DE4139150C1 - Computer tomograph with part ring formed X=ray source and detector - has double ring system without complementary interpolation - Google Patents

Description

Die Erfindung bezieht sich nicht auf Computertomographen mit Vollringen, wie z. B. in EP 03 70 124 A1 beschrieben.

Die Erfindung betrifft einen Computertomographen mit einer das Meßfeld teilweise umschließenden, als Teilring ausgebildeten Röntgenstrahlenquelle, auf der ein Fokus umläuft, so daß Röntgenstrahlung zur Durchstrahlung des Meßfeldes aus verschiedenen Richtungen erzeugt wird, welche nach dem Austritt aus dem Meßfeld auf einem ebenfalls als Teilring ausgebildeten Detektor auftrifft, der aus einer Reihe von Detektorelementen besteht, aus deren Meßwerten durch einen Rechner ein Bild des Untersuchungsobjektes im Meßfeld berechnet wird. Ein solches Gerät ist z. B. in US 43 52 021 beschrieben.

Bei einem Computertomographen dieser Art ist das Sinogramm, d. h. die Anordnung der Detektor-Datensätze in einer Matrix, nur teilweise ausgefüllt.

Diese von den Teilringen verursachte Problematik ist unabhängig von der speziellen Art der Brennfleckerzeugung (z. B. abgelenkter Elektronenstrahl, Oberflächenheizung durch abgelenkten Laser, umlaufende Röhre), unabhängig von der Art der Messung (z. B. einzelne Detektoren) und unabhängig von geometrischen Sonderheiten bezüglich der z-Richtung, wie z. B.

• - beide Teilkreise in der gleichen Ebene (z. B. durch Nutation des Detektorteilringes zu erreichen)
• - beide Teilkreise in z-Richtung versetzt
• - kontinuierlicher Liegenvorschub während der Messung (Spiral-CT, siehe z. B. US 47 89 929).
• - beliebige Kombinationen dieser angeführten Spezialfälle.

Die Fig. 1 zeigt als Beispiel ein Gerät mit in z-Richtung versetztem Anoden- und Detektorring mit während der Aufnahme verschiebbarer Patientenliege und wird nachfolgend näher beschrieben.

Die Fig. 2 und 3 verdeutlichen, wie durch die Teilringe außer vollen, d. h. den Objektkreis ganz erfassenden Fächern, auch Teilfächer variabler Größe entstehen. Üblicherweise werden die Meßwertpositionen durch zwei Winkelabgaben gekennzeichnet:

alpha=Winkelposition des Fächerzentrums (Detektor)
beta=Winkelposition im Fächer.

Die (alpha, beta)-Matrix der Daten wird als Sinogramm bezeichnet (Fig. 3). In Fig. 2 ist mit 7 der Detektor, mit 3 die Anode und mit 6 das Meßfeld bezeichnet.

Meßwerte, die einer Durchstrahlung des Objektes in gleichen Bahnen (Geraden) aber in entgegengesetzter Durchlaufrichtung entsprechen, werden komplementär genannt.

Die Fig. 4 bis 7 verdeutlichen die Definition der Meßwerte und ihre Klassifizierung in

(0)=fehlend, d. h. zugehöriger Detketor- oder Fokusabschnitt ist nicht vorhanden.
(1)=einfach, d. h. vorhanden, aber komplementärer wert fehlt.
(2)=doppelt, d. h. vorhanden und komplementärer Wert ebenfalls.

Die Gerätegeometrie heißt minimal, wenn zu jedem Punkt des Objektkreises und zu jeder Richtung noch mindestens ein Meßwert vorhanden ist, jede kleinere Ausführung der Ringe aber diese Eigenschaft nicht mehr besitzt.

Fig. 4 zeigt dabei die Winkel für den Meßstrahl AB,

Fig. 5 für den komplementären Meßstrahl A′B′,

Fig. 6 die Minimalgeometrie und

Fig. 7 die Klassifikation der Meßstrahlen.

Die Fig. 3 zeigt die zur minimalen Teilkreisgeometrie nach Fig. 2 gehörende Sinogrammbelegung.

Für eine Sinogrammbelegung bei CT-Geräten der 4. Generation mit einem vollen 360°-Anodenring und einem minimalen Detektorring wurde von Parker eine Rekonstruktion mittels Gewichtung der Daten der komplementären Bereiche (2) und (2) angegeben (Med. Phys. 1982, Seiten 254 bis 257).

Sind beide Ringe nur als Teilringe ausgebildet, so besteht die übliche Methode darin, daß durch Interpolation in den komplementären Daten wie in EP 00 24 698 beschrieben), künstliche Meßdaten geschaffen werden, um ein Sinogramm in den der Parker-Gewichtung zugängigen Typ (hypothetischer voller Anodenring) überzuführen.

Diese komplementäre Interpolation hat folgende Nachteile:

• - Dateninkonsistenz: Aus prinzipiellen physikalischen und technischen Gründen stimmen die Meßwerte aus den Gegenrichtungen nicht exakt überein (Strahlprofil etc.). Die Inkonsistenz benachbarter Werte innerhalb eines Fächers wird durch die Faltung nochmals verstärkt und führt leicht zu Artefakten im Bild. Dieser Gefahr wird üblicherweise durch eine vorsorgliche Datenglättung entgegengewirkt, die aber einen Informationsverlust bedeutet.
• - Außer bei sehr speziellen Winkelverhältnissen ist stets eine Interpolation nötig, die zusätzliche Artefakte erzeugen kann.
• - Bei Geräten mit Ringversatz in z-Richtung Liegenvorschub während der Messung wird die Inkonsistenz der Daten nochmals drastisch verschärft.
• - Hardwareaufwand: Die bei Vorverarbeitung und Faltung übliche Bearbeitung einzelner Fächer unabhängig voneinander (Pipelineprinzip, Parallelisierung) wird durchbrochen, da zur Ergänzung eines Datensatzes mit künstlichen Werten Inputdaten aus verschiedenen Fächern benötigt werden.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen Computertomographen der eingangs beschriebenen Art so auszubilden, daß er ohne komplementäre Interpolation selbst für minimale und subminimale Ringe gute Ergebnisse liefert.

Diese Aufgabe ist erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß das Sinogramm in die drei Bereichstypen eingestellt wird:

(0)=fehlend
(1)=einfach
(2)=doppelt,

daß die Trennkurve dieser Bereiche formuliert und einer Modifikation unterworfen werden, die den für doppelte Teilringsysteme charakteristischen Knick beseitigt, daß in Abhängigkeit von den modifizierten Kurven Gewichtsfunktionen für die Meßwerte formuliert werden und in einer Vorverarbeitungseinheit die Daten damit gewichtet werden. Sie können dann zur weiteren Bearbeitung jeder beliebigen Standard-CT-Rekonstruktionseinheit - typischerweise Faltung und Rückprojektion - übergeben werden, als ob es sich um vollständig gemessene Meßwertfächer handeln würde.

Vorteile:

• - Die Vorteile einer doppelten Teilringauslegung (z. B. Kosten) bleiben erhalten.
• - Verzicht auf die entsprechende Hardwareeinheit zur komplementären Interpolation.
• - Rechengeschwindigkeit:
  Pipelineprinzip und die Möglichkeit der Parallelverarbeitung einzelner Fächer bleiben erhalten.
• - Die qualitätsmindernden Nachteile (Dateninkonsistenz, Interpolationsfehler, etc.) der komplementären Interpolation werden vermieden.

Die z-Geometrie (mit der ohne Ringversatz, mit oder ohne Patientenvorschub) beeinflußt den jeweiligen Rückprojektionsalgorithmus; die Behandlung der Teilfächerdaten in der Vorverarbeitung nach der vorgeschlagenen Methode zur Lösung der durch die doppelte Teilkreisausbildung entstehenden Probleme kann bei allen Varianten unabhängig von der verwendeten Methode der Rückprojektion in gleicher Weise erfolgen.

Der Erfindung ist nachfolgend anhand eines in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispiels näher erläutert. Es zeigt

Fig. 8 das Blockschaltbild eines Computertomographen nach der Erfindung,

Fig. 9 eine schematische Darstellung und

Fig. 10 und 11 Kurven zur Erläuterung der Wirkungsweise der Erfindung,

Fig. 12 eine Variante der Fig. 2, und

Fig. 13 und 14 eine graphische Darstellung zur Erläuterung der Fig. 12.

In der Fig. 1 ist ein Computertomograph mit einer Elektronenkanone 1 ist ein Computertomograph mit einer Elektronenkanone 1 dargestellt, von der ein Elektronenstrahl ausgeht, der auf einer als Teilring ausgebildeten Anode 3 auftrifft. Der Elektronenstrahl 2 verläuft durch ein von verschiedenen Abschnitten gebildetes Vakuumgefäß 4, in dem auch die Anode 3 liegt. Der Elektronenstrahl 2 wird mit Hilfe von Ablenkspulen 8 auf der Anode 3 so abgelenkt, daß dort ein Fokus umläuft, von dem ein fächerförmiges Röntgegenstrahlenbündel 5 ausgeht. Das Röntgenstrahlenbündel 5 wird zur Durchstrahlung eines Meßfelds 6 aus verschiedenen Richtungen durch entsprechende Fokusbewegung auf der Anode 3 um die Systemachse gedreht. Nach dem Austritt aus dem Meßfeld 6 trifft es auf einem ebenfalls als Teilring ausgebildeten Detektor 7 auf, der aus einer Reihe von Detektorelementen besteht. die Fächerebene des Röntgegenstrahlenbündels 5 verläuft senkrecht zur Zeichenebene. Der Detektor 7 ist gegenüber der Anode 3 etwas versetzt, so daß das schräg verlaufende Röntgegenstrahlenbündel 5 am Detektor 7 vorbei verlaufen kann, bevor es den Patienten 11 durchsetzt. Das Vakuum im Vakuumgefäß 4 und in der Elektronenkanone 1 wird durch Pumpen aufrechterhalten. In das Meßfeld 6 ist eine Liege 10 einschiebbar, auf der der Patient 11 liegt. Die Liege 10 kann während der Messung bewegt werden (Spiral-CT). Ein Rechner 12 berechnet aus den Meßwerten der Detektorelemente des Detektors 7 ein Bild des Patienten 11

Die Fig. 8 verdeutlicht die einzelnen Schritte der Rekonstruktion. die einzelnen Blöcke bedeuten:

15 Meßsystem
16 Datenerfassung
17 Controller
18 Speicher
19 Vorverarbeitung
20 Faltung
21 Rückprojektion
22 Imager
23 Host-Computer
24 TV-System
25 Speicher

In der Vorverarbeitung werden üblicherweise verschiedene Gewichtungen der Meßwerte vorgenommen (Kalibrierung, Normierung, cos-Gewichtung wegen Rückprojektionsalgorithmus, etc.), wobei die Gewichtsdaten ladbaren Tabellen entnommen werden. die teilkreisbedingte Gewichtung kann in ihrer vollen funktionalität am leichtesten durch Vorabmultiplikation mit anderen meßwertunabhängigen Gewichtstabellen implementiert werden.

Die Fig. 9 verdeutlicht dies am Beispiel der cos-Gewichtung. Statt einer alpha-unabhängigen cos-Tabelle werden mehrere Tabellen gespeichert. Die Tabelle c (beta) zur Gewichtung der Daten des zum Winkel alpha gehörenden Fächers wird abhängig vom Winkel alpha ausgewählt und der Multiplikationseinheit zur Verfügung gestellt. Für die Bereiche alpha kleiner alpha1 und alpha größer alpha2, d. h. diejenigen Bereiche, für die es Meßwerte gibt, zu denen auch der komplementäre existiert (siehe Fig. 2), sind die cos-Gewichte, vormultipliziert mit den speziellen Gewichten zur Korrektur der Teilkreisprobleme, ansonsten die sonst üblichen reinen cos-Gewichte. Die Multiplikationseinheit ist in diesem Beispiel also nur einfach vorhanden. Wird von vornherein für jedes alpha eine eigene Tabelle geführt, so entfällt auch noch die Entscheidungsabfrage nach der Lage bezüglich alpha1 und alpha2.

Natürlich ist es auch möglich, die Teilkreisgewichtung in einer separaten Recheneinheit durchzuführen, aber die Verschmelzung der verschiedenen Gewichte in einem separierten Initialisierungsschritt bringt die größten Vorteile bezüglich Rechenzeit und Hardwareaufwand bezüglich einer zur Messung parallel laufenden Rekonstruktion nach dem Pipelineprinzip.

Wesentlich für die funktionalität ist die Auswahl der Gewichte zur Teilkreiskorrektur. Eine geeignete Festlegung soll an einem Beispiel erläutert werden. Bis auf eine globale Konstante werden die Gewichte g (alpha, beta) folgendermaßen durch Betrachtung des Sinogramms (Fig. 3) festgelegt:

g (alpha, beta)=0 für (alpha, beta) aus Bereich (0)
g (alpha, beta)=1 für (alpha, beta) aus Bereich (1)
g (alpha*, beta*)=1-g (alpha, beta), wenn (alpha, beta) und (alpha*, beta*) zueinander komplementär.

Damit genügt es im weiteren, die Gewichte für den Bereich (2) aus Fig. 3 zu definieren. Ziel ist, daß die Gewichtsfunktion glatt vom Bereich (1) zum Bereich (0) hin abfällt. Mathematisch idealisiert:
g (alpha, beta) soll überall nach alpha und beta differenzierbar sein.

Eine geeignete Vorgehensweise ist:

• - Formulierung der Trennkurven der Sinogrammbereiche:
  alpha=r (beta) beschreibe die Grenze zwischen den Bereichen (1) und (2)
• - alpha=s (beta) beschreibe die Grenze zwischen Bereichen (1) und (0), d. h. linker Rand in Fig. 3.
• - Modifikation der Kurven:
  Die Kurven r und s weisen jeweils eine Knickstelle auf, wie in Fig. 10 gezeigt. Diese werden durch Abänderung, z. B. kubische Splinefunktion, beseitigt. Die modifizierten Kurven werden mit rm und sm bezeichnet. In Fig. 11 ist der Bereich zwischen den Kurven r und rm schraffiert gezeichnet. Die Daten dieses Bereiches werden mit 1 gewichtet, die Daten zwischen s und sm mit 0, d. h. g (alpha, beta)=1 für rm (beta) kleiner alpha kleiner r (beta)
  g (alpha, beta)=0 für s (beta) kleiner alpha kleiner sm (beta)
• - Definition für noch fehlenden Bereich:
  Bestimme x (alpha, beta)=(alpha-sm (beta))/(rm(beta)-sm (beta))und setzeg (alpha, beta)=G(x),wobei G eine geeignete glatte Funktion in einer Variablen ist, z B.G(x)=sin² (pi* x/2)

In der Vorverarbeitung werden üblicherweise verschiedene Gewichtungen der Meßwerte vorgenommen (Kalibrierung, Normierung, cos-Gewichtung wegen Rückprojektionsalgorithmus, etc.), wobei die Gewichtsdaten ladbaren Tabellen entnommen werden. Die teilkreisbedingte Gewichtung kann in ihrer vollen Funktionalität am leichtesten durch Vorabmultiplikation mit anderen meßwertunabhängigen Gewichtstabellen implementiert werden.

Für die Erzielung guter Ergebnisse ist die Glattheit der Trennkurven wesentlich. Die vorgeschlagene Modifizierung zur Beseitigung der Knickstelle entspricht physikalisch dem Verzicht auf die Verwendung einiger Meßwerte, da diese mit Null gewichtet werden. Eine theoretische Alternative ist natürlich, die Datenerfassungseinheit hardwaremäßig so abzuändern, daß die dem schraffierten Bereich in Fig. 11 entsprechenden Meßwerte gar nicht erfaßt bzw. verworfen werden. Damit würden als Trennkurven im Sinogramm von vorneherein die glatten Kurven rm und sm entstehen. Die Werte nach der Vorverarbeitung wären identisch zu denen mit der im Beispiel skizierten Gewichtung entsprechend einer Kurvenmodifikation.

Die beschriebene Methode arbeitet auch noch für eine subminimale Geräteauslegung. Darunter soll eine Teilkreisauslegung entsprechend Fig. 12 verstanden werden. Der schraffierte Bereich (sog. bottom chop) kann dann zwar nicht mehr störungsfrei rekonstruiert werden, doch kann darauf verzichtet werden, wenn es sich etwa um den nicht interessierenden Bereich unter der Patientenliege handelt. Die Sinogrammaufteilung ändert sich entsprechend Fig. 13 und 14. die Fig. 13 bezieht sich dabei auf die Technik ohne und die Fig. 14 auf die Technik mit bottom chop.

Wenn bereits eine Gewichtung der Meßdaten aus anderen Gründen vorgesehen ist, kann das aus der Teilkreisausbildung resultierende Problem durch eine Modifikation dieser Gewichte gelöst werden. Es kann nur ein Teil der Meßdaten zur Korrektur der Teilkreisprobleme einer gesonderten Behandlung unterzogen werden, indem diejenigen Daten, die das konstante Gewicht 0 oder 1 bekommen würden, unverändert verarbeitet werden.

Claims (3)

1. Computertomograph mit einer das Meßfeld (6) teilweise umschließenden, als Teilring ausgebildeten Röntgegenstrahlenquelle (3), auf der ein Fokus umläuft, so daß Röntgenstrahlung (5) zur Durchstrahlung des Meßfeldes (6) aus verschiedenen Richtungen erzeugt wird, welche nach dem Austritt aus dem Meßfeld (6) auf einem ebenfalls als Teilring ausgebildeten Detektor (7) auftrifft, der aus einer Reihe von Detektorelementen besteht, aus deren Meßwerten durch einen Rechner (12) ein Bild des Untersuchungsobjektes (11) im Meßfeld (6) berechnet wird, wobei die Detektordatensätze meßwertunabhängig so gewichtet werden, daß die folgende Bildrekonstruktion mit einem Standard-CT- Verfahren erfolgen kann, was dadurch erreicht wird, daß die implementierte Gewichtung so gewählt ist, daß im Sinogramm die Grenzen der Bereiche mit konstanten Gewichten glatte Kurven darstellen, indem das Sinogramm in die drei Bereichstypen eingestellt wird: (0)=fehlend
(1)=einfach
(2)=doppelt,indem die Trennkurven dieser Bereiche formuliert und einer Modifikation unterworfen werden, die den für doppelte Teilringsysteme charakteristischen Knick beseitigt, indem in Abhängigkeit von den modifizierten Kurven Gewichtsfunktionen für die Meßwerte formuliert werden und indem in einer Vorverarbeitungseinheit (19) die Daten damit gewichtet werden.

2. Computertomograph nach Anspruch 1, bei dem bereits eine Gewichtung der Meßdaten aus anderen Gründen vorgesehen ist und das aus der doppelten Teilkreisausbildung resultierende Problem durch eine Modifikation dieser Gewichte gelöst wird.

3. Computertomograph nach Anspruch 1 oder 2, bei dem nur ein teil der Meßdaten zur Korrektur der Teilkreisprobleme einer gesonderten Behandlung unterzogen wird, indem diejenigen Daten, die das konstante Gewicht 0 oder 1 bekommen würden, unverändert verarbeitet werden.