relativ zur Mittenebene aufwei sen.

7. Röntgendiagnostikgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem der Rechner bei der Rekonstruktion von Bildern des Untersuchungsobjekts einzelne Bildpunkte auf Basis unter unterschiedlichen Projektionswinkeln durch den jeweiligen Bildpunkt verlaufenden Röntgenstrahlen berechnet, wobei pro Projektionswinkel mehrere unterschiedliche Neigungen relativ zu dem Detektor aufweisende Röntgenstrahlen in gewichteter Mittelung berücksichtigt werden.