DE602004010834T2

DE602004010834T2 - Kohärenzstreuungs-computertomographie

Info

Publication number: DE602004010834T2
Application number: DE602004010834T
Authority: DE
Inventors: Udo Philips Intell. P & S GmbH VAN STEVENDAAL; Claas Philips Intell. P & S GmbH BONTUS; Peter Philips Intell. P & S GmbH FORTHMANN
Original assignee: Philips Intellectual Property and Standards GmbH
Current assignee: Philips Intellectual Property and Standards GmbH
Priority date: 2003-10-14
Filing date: 2004-10-05
Publication date: 2008-12-11
Anticipated expiration: 2024-10-06
Also published as: US20070140410A1; WO2005036467A8; WO2005036467A1; EP1676243B1; ATE381746T1; EP1676243A1; DE602004010834D1; JP2007508560A; US7580499B2

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf den Bereich der Computertomographie mit kohärenter Streustrahlung (engl. coherent-scatter computed tomography, CSCT), bei der ein interessierendes Objekt einem fächerförmigen Strahlenbündel ausgesetzt wird. Im Besonderen bezieht sich die vorliegende Erfindung auf eine Datenverarbeitungseinrichtung zum Durchführen einer Rekonstruktion von computertomographischen Daten, ein Computertomographiegerät zum Untersuchen eines interessierenden Objekts, ein Verfahren zum Durchführen einer Rekonstruktion von computertomographischen Daten und ein Computerprogramm für einen Datenprozessor zum Durchführen einer Rekonstruktion von computertomographischen Daten.
In dem Dokument US 4.751.722 wird eine Einrichtung beschrieben, die auf dem Prinzip der Registrierung einer Winkelverteilung von kohärenter Streustrahlung innerhalb eines Winkelbereichs von 1° bis 12° in Bezug auf die Richtung des Strahlenbündels basiert. Wie in dem Dokument US 4.751.722 dargelegt, wird der Hauptanteil der elastischen Streustrahlung in Winkeln von unter 12° konzentriert, und die Streustrahlung weist eine charakteristische Winkelabhängigkeit mit deutlichen Maxima auf, deren Positionen durch die bestrahlte Substanz selbst bestimmt werden. Da die Verteilung der Intensität der kohärent gestreuten Strahlung in kleinen Winkeln vom molekularen Aufbau der Substanz abhängt, können verschiedene Substanzen mit dem gleichen Absorptionsvermögen (was mit herkömmlicher Durchleuchtung oder Computertomographie nicht unterschieden werden kann) nach der Verteilung der Intensität der Winkelstreuung von kohärenter Strahlung unterschieden werden, die für jede Substanz typisch ist.
Aufgrund der verbesserten Fähigkeiten derartiger Systeme bei der Unterscheidung zwischen verschiedenen Objektmaterialien nimmt der Einsatz derartiger Systeme auf medizinischem oder industriellem Gebiet immer mehr zu.
Die dominierende Komponente der Kleinwinkelstreuung ist die kohärente Streuung. Da die kohärente Streuung Störeffekte bewirkt, die von der Anordnung der Atome der streuenden Probe abhängen, ist die Computertomographie mit kohärenter Streustrahlung (CSCT) im Prinzip ein empfindliches Verfahren zum Abbilden räumlicher Ver änderungen im molekularen Aufbau von Gewebe an einem zweidimensionalen Objektabschnitt.
Harding et al beschreibt in seinem Artikel „Energy-dispersive x-ray diffraction tomography", erschienen in Phys. Med. Biol., 1990, Band 35, Nr. 1, auf den Seiten 33–41 ein tomographisches Abbildungsverfahren, das auf einer Energieanalyse unter feststehendem Winkel von kohärenter Röntgenstreustrahlung basiert, die in einem Objekt durch polychromatische Strahlung angeregt wird. Gemäß diesem Verfahren wird durch den Einsatz von geeigneten Apertursystemen ein Strahlenbündel erzeugt, das die Form eines Stiftes hat und auch als Schmalbündel bezeichnet wird. Der Schmalbündelquelle gegenüber ist ein für eine Energieanalyse geeignetes Detektorelement zum Erkennen des durch das interessierende Objekt veränderten Schmalbündels angeordnet.
In dem Dokument US 6.470.067 B1 wird eine kohärente Streustrahlungseinstellung beschrieben, bei der ein fächerförmiges primäres Strahlenbündel und ein 2D-Detektor kombiniert mit Computertomographie angewendet werden. Der Nachteil der winkeldispersiven Einstellung kombiniert mit einer polychromatischen Quelle sind unscharfe Streufunktionen, wie es beispielsweise von Schneider et al in „Coherent Scatter Computed Tomography Applying a Fan-Beam Geometry", erschienen in Proc. SPIE, 2001, Band 4320, auf den Seiten 754–763 beschrieben wird.
Damit der ausgeführte Rekonstruktionsalgorithmus eine wettbewerbsfähige Modalität im Bereich der medizinischen Bildgebung oder der zerstörungsfreien Prüfung wird, sollte er sowohl eine gute Bildqualität als auch kurze Rekonstruktionszeiten sicherstellen.
Bisher wurden die mittels der Computertomographie mit kohärenter Streustrahlung und einem fächerförmigen Strahlenbündel erfassten Projektionsdaten beispielsweise mit Hilfe von algebraischen Rekonstruktionsverfahren (engl. algebraic reconstruction technique, ART) rekonstruiert, da sich ART als sehr vielseitig erwiesen hat, wie es beispielsweise J. A. Grant et al in „A reconstruction strategy suited to x-ray diffraction tomography", erschienen in J. Opt. Soc. Am A12, 1995, auf den Seiten 291–300 beschreibt. Aufgrund der rechnerischen Komplexität einer derartigen iterativen Rekonstruktion erfordern derartige Verfahren jedoch eine relativ lange Rekonstruktionszeit.
In dem Dokument von Stevendaal et al mit dem Titel „A reconstruction algorithm for coherent scatter computed tomography based an filtered back-projection", er schienen in Med. Phys. 30(9), 2003, wird ein Verfahren zum Rekonstruieren von CSCT-Daten mit einer Rückprojektion längs gekrümmter Linien dargelegt.
Ferner wenden alle bekannten Lösungsansätze ein ungenaues Rekonstruktionsverfahren an.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine verbesserte Rekonstruktion von tomographischen Daten zu schaffen.
Gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung nach Anspruch 1 kann die oben genannte Aufgabe durch eine Datenverarbeitungseinrichtung zum Durchführen einer Rekonstruktion von computertomographischen Daten gelöst werden, wobei die computertomographischen Daten aus erfassten CT-Daten rekonstruiert werden, die mindestens ein Teilspektrum umfassen, das mit Hilfe eines Detektors erfasst wird, der Energie auflösende Detektorelemente umfasst. Ferner wird ein Speicher zum Speichern mindestens entweder der erfassten CT-Daten oder der computertomographischen Daten geschaffen. Außerdem wird ein Prozessor geschaffen, der so angepasst ist, dass er mit Hilfe zumindest des Teilspektrums einen Wellenvektortransfer und ein Rekonstruktionsvolumen ermittelt. Eine Dimension des Rekonstruktionsvolumens wird durch den Wellenvektortransfer bestimmt. Der Wellenvektortransfer stellt gekrümmte Linien in dem Rekonstruktionsvolumen dar. Anschließend erfolgt gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung eine Neuanordnung der CT-Daten, so dass sie einer Erfassung längs einer gewünschten Trajektorie der Quelle im Rekonstruktionsvolumen entsprechen.
Vorteilhafterweise kann die Datenverarbeitungseinrichtung gemäß diesem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ein quasigenaues Rekonstruktionsverfahren für Rekonstruktionsdaten wie ein Bild aus ausgelesenen Messwerten des Detektors durchführen. In diesem Zusammenhang ist die Bezeichnung „Rekonstruktion" so zu verstehen, dass sie die Schritte oder Prozesse vom Lesen der gemessenen Daten vom Detektor bis hin zum Ausgeben der tatsächlich rekonstruierten Daten beispielsweise auf einer Anzeige oder eine Ausgabe von Informationen wie eine Materialunterscheidung basierend auf diesen ausgelesenen Messwerten abdeckt.
Die Interpretation der Projektionsdaten als gekrümmte Linien oder Linienintegrale im Rekonstruktionsraum und die geeignete Umsortierung der erfassten CT-Daten derart, dass sie einer Erfassung entsprechen, bei der die verwendete Strahlungsquelle längs einer gewünschten Trajektorie bewegt wird, kann die Durchführung genauer Algorithmen für eine spiralförmigen Rekonstruktion gestatten.
Mit anderen Worten: Gemäß diesem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung kann die Strahlungsquelle zur Datenerfassung längs einer ersten Trajektorie, beispielsweise eines Kreises, bewegt werden. Anschließend werden die Daten neu angeordnet, so dass sie Daten entsprechen, als wären sie mit einer Strahlungsquelle erfasst worden, die längs einer zweiten Trajektorie bewegt wird, die sich von der ersten Trajektorie unterscheiden kann. Die zweite Trajektorie kann spiralförmig sein.
Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, nach Anspruch 2 werden die erfassten CT-Daten mit einer ersten Quellenbewegung erfasst und die Daten im Rekonstruktionsvolumen derart neu angeordnet, dass sie Daten entsprechen, die mit einer anderen zweiten Quellenbewegung erfasst werden. Die erste Quellenbewegung kann beispielsweise ein Kreis und die zweite Quellenbewegung eine Spirale sein. Aufgrund dieser Neuordnung oder Neuorganisation der erfassten CT-Daten können die genauen Algorithmen für eine spiralförmige Rekonstruktion für eine quasigenaue Rekonstruktion der Daten eingesetzt werden, wie sie in der Technik bekannt und beispielsweise von Katsevich in „Analysis of an exact inversion algorithm for spiral cone-beam CT", erschienen in Phys. Med. Biol., Band 47, 2002, auf den Seiten 2583–2597 beschrieben werden.
Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung nach Anspruch 3 wird eine gefilterte Rückprojektion längs der gekrümmten Linien durchgeführt, die Hyperbeln in dem Rekonstruktionsvolumen sein können.
Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung werden die drei Dimensionen des Rekonstruktionsvolumens durch den Wellenvektortransfer und zwei lineare unabhängige Vektoren der Drehebene der Strahlungsquelle festgelegt. Des Weiteren ist der Detektor ein zweidimensionaler Detektor, der es ermöglicht, das volle Energiespektrum der Strahlungsquelle, beispielsweise einer polychromatischen Röntgenquelle, zu erzielen. Daraus ergibt sich ein relativ breites Spektrum der Wellenvektortransfers der gestreuten Röntgenphotonen. Aufgrund dessen werden redundante Daten erfasst, die dazu verwendet werden können, eine bessere Bildqualität zu erzielen.
Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung nach Anspruch 5 wird die Neuanordnung der erfassten CT-Daten mit Hilfe der John-Gleichung durchgeführt. Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung nach Anspruch 6 wird eine sehr einfache lineare Gleichung geschaffen, die die Datenerfassung einer spiralförmigen Trajektorie im Rekonstruktionsvolumen erfüllt, wo durch eine schnelle und exakte und quasigenaue Rekonstruktion der Computertomographiedaten ermöglicht wird.
Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung nach Anspruch 7 wird ein Computertomographiegerät geschaffen, bei dem ein Streustrahlungsdetektor in einer Detektoreinheit gegenüber einer Röntgenquelle mit einem Versatz in Bezug auf eine Schichtebene eines fächerförmigen Röntgenstrahlenbündels angeordnet ist, das von der Röntgenquelle in einer Richtung erzeugt wird, die parallel zu einer Drehachse der Röntgenquelle und des Streustrahlungsdetektors liegt. Der Streustrahlungsdetektor umfasst eine Vielzahl von Energie auflösenden Detektorelementen. Gemäß einem Aspekt dieses Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung wird eine Neuanordnung der mit Hilfe des Streustrahlungsdetektors erfassten CT-Daten so durchgeführt, dass sie einer Erfassung entspricht, bei der die Röntgenquelle längs einer gewünschten Trajektorie in dem Rekonstruktionsvolumen bewegt wird. Mit anderen Worten: Die erfassten CT-Daten werden so neu angeordnet, als waren sie mit Hilfe einer gewünschten Bewegung des Streustrahlungsdetektors und der Röntgenquelle erfasst worden, die sich von der tatsächlichen Bewegung der Röntgenquelle während der Datenerfassung unterscheiden kann.
Vorteilhafterweise wird gemäß diesem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ein Computertomographiegerät geschaffen, das eine quasigenaue spiralförmige Rekonstruktion beispielsweise eines Röntgenbildes durchführen kann. Vorteilhafterweise kann dieses eine verbesserte Bildqualität und eine schnelle Rekonstruktion ermöglichen.
Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung nach Anspruch 8 ist der Streustrahlungsdetektor ein zweidimensionaler Detektor, d. h. ein Energie auflösender 2D-Detektor, der es ermöglichen kann, das volle Energiespektrum beispielsweise einer polychromatischen Röntgenquelle zu erzielen. Daraus ergibt sich ein relativ breites Spektrum der Wellenvektortransfers der gestreuten Röntgenphotonen. Eine Interpretation der Projektionsdaten als Linienintegrale im Rekonstruktionsraum und die geeignete Umsortierung der erfassten Daten derart, als waren sie längs der spiralförmigen Trajektorie der Quelle erfasst worden, kann die Anwendung genauer Algorithmen für eine spiralförmige Rekonstruktion gestatten. Außerdem können redundante Daten dazu verwendet werden, eine bessere Bildqualität zu erzielen.
Die Ansprüche 9 bis 11 bieten weitere Ausführungsbeispiele des Computertomographiegerätes gemäß der vorliegenden Erfindung.
Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung nach Anspruch 12 wird ein Verfahren zum Durchführen einer Rekonstruktion von computertomographischen Daten geschaffen, das eine Neuanordnung von mit Hilfe eines Energie auflösenden Detektors erfassten CT-Daten umfasst, wobei der Detektor ein zweidimensionaler Energie auflösender Detektor sein kann, als wären sie längs einer spiralförmigen Trajektorie der Quelle erfasst worden.
Vorteilhafterweise kann gemäß diesem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ein sehr schnelles und effizientes Verfahren geschaffen werden, das eine genaue Rekonstruktion der Daten und dadurch eine verbesserte Bildqualität ermöglicht.
Die Ansprüche 13 und 14 bieten weitere Ausführungsbeispiele des Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung.
Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung nach Anspruch 15 wird ein Computerprogramm für einen Datenprozessor zum Durchführen einer Rekonstruktion von computertomographischen Daten geschaffen. Das Computerprogramm gemäß der vorliegenden Erfindung wird vorzugsweise in einen Arbeitsspeicher des Datenprozessors geladen. Der Datenprozessor ist somit für die Ausführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgerüstet. Das Computerprogramm kann auf einem computerlesbaren Medium wie einer CD-ROM gespeichert werden. Das Computerprogramm kann auch über ein Netzwerk wie das World Wide Web vorliegen und in den Arbeitsspeicher eines Datenprozessors aus einem derartigen Netzwerk herunter geladen werden.
Es kann als Kern eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung angesehen werden, dass eine Neusortierung oder Extrapolation der während einer kreisförmigen Erfassung erfassten Daten (d. h. der beispielsweise von einem zweidimensionalen Energie auflösenden Detektor ausgelesenen Daten) so durchgeführt wird, dass die Daten einer Erfassung längs einer anderen Trajektorie der Quelle entsprechen, als sie tatsächlich für die Erfassung im x-y-q-Raum oder dem Rekonstruktionsvolumen verwendet wurde. Mit anderen Worten: Beispielsweise werden Daten, die während einer kreisförmigen Erfassung erfasst wurden, so neu sortiert und/oder extrapoliert, dass sie Daten in einem x-y-q-Raum entsprechen, als waren sie durch eine Erfassung mit einer spiralförmigen Trajektorie der Quelle ermittelt worden. Vorteilhafterweise kann diese Tatsache eine quasigenaue spiralförmige Rekonstruktion ermöglichen, da bekannte, an spiralförmige Trajektorien der Quelle angepasste Rekonstruktionsalgorithmen verwendet werden können. Ferner kann gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung ein zweidimensionaler Energie auflösender De tektor eingesetzt werden, der es ermöglicht, ein volles Energiespektrum der Strahlungsquelle zu erzielen, woraus sich ein relativ breites Spektrum der Wellenvektortransfers der gestreuten Photonen ergibt. Vorteilhafterweise kann dies eine verbesserte Bildqualität und eine verbesserte Datenrekonstruktion bewirken.
Diese und weitere Aspekte der vorliegenden Erfindung sind aus den nachfolgend beschriebenen Ausführungsbeispielen ersichtlich und werden unter Bezugnahne darauf erläutert.
Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung sind in den Zeichnungen dargestellt und werden im Folgenden näher beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines CSCT-Scanners gemäß der vorliegenden Erfindung;
2 eine schematische Darstellung der Geometrie des CSCT-Scanners aus 1 zum Messen von kohärenter Streustrahlung;
3 eine weitere schematische Darstellung der Geometrie des CSCT-Scanners aus 1;
4 eine weitere schematische Darstellung einer Messgeometrie des CSCT-Scanners aus 1 zur weiteren Erläuterung der vorliegenden Erfindung;
5 eine weitere schematische Darstellung einer Seitenansicht der Geometrie des CSCT-Scanners aus 1;
6 eine schematische Darstellung eines Mehrlinien-CSCT-Scanners gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung;
die 7a und 7b schematische Darstellungen zur Erläuterung der Idee der John-Gleichung;
8 Kennlinien des Wellenvektortransfers q in Abhängigkeit von dem Abstand D zwischen dem Streuzentrum und dem Detektor zur weiteren Erläuterung der vorliegenden Erfindung;
9 eine vereinfachte schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels einer Datenverarbeitungseinrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung.
1 zeigt ein Ausführungsbeispiel eines Computertomographen gemäß der vorliegenden Erfindung. Mit Bezug auf dieses Ausführungsbeispiel wird die vorliegende Erfindung für den Einsatz in der Gepäckkontrolle zum Erkennen von gefährlichen Materialien wie Sprengstoffen in Gepäckstücken beschrieben. Es ist jedoch anzumerken, dass die vorliegende Erfindung nicht auf das Gebiet der Gepäckkontrolle beschränkt ist sondern auch in anderen industriellen oder medizinischen Anwendungsbereichen wie beispielsweise der Abbildung von Knochen oder der Unterscheidung von Gewebearten in der Medizin eingesetzt werden kann.
Das in 1 gezeigte Gerät ist ein CSCT-Scanner mit einem fächerförmigen Strahlenbündel, der kombiniert mit einem Energie auflösenden Detektor und mit tomographischer Rekonstruktion auch bei einem polychromatischen primären fächerförmigen Strahlenbündel eine gute spektrale Auflösung bietet. Der in 1 dargestellte CSCT-Scanner umfasst eine Gantry 1, die um eine Drehachse 2 drehbar ist. Die Gantry 1 wird von einem Motor 3 angetrieben. Das Bezugszeichen 4 bezeichnet eine Strahlungsquelle, beispielsweise eine Röntgenquelle, die gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung eine polychromatische Strahlung aussendet.
Das Bezugszeichen 5 bezeichnet ein erstes Apertursystem, dass das von der Strahlungsquelle 4 ausgesendete Strahlenbündel zu einem kegelförmigen Strahlenbündel formt. Ferner wird ein weiteres Apertursystem 9 geschaffen, das aus einer Blende oder einem Schlitzkollimator besteht. Das Apertursystem 9 hat die Form eines Schlitzes 10, so dass die von der Strahlungsquelle 4 ausgesendete Strahlung zu einem fächerförmigen Strahlenbündel 11 geformt wird. Gemäß einer Variante dieses Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung kann das erste Apertursystem 5 auch weggelassen und lediglich das zweite Apertursystem 9 geschaffen werden.
Das fächerförmige Strahlenbündel 11 wird so gelenkt, dass es das in der Mitte der Gantry 1, d. h. in einem Untersuchungsbereich des CSCT-Scanners, angeordnete Gepäckstück 7, durchdringt und auf den Detektor 8 fällt. Wie in 1 zu sehen ist, ist der Detektor 8 an der Gantry 1 gegenüber der Strahlungsquelle 4 angeordnet, so dass die Schichtebene des fächerförmigen Strahlenbündels 11 die Reihe oder Zeile 15 des Detektors 8 schneidet. Der Detektor 8 ist in 1 mit sieben Detektorzeilen dargestellt, wobei jede eine Vielzahl von Detektorelementen umfasst. Wie oben erwähnt ist der Detektor 8 so ausgelegt, dass der Primärstrahlungsdetektor 15, d. h. die mittlere Zeile des Detektors 8, in der Schichtebene des fächerförmigen Strahlenbündels 11 liegt.
Wie aus 1 zu ersehen ist, umfasst der Detektor 8 zwei Arten von Strahlungsdetektorzeilen: eine erste Art von Detektorzeilen 30 und 34, die in 1 ohne Schraffur dargestellt sind und aus Energie auflösenden Detektorzellen bestehen. Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung sind diese ersten Detektorelemente (Zeilen 30 und 34) Energie auflösende Detektorelemente. Vorzugsweise sind die Energie auflösenden Detektorelemente direkt umwandelnde Halbleiterdetektoren. Direkt umwandelnde Halbleiterdetektoren wandeln Strahlung direkt in elektrische Ladungen um – ohne Szintillation. Vorzugsweise weisen diese direkt umwandelnden Halbleiterdetektoren eine höhere Energieauflösung als 10% Halbwertbreite (engl. full-width at half maximum, FWHM), d. h. ΔE/E < 0,1 auf, wobei ΔE die Halbwertsbreite der Energieauflösung des Detektors ist.
Derartige Detektorzellen der Zeilen 30 und 34 können auf Kadmium-Tellurid oder auf CdZnTe (CZT) basierende Zellen sein, die beide außerhalb der Schichtebene des fächerförmigen Strahlenbündels 11 angeordnet sind. Mit anderen Worten: Die beiden Energie auflösenden Zeilen 30 und 34 sind in der Gantry 1 gegenüber der Röntgenquelle 4 mit einem Versatz zur Schichtebene in einer Richtung parallel zur Drehachse 2 angeordnet. Die Detektorzeile 30 ist mit einem positiven Versatz zur Richtung der in 1 dargestellten Drehachse 2 angeordnet, während die Zeile 34 mit einem negativen Versatz von der Schichtebene zu der in 1 dargestellten Richtung der Drehachse 2 angeordnet ist.
Die Detektorzeilen 30 und 34 sind so an der Gantry 1 angeordnet, dass sie parallel zur Schichtebene und außerhalb der Schichtebene mit einem derartigen Versatz in einer positiven oder negativen Richtung von der Drehachse 2 der Gantry 1 verlaufen, dass sie eine von dem Gepäckstück 7 im Untersuchungsbereich des CSCT-Scanners gestreuten Streustrahlung empfangen oder messen. Im Folgenden werden die Zeilen 30 und 34 somit auch als Streustrahlungsdetektor bezeichnet. Es ist anzumerken, dass gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung die Energie auflösenden Zeilen 30 und 34 einen zweidimensionalen, Energie auflösenden Streustrahlungsdetektor bilden. Mit anderen Worten: Vorzugsweise sind eine Vielzahl von Energie auflösenden Zeilen 30 und 34 auf beiden Seiten der Zeile 15 angeordnet. Daher kann ein Detektor 8 mit lediglich einer nicht Energie auflösenden Zeile 15 in der Schichtebene und mit Abstand zur Schichtebene angeordneten Energie auflösenden Zeilen vorteilhaft sein. Im Folgenden wird, wenn die Bezeichnung „Streustrahlungsdetektor" verwendet wird, also davon ausgegangen, dass dieser jeglichen Detektor mit mindestens zwei Zeilen mit Energie auflösenden Detektorzellen einschließt, die außerhalb der Fächerebene des fächerförmigen Strahlenbündels 11 angeordnet sind, so dass er von dem Gepäckstück 7 gestreute Photonen empfängt.
Die zweite, an dem Detektor 8 vorgesehene Art von Detektorzeilen, die mit einer Schraffur dargestellt sind, sind Szintillatorzellen. Im Besonderen ist die Zeile 15 so angeordnet, dass sie in der Schichtebene des fächerförmigen Strahlenbündels 11 liegt und die von dem Gepäckstück 7 in dem Untersuchungsbereich verursachte Schwächung der von der Strahlungsquelle 4 ausgesendeten Strahlung misst. Wie in 1 dargestellt können rechts und links von der Zeile 15 weitere Detektorzeilen angeordnet werden, die Szintillatordetektorzellen enthalten. Es kann jedoch, wie oben beschrieben, lediglich eine Detektorzeile mit Szintillatorzellen vorliegen, nämlich die Zeile 15 in der Schichtebene, und die restlichen Zeilen des Detektors 8 können Energie auflösende Zeilen sein. Dadurch kann ein zweidimensionaler, Energie auflösender Detektor (wie ein Streustrahlungsdetektor) geschaffen werden.
Wie bereits mit Bezug auf die Energie auflösenden Zeilen 30 und 34 angemerkt, kann die Schaffung lediglich einer Zeile 15, die die von dem Gepäckstück 7 verursachte Schwächung des Primärstrahlenbündels des fächerförmigen Strahlenbündels 11 in der Schichtebene misst, ausreichen. Wie im Fall der Energie auflösenden Zeilen 30 und 34 kann die Schaffung einer Vielzahl von Detektorzeilen 32, die jeweils eine Vielzahl von Szintillatorzellen umfassen, jedoch die Messgeschwindigkeit des CSCT-Scanners weiter erhöhen. Im Folgenden wird der Ausdruck „Primärstrahlungsdetektor" dafür verwendet, einen Detektor mit mindestens einer Zeile mit Szintillator- oder ähnlichen Detektorzellen zum Messen einer Schwächung der Primärstrahlung des fächerförmigen Strahlenbündels 11 zu bezeichnen.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird eine Vielzahl von Energie auflösenden Zeilen 30 und 34 geschaffen, so dass ein zweidimensionaler, Energie auflösender Detektor geschaffen wird. Dadurch können zusätzliche redundante Daten ermittelt werden, die später zur Verbesserung der Bildqualität genutzt werden können. Ferner kann sich dadurch die Abtastzeit reduzieren.
Mit einer Energie auflösenden Zeile kann lediglich ein Bruchteil des vollen Spektrums für Wellenvektortransfers erzielt werden. Außerdem kann das Spektrum aufgrund des Abstands der Detektorzeile zur Schichtebene oder Abtastebene eine untere Grenze aufweisen. Daher kann der Einsatz eines zweidimensionalen (2D-)Detektors ein breiteres Spektrum der Wellenvektortransfers bewirken. Im Besonderen kann die untere Grenze zu relativ kleinen Werten verschoben werden. Ferner kann ein 2D-Detektor die Ermittlung redundanter Daten ermöglichen. Durch die Vorverarbeitung dieser Daten gemäß einem Aspekt eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung können sie als Eingangsdaten für ein genaues Rekonstruktionsverfahren verwendet werden.
Wie aus 1 zu ersehen ist, sind die Detektorzellen des Detektors 8 in Zeilen und Spalten angeordnet, wobei die Spalten parallel zur Drehachse 2 und die Zeilen in Ebenen senkrecht zur Drehachse 2 und parallel zur Schichtebene des fächerförmigen Strahlenbündels 11 verlaufen.
Die Aperturen der Apertursysteme 5 und 9 sind so an die Abmessungen des Detektors 8 angepasst, dass der abgetastete Bereich des Gepäckstücks 7 innerhalb des fächerförmigen Strahlenbündels 11 liegt, und dass der Detektor 8 den ganzen Abtastbereich abdeckt. Vorteilhafterweise wird dadurch verhindert, dass das Gepäckstück 7 unnötiger übermäßiger Strahlung ausgesetzt wird. Während eines Abtastvorgangs des Gepäckstückes 7 werden die Strahlungsquelle 4, die Apertursysteme 5 und 9 und der Detektor 8 mit der Gantry 1 in der durch den Pfeil 16 angegebenen Richtung gedreht. Für die Drehung der Gantry 1 mit der Strahlungsquelle 4, den Apertursystemen 5 und 9 und dem Detektor 15 ist der Motor 3 mit einer Motorsteuereinheit 17 verbunden, die mit einer Recheneinheit 18 verbunden ist.
In 1 wird das Gepäckstück 7 auf ein Förderband 19 gelegt. Gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird wie oben erwähnt eine kreisförmige Datenerfassung durchgeführt, wobei die Röntgenquelle 4 längs einer kreisförmigen Trajektorie bewegt wird, d. h. in einer Drehebene um die Drehachse gedreht wird, ohne dass sich das Gepäckstück 7 bewegt. Daher wird das Förderband 19 so betrieben, dass das Gepäckstück unbeweglich ist, wenn die Röntgenquelle 4 eine kreisförmige Bewegung (d. h. eine kreisförmige Erfassung) um das Gepäckstück 7 herum ausführt, die eine ausreichende Datenerfassung gestattet. Dann wird das Gepäckstück 7 beispielsweise um ein vorher eingestelltes Inkrement bewegt, und dann wird eine weitere Abtastung einer weiteren Schicht des Gepäckstückes 7 durchgeführt, während der das Förderband 19 nicht bewegt wird.
Der Detektor 8 ist mit einer Recheneinheit 18 verbunden. Die Recheneinheit 18 empfängt die Ergebnisse der Erkennung, d. h. die Ausgaben der Detektorelemente des Detektors 8, und ermittelt ein Abtastergebnis auf der Grundlage der Abtastergebnisse vom Detektor 8, d. h. von den Energie auflösenden Zeilen 30 und 34 und den Zeilen 15 und 32, um die Schwächung der Primärstrahlung des fächerförmigen Strahlenbündels 11 zu messen. Zusätzlich dazu kommuniziert die Recheneinheit 18 mit der Motorsteuereinheit 17, um die Bewegung der Gantry 1 mit den Motoren 3 und 20 oder mit dem Förderband 19 zu koordinieren.
Die Recheneinheit 18 ist so angepasst, dass sie ein Bild aus den Ausgaben des Primärstrahlungsdetektors, d. h. der Detektorzeilen 15 und 32, und des Streustrahlungsdetektors, d. h. der Zeilen 30 und 34, rekonstruiert. Das von der Recheneinheit 18 erstellte Bild kann über eine Schnittstelle 22 einer (in 1 nicht gezeigten) Anzeige zugeführt werden.
Die Recheneinheit, die durch einen Datenprozessor realisiert werden kann, kann so ausgelegt sein, dass sie eine gefilterte Rückprojektion an den Ausgaben von dem Detektorelement des Detektors 8, d. h. an den Ausgaben von den Energie auflösenden Zeilen 30 und 34 und den Zeilen 15 und 32, durchführt, um die Schwächung der Primärstrahlung des fächerförmigen Strahlenbündels 11 zu messen. Die in der Recheneinheit 18 durchgeführte Rückprojektion, die einen Bestandteil der Bildrekonstruktion darstellt, wird ausführlicher unter Bezugnahme auf 7 beschrieben werden.
Ferner kann die Recheneinheit 18 so angepasst werden, dass sie auf der Grundlage der Ausgaben der Zeilen 30 und 34 und 15 und 32 Sprengstoffe in dem Gepäckstück 7 erkennt. Dies kann automatisch durch Rekonstruieren von Streufunktionen aus den Ausgaben dieser Detektorzeilen und Vergleichen mit Tabellen erfolgen, die charakteristische Messwerte von Sprengstoffen enthalten, wie sie während vorhergehender Messungen ermittelt wurden. Ermittelt die Recheneinheit 18, dass die aus dem Detektor 8 ausgelesenen Messwerte mit charakteristischen Messwerten eines Sprengstoffes übereinstimmen, gibt die Recheneinheit 18 automatisch über einen Lautsprecher 21 einen Alarm aus.
Im Besonderen kann die Recheneinheit 18 so ausgelegt sein, dass sie eine Ermittlung des Wellenvektortransfers mit Hilfe zumindest eines Teilspektrums durchführt, das aus den Ausgaben vom Detektor 8 und im Besonderen aus den Ausgaben der Energie auflösenden Zeilen 30 und 34 erfasst wurde. Wie in 1 zu sehen ist, werden die Daten während einer kreisförmigen Erfassung mit Bezug auf die Trajektorie der Quelle im x-y-z-Raum erfasst.
Anschließend werden die gemessenen Daten als Linienintegrale im x-y-q-Raum interpretiert, wobei q der Wellenvektortransfer und x und y lineare unabhängige Vektoren in der Drehebene der Strahlungsquelle 4 sind. Danach werden die gemessenen Daten neu sortiert und extrapoliert, so dass sie einer Erfassung längs einer spiralförmigen Trajektorie im x-y-q-Raum entsprechen, d. h. sie werden neu geordnet, als wären sie längs einer spiralförmigen Trajektorie der Quelle ermittelt worden. Anschließend können die Daten vorverarbeitet werden, damit auf die Daten herkömmliche Algorithmen für eine spiralför mige Rekonstruktion angewendet werden können, beispielsweise das von Katsevich in „Analysis of an exact inversion algorithm for spiral cone-beam CT", erschienen in Phys. Med. Biol., Band 47, 2002, auf den Seiten 2583–2597 beschriebene Rekonstruktionsverfahren. Schließlich werden die Daten rückprojiziert. Diese Rückprojektion kann längs der gekrümmten Linien, beispielsweise Hyperbeln, im x-y-q-Raum des Wellenvektortransfers durchgeführt werden. Dieser Vorgang wird ausführlicher mit Bezug auf 6 beschrieben werden.
In der folgenden Beschreibung der 2–5 werden die gleichen Bezugszeichen wie in 1 für gleiche oder entsprechende Elemente verwendet.
2 zeigt eine vereinfachte schematische Darstellung einer Geometrie des in 1 dargestellten CSCT-Abtastsystems. Wie aus 2 zu ersehen ist, sendet die Röntgenquelle 4 das fächerförmige Strahlenbündel 11 so aus, dass es das Gepäckstück 7 einschließt, das in diesem Fall einen Durchmesser u hat und den gesamten Detektor 8 abdeckt. Der Durchmesser des Objektbereichs kann beispielsweise 100 cm betragen. In diesem Fall kann ein Winkel α des fächerförmigen Strahlenbündels 11 80° betragen. Bei einer derartigen Anordnung beträgt der Abstand v von der Röntgenquelle 4 zum Mittelpunkt des Objektbereichs ungefähr 80 cm und der Abstand des Detektors 8, d. h. der einzelnen Detektorzellen, von der Röntgenquelle 4 ungefähr w = 150 cm.
Wie aus 2 zu ersehen ist, können gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung die Detektorzellen oder -zeilen mit Kollimatoren 40 ausgestattet werden um zu verhindern, dass die Zellen oder Zeilen unerwünschte Strahlung mit einem anderen Streuwinkel messen. Die Kollimatoren 40 haben die Form von Blättern oder Lamellen, die zur Quelle hin fokussiert werden können. Der Abstand zwischen den Lamellen kann unabhängig von dem Abstand zwischen den Detektorelementen gewählt werden.
Anstelle eines gekrümmten Detektors 8, wie er in den 1 und 2 dargestellt ist, ist es auch möglich ein ebenes Detektorarray zu verwenden.
3 zeigt eine weitere schematische Darstellung einer Detektorgeometrie, wie sie in dem CSCT-Scanner aus 1 verwendet wird. Wie bereits mit Bezug auf 1 beschrieben, kann der Detektor 8 eine, zwei oder mehr Detektorzeilen 30 und 34 und eine Vielzahl von Zeilen 15 und 32 zum Messen der durch das Gepäckstück 7 verursachten Schwächung des Primärfächerstrahlenbündels aufweisen. Wie aus 3 zu ersehen ist, ist der Detektor 8 vorzugsweise so ausgelegt, dass sich eine der Zeilen 15 und 32, vorzugsweise die mittlere Zeile 15, des Detektors 8 innerhalb der Schichtebene des fächer förmigen Strahlenbündels 11 befindet und dadurch die Schwächung der Primärstrahlung misst. Wie durch den Pfeil 42 angegeben werden die Röntgenstrahlenquelle 4 und der Detektor 8 zusammen um das Gepäckstück in der Drehebene gedreht, um Projektionen aus unterschiedlichen Winkeln zur Durchführung einer kreisförmigen Erfassung zu erfassen.
Wie in 3 dargestellt umfasst der Detektor 8 eine Vielzahl von Spalten t.
4 zeigt eine weitere schematische Darstellung der Geometrie des in 1 dargestellten CSCT-Scanners zur weiteren Erläuterung der vorliegenden Erfindung. In 4 ist ein Detektor 46 mit lediglich einer Zeile 15 und lediglich einer Zeile 30 dargestellt. Die Zeile 15 ist in der Schichtebene des durch das Apertursystem 9 geformten fächerförmigen Strahlenbündels 11 angeordnet, das in diesem Fall ein Schlitzkollimator ist und durch die Strahlungsquelle oder die Röntgenquelle 4 erzeugt wird. Die Zeile 15 umfasst beispielsweise Szintillatorzellen oder andere geeignete Zellen zum Messen der Schwächung des Primärstrahlenbündels des fächerförmigen Strahlenbündels 11 und gestattet eine vollständige Messung der durch das interessierende Objekt in dem Objektbereich oder dem Untersuchungsbereich verursachten Schwächung des Primärstrahlenbündels.
Die in 4 dargestellte Zeile 30 kann Energie auflösende Zellen umfassen. Wie aus 4 zu ersehen ist, verläuft die Zeile 30 parallel zur Schichtebene des fächerförmigen Strahlenbündels 11, jedoch außerhalb der Ebene. Mit anderen Worten: Die Zeile 30 ist in einer parallel zur Schichtebene und parallel zur Zeile 15 verlaufenden Ebene angeordnet.
Das Bezugszeichen 44 bezeichnet eine Streustrahlung, d. h. ein von dem interessierenden Objekt wie dem Gepäckstück gestreutes Photon. Wie aus 4 zu ersehen ist, verlässt die Streustrahlung die Schichtebene und fällt auf eine Detektorzelle der Zeile 30.
5 zeigt eine Seitenansicht der Detektorgeometrie des CSCT-Scanners aus 1. 5 kann auch als Seitenansicht von 4 angesehen werden, wobei in 5 jedoch anstelle lediglich einer Zeile 30 und einer Zeile 15 eine Vielzahl von Detektorzeilen 32 zwischen der Zeile 30 und der Zeile 15 geschaffen werden. Das Detektorelement D_i der Zeile 30 ist ein Energie auflösendes Detektorelement. Das Detektorelement D_i ist mit einem festen Abstand a von der Schichtebene des Primärfächerstrahlenbündels angeordnet. Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung wird für jedes Detektorelement D_i der Spalte t und für jede Projektion Φ (siehe 3) ein Intensitätsspektrum I (E, t, Φ) gemessen. Durch die Durchführung dieser Messung an einer Vielzahl von Projektionen Φ längs einer kreisförmigen Abtastbahn wird ein Satz mit dreidimensionalen Daten erfasst. Jedes Objektpixel wird durch drei Koordinaten (x, y, q) beschrieben. Somit kann gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung zum Rekonstruieren eines Bildes oder zum Rekonstruieren weiterer Informationen aus dem Satz mit dreidimensionalen Daten ein 3D→3D-Rekonstruktionsverfahren angewendet werden.
6 zeigt eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels für einen Mehrlinien-CSCT-Scanner. Dieser Scanner ist mit einem Detektor 48 ausgestattet, der eine Vielzahl von Zeilen mit Energie auflösenden Detektorelementen umfasst, die denjenigen entsprechen können, die unter Bezugnahme auf 1 beschrieben wurden. Die Strahlungsquelle 49 ist so mit Kollimatormitteln ausgestattet, dass sie ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel erzeugt. Der Detektor 48 und die Strahlungsquelle 49 sind so angeordnet, dass der Detektor 48 fokuszentriert ist. Die in 6 dargestellte Ansicht liegt parallel zur abgetasteten oder Schichtebene, um den Abtastvorgang außerhalb der x-y-Ebene, d. h. der Drehebene der Strahlungsquelle 49 und des Detektors 48, weiter zu verdeutlichen. Wie aus 6 zu ersehen ist, ist der Abstand zwischen der Strahlungsquelle 49 und dem Detektor 48 mit „SD", der Abstand zwischen der Quelle 49 und dem Drehmittelpunkt 47 mit S, der Abstand zwischen dem Streuzentrum und dem Detektor 48 mit d, der Abstand zwischen einem Strahlung empfangenden Detektorelement und der abgetasteten oder Schichtebene mit a und die Höhe des Detektors 48 mit h bezeichnet.
Die Koordinatenachse z verläuft senkrecht zum Mittelpunkt der Drehebene der Strahlungsquelle 49, d. h. der Drehachse der Strahlungsquelle 49. Die y-Koordinate liegt in der Drehebene der Strahlungsquelle.
Wie aus 6 zu ersehen ist wird in der folgenden Beschreibung ein CSCT-Scanner mit beispielsweise einer polychromatischen Röntgenquelle 49 und einem Detektor D 48 betrachtet. Der Detektor umfasst oder besteht aus Energie auflösenden Detektorelementen, die denjenigen entsprechen können, die unter Bezugnahme auf 1 beschrieben wurden. Die ausgesendeten Röntgenstrahlen wurden parallel gerichtet, so dass ein fächerförmiges Strahlenbündel das sich in einem Bereich um den Strahlungsmittelpunkt 47 befindliche interessierende Objekt bestrahlt.
Gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung kann das folgende Verfahren in dem oben erwähnten Scanner oder in dem unter Bezugnahme auf 1 beschriebenen Scanner zum Rekonstruieren der CSCT-Daten, d. h. zum Rekonstruieren eines Bildes aus den Ausgaben der Detektoren 8 und 48, angewendet werden.
Schritt 1: Die Daten werden während einer kreisförmigen Erfassung gemessen, die sich auf die Trajektorie der Quelle im x-y-z-Raum bezieht. Mit anderen Worten: Es werden von den Detektoren 8 oder 48 Ausgaben ermittelt, während sich die Strahlungsquellen 4 und 49 und die Detektoren 8 und 48 um das interessierende Objekt in einer Drehebene drehen. Die Ausgaben werden als gemessene Daten oder erfasste CSCT-Daten bezeichnet. Die gemessenen CSCT-Daten werden als Linienintegrale im x-y-q-Raum interpretiert, wobei q die Wellenvektortransfers darstellt. Die Berechnung der Wellenvektortransfers wird später noch beschrieben werden.
Schritt 2: Die erfassten CSCT-Daten werden neu sortiert und extrapoliert, so dass sie einer Erfassung längs einer spiralförmigen Trajektorie im x-y-q-Raum entsprechen.
Schritt 3: Ein weiterer Schritt kann durchgeführt werden, um die Daten gemäß herkömmlichen Algorithmen für eine spiralförmige Rekonstruktion, wie beispielsweise dem von Katsevich in „Analysis of an exact inversion algorithm for spiral cone-beam CT", erschienen in Phys. Med. Biol., Band 47, 2002, auf den Seiten 2583–2597 beschriebenen genauen Rekonstruktionsverfahren, vorzuverarbeiten.
Schritt 4: Anschließend können die neu sortierten und/oder extrapolierten Daten rückprojiziert werden. Diese Rückprojektion kann längs der gekrümmten Linien im x-y-q-Raum erfolgen. Diese gekrümmten Linien können beispielsweise Hyperbeln sein.
Diese Vorgehensweise, insbesondere der Schritt 2, wird im Folgenden ausführlicher beschrieben:
Die CSCT nutzt kohärent gestreute Röntgenstrahlen zur Rekonstruktion des Formfaktors für kohärente Streuung F²(q). Der differentielle Querschnitt für kohärent gestreute Röntgenstrahlen dσ_Rayleigh/dΩ ergibt sich aus
wobei r_e den klassischen Elektronenradius und Θ den Winkel zwischen den einfallenden und den gestreuten Röntgenstrahlen bezeichnet. Der Wellenvektortransfer q, der die Abweichung des Photons um den Winkel Θ bewirkt, ist definiert durch
mit der Energie E des entsprechenden Röntgenphotons, der Planckschen Konstante h und der Lichtgeschwindigkeit c. Bei Kleinwinkelstreuung, beispielsweise liegt der hier interessierende Winkelbereich zwischen 0 und 5°, kann sin(Θ/2) approximiert werden durch Θ/2, und die Gleichung (2) kann geschrieben werden als
Gemäß 6 ergibt sich der Streuwinkel aus dem Abstand d des Streuzentrums von dem Detektor und dem Abstand a des Detektorelements, das die Streustrahlung von der Abtastebene empfängt:
Zusammen mit der Gleichung (3) ergibt dies:
Im x-y-q-Raum beschreibt die Gleichung (5) Hyperbeln. Diese Hyperbeln können durch gerade Linien approximiert werden. Von mehreren Möglichkeiten besteht beispielsweise eine Approximation darin, dass die Fläche unterhalb einer geraden Linie mit der Fläche der entsprechenden Hyperbel übereinstimmt. Eine weitere Approximation wird hier beschrieben. Die gerade Linie schneidet die Hyperbel am Anfang (d_max) und am Ende (d_min) des interessierenden Bereichs:
Es wird ein Abtastsystem wie in den 1 und 6 dargestellt betrachtet, bei dem die reelle Bahn so neu sortiert und extrapoliert werden kann, dass sie einer Erfassung längs einer spiralförmigen Trajektorie im x-y-q-Raum entspricht. Die Extrapolation der auf einer kreisförmigen Trajektorie gemessenen Daten auf virtuelle benachbarte Trajektorien erfolgt mit Hilfe der John-Gleichung. Die Idee der John-Gleichung besteht darin, dass der Raum von Linienintegralen durch den dreidimensionalen Raum vierdimensional ist, so dass die Abbildung einer Objektfunktion auf ihre Linienintegralfunktion eine zusätzliche Dimension schafft, wie es von S. K. Patch in „Consistency conditions upon 3D CT data and the wave equation", erschienen in Phys. Med. Biol. 47, S. 2637–2650, USamerikanisches Patent 6173030 (1999) beschrieben wird.
Die 7a und 7b sind schematische Darstellungen zur weiteren Erläuterung der Idee der John-Gleichung. Die Linienintegrale in 7b für die virtuelle Quel lenposition q ~ werden aus den Linienintegralen extrapoliert, die für die in 7a gezeigten Quellenpositionen für q ~ = 0 gemessen wurden.
Daraus ergibt sich eine Redundanz im Linienintegralraum, die dann dazu verwendet wird, ungemessene Daten aus gemessenen Daten zu konstruieren, wie es von S. K. Patch in „Computation of unmeasured third-generation VCT views from measured views", erschienen in IEEE Trans. Med. Img. MI-21, S. 801–813, US-amerikanische Patentschrift 6292526 (1999), beschrieben wird. Die John-Gleichung wird folgendermaßen für den Satz mit Geometrieparametern parametrisiert, wie es von M. Defrise, F. Noo, H. Kudo in „Improved 2D rebinning of helical cone-beam CT data using John's equation", erschienen in Proc. 2002 IEEE Nuclear Science of Medical Imaging Symposium, Norfolk (VA), Paper M10-74, beschrieben wird:
wobei R der Abstand von der virtuellen Quellenposition zum Isozentrum und u der Abstand vom mittleren Strahlengang zur belichteten Detektorspalte in Fächerrichtung ist. Die Linienintegrale sind mit g bezeichnet und die Ableitung des Linienintegrals bezüglich einer Variablen wird durch den Index ausgedrückt. Aus den gemessenen Linienintegralen g können die Linienintegrale
für eine virtuelle Quellenposition g ~ extrapoliert werden gemäß
Daher muss die Gleichung (7) für q ~ gelöst werden. Das Umformen der Gleichung (7) in
und die teilweise Integration bezüglich u führt zu
die die Linienintegrale für die virtuelle Quellenposition q ~ wiedergibt.
Die erfassten und extrapolierten Daten können nun so neu sortiert werden, dass sie einer Erfassung längs einer spiralförmigen Trajektorie im x-y-q-Raum entsprechen. R → sei der Vektor vom Drehmittelpunkt des Abtastsystems zu der virtuellen Strahlungsquelle. Die spiralförmige Trajektorie ergibt dann:
wobei α die Winkelposition der Quelle im Verhältnis zur x-Achse bezeichnet.
In einem gewissen Bereich kann jeder Wert von q ∈ [q_min, q_max] ausgedrückt werden durch die lineare Gleichung
die die Datenerfassung einer spiralförmigen Trajektorie im x-y-q-Raum erfüllt. Durch diese Beschreibung ist es möglich, einen Versatz α₀ als Startpunkt für die spiralförmige Datenerfassung festzulegen, um redundante Daten für den Rekonstruktionsprozess zu verwenden. Dies kann zu einer besseren Bildqualität führen.
Die oben beschriebenen Schritte 1 bis 4 und insbesondere Schritt 3 können in dem unter Bezugnahme auf die 1 bis 5 dargestellten und beschriebenen CSCT-Scanner, in dem in 6 dargestellten Scanner und in der in 9 dargestellten Datenverarbeitungseinrichtung angewendet und ausgeführt werden.
8 zeigt ein Beispiel für die Kennlinien des Wellenvektortransfers q in Abhängigkeit von dem Abstand d des Streuzentrums vom Detektor. Der Abstand S der Quelle vom Drehmittelpunkt wird so gewählt, dass er 570 mm beträgt, bzw. der Abstand des Detektors zum Drehmittelpunkt wird so gewählt, dass er 470 mm beträgt. Der Abstand R der virtuellen Quelle zum Drehmittelpunkt wird so gewählt, dass er 470 mm beträgt. Es wird angenommen, dass der Detektor aus 20 Reihen mit Energie auflösenden Elementen mit einer Größe von 0,75 × 0,75 mm² im Drehmittelpunkt besteht. Die Röntgenquelle ergibt ein Energiespektrum zwischen 20 und 160 keV. Das Objekt mit einem Durchmesser von 160 mm wird in dem Drehmittelpunkt platziert. Der Beriech zulässiger q-Werte wird durch die Objektgröße, die Detektorabmessungen und das Energiespektrum bestimmt. Bei dem gegebenen Beispiel q ∈ [0,03; 1,61], und alle Werte von q können durch die Gleichung (12) beschrieben werden. Die geraden Linien für die virtuelle Quellenposition bei q = 1,0 mm^–1 werden durch Extrapolation gemäß der Gleichung (8) erzielt.
Wie aus 8 zu ersehen ist, sind die Kennlinien des Wellenvektortransfers in Abhängigkeit von dem Abstand d zwischen dem Streuzentrum und dem Detektor dargestellt. Bei einer gegebenen Energie empfängt ein bestimmtes Detektorelement mit einem Abstand a zur Abtastebene oder Schichtebene Strahlung von den Streuzentren, die längs eines Strahlengangs durch das Objekt unter durch die Hyperbeln beschriebenen q-Werten angeordnet sind. Die geraden Linien sind Approximationen zu den entsprechenden Hyperbeln. In dem durch E, h und dem Objektdurchmesser bestimmten Bereich zwischen q_min und q_max kann jeder Wert für den Wellenvektortransfer durch die Gleichung (12) ausgedrückt werden. Die geraden Linien schneiden sich an der virtuellen Quellenposition R.
9 zeigt ein Ausführungsbeispiel einer Datenverarbeitungseinrichtung zum Durchführen der oben beschriebenen Schritte 1 bis 4. Wie aus 9 zu ersehen ist, ist eine Zentraleinheit (CPU) oder ein Bildprozessor 1 mit einem Speicher 2 zum Speichern der Ausgaben von den Detektoren oder der schließlich rekonstruierten Daten verbunden. Wie oben angegeben können die Daten durch einen CSCT-Scanner, wie in den 1 und 6 dargestellt, erfasst werden. Der Bildprozessor 1 kann ferner mit einer Vielzahl von Eingabe-/Ausgabe-Netzwerk- oder anderen Diagnoseeinrichtungen verbunden sein. Der Bildprozessor 1 ist ferner mit einer Anzeige 4 (beispielsweise einem Computerbildschirm) zum Anzeigen von Informationen oder Bildern verbunden, die in dem Bildprozessor 1 berechnet oder angepasst wurden. Ein Bediener kann mit dem Datenprozessor 1 über eine Tastatur 5 und/oder andere Eingabe- oder Ausgabeeinrichtungen interagieren, die in 1 nicht dargestellt sind.
Die oben beschriebene vorliegende Erfindung kann beispielsweise auf dem Gebiet der medizinischen Bildgebung eingesetzt werden. Die vorliegende Erfindung kann jedoch wie oben beschrieben ebenso auf dem Gebiet der zerstörungsfreien Prüfung oder Gepäckkontrolle eingesetzt werden.
Text in den Figuren

Fig. 1

Motor control unit	Motorsteuereinheit
Calculation unit	Recheneinheit

Fig. 2

X-ray source	Röntgenquelle
Object region	Objektbereich
Detector	Detektor

Fig. 4

Slit collimator	Schlitzkollimator
Primary fan beam	Primärfächerstrahlenbündel
Energy-resolving detector line(s)	Energie auflösende(r) Detektor(en)
Central row for detection of transmitted fan beam	Mittlere Reihe zum Erkennen des gesendeten fächerförmigen Strahlenbündels

Fig. 5

Incoming radiation	Einfallende Strahlung
Object slice	Objektschicht

Fig. 6

Scatter center

Streuzentrum

Fig. 7

Line integral

Linienintegral

Claims

Datenverarbeitungseinrichtung zum Durchführen einer Rekonstruktion von Computertomographiedaten, wobei die Computertomographiedaten aus erfassten CT-Daten rekonstruiert werden, die mindestens ein Teilspektrum umfassen, das mit Hilfe eines Detektors erfasst wurde, der Energie auflösende Detektorelemente umfasst, wobei ein Speicher zum Speichern mindestens entweder der erfassten CT-Daten oder der Computertomographiedaten geschaffen wird, und wobei ein Prozessor geschaffen wird, der so angepasst ist, dass er mindestens die folgende Operationen durchfährt: Ermitteln eines Wellenvektortransfers mit Hilfe zumindest des Teilspektrums, Ermitteln eines Rekonstruktionsvolumens, wobei eine Dimension des Rekonstruktionsvolumens durch den Wellenvektortransfer bestimmt wird, wobei der Wellenvektortransfer gekrümmte Linien in dem Rekonstruktionsvolumen darstellt, und Neuanordnen der erfassten CT-Daten, so dass sie einer Erfassung längs einer gewünschten Trajektorie der Quelle in dem Rekonstruktionsvolumen entsprechen.
Datenverarbeitungseinrichtung nach Anspruch 1, wobei die erfassten CT-Daten während einer Erfassung erfasst werden, bei der eine Strahlungsquelle längs einer ersten Trajektorie der Quelle verschoben wird, wobei die erfassten CT-Daten so neu angeordnet werden, dass sie einer Erfassung längs einer zweiten Trajektorie der Quelle in dem Rekonstruktionsvolumen entsprechen, die sich von der ersten Trajektorie der Quelle unterscheidet, wobei die erste Trajektorie der Quelle ein Kreis und die zweite Trajektorie der Quelle eine Spirale ist.
Datenverarbeitungseinrichtung nach Anspruch 1, wobei der Prozessor ferner so angepasst ist, dass er eine gefilterte Rückprojektion längs der gekrümmten Linien in dem Rekonstruktionsvolumen durchführt.
Datenverarbeitungseinrichtung nach Anspruch 1, wobei das Rekonstruktionsvolumen ferner durch zwei lineare unabhängige Vektoren der Drehebene bestimmt wird, und wobei der Detektor ein zweidimensionaler Detektor ist.
Datenverarbeitungseinrichtung nach Anspruch 1, wobei die Neuanordnung der erfassten CT-Daten derart, dass sie einer Erfassung längs einer spiralförmigen Trajektorie der Quelle in dem Rekonstruktionsvolumen entspricht, mit Hilfe der John-Gleichung durchgeführt wird.
Datenverarbeitungseinrichtung nach Anspruch 1, wobei die Neuanordnung der erfassten CT-Daten derart, dass sie einer Erfassung längs einer spiralförmigen Trajektorie der Quelle in dem Rekonstruktionsvolumen entspricht, mit Hilfe der folgenden Gleichung durchgeführt wird:
wobei q der Wellenvektortransfer, q ~ eine virtuelle Position einer Röntgenquelle, h die Plancksche Konstante, c die Lichtgeschwindigkeit, α eine Winkelposition der Röntgenquelle in der Drehebene, E eine Energie eines entsprechenden Röntgenphotons, d eine Entfernung von einem Streuzentrum des entsprechenden Röntgenphotons vom Detektor und d_min und d_max ein Anfang und ein Ende einer interessierenden Region der gekrümmten Linien in dem Rekonstruktionsvolumen sind.
Computertomographiegerät zur Untersuchung eines interessierenden Objektes, das die Datenverarbeitungseinrichtung aus Anspruch 1 enthält, wobei das Computertomographiegerät Folgendes umfasst: eine Detektoreinheit mit einer Röntgenquelle und einem Streustrahlungsdetektor, wobei die Detektoreinheit um eine Drehachse drehbar ist, die durch einen Untersuchungsbereich zum Aufnehmen des interessierenden Objektes verläuft, wobei die Röntgenquelle ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel erzeugt, das so angepasst ist, das es in das interessierende Objekt in dem Untersuchungsbereich in einer Schichtebene eindringt, wobei der Streustrahlungsdetektor an der Detektoreinheit gegenüber der Röntgenquelle mit einem Versatz zur Schichtebene in einer Richtung parallel zur Drehachse angeordnet ist, wobei der Streustrahlungsdetektor eine Vielzahl von ersten Detektorelementen umfasst, wobei die Vielzahl von ersten Detektorelementen Energie auflösende Detektorelemente sind und wobei zumindest das Teilspektrum mit Hilfe des Streustrahlungsdetektors erfasst wird.
Computertomographiegerät nach Anspruch 7, wobei der Streustrahlungsdetektor ein zweidimensionaler Detektor ist.
Computertomographiegerät nach Anspruch 7, wobei der Streustrahlungsdetektor an der Detektoreinheit gegenüber der Röntgenquelle parallel zur Schichtebene und außerhalb der Schichtebene mit einem derartigen Versatz längs der Drehachse angeordnet ist, dass der Streustrahlungsdetektor so angeordnet ist, dass er eine von dem interessierenden Objekt gestreute Streustrahlung empfängt, und wobei die erfassten CT-Daten während einer Erfassung erfasst werden, bei der die Röntgenquelle längs einer ersten Trajektorie der Quelle bewegt wird, wobei die erfassten CT-Daten derart neu angeordnet werden, dass sie einer Erfassung längs einer zweiten Trajektorie der Quelle in dem Rekonstruktionsvolumen entsprechen, die sich von der ersten Trajektorie der Quelle unterscheidet, wobei die erste Trajektorie der Quelle ein Kreis ist und die zweite Trajektorie der Quelle eine Spirale ist.
Computertomographiegerät nach Anspruch 7, wobei die erfassten CT-Daten während einer kreisförmigen Erfassung erfasst werden, wobei die Strahlungsquelle um ein interessierendes Objekt in einer Drehebene gedreht wird, wobei der Prozessor ferner so angepasst ist, dass er eine gefilterte Rückprojektion längs der gekrümmten Linien im Rekonstruktionsvolumen durchführt, und wobei das Rekonstruktionsvolumen ferner durch zwei lineare unabhängige Vektoren der Drehebene bestimmt wird.
Computertomographiegerät nach Anspruch 10, wobei die Neuanordnung der erfassten CT-Daten derart, dass sie einer Erfassung längs einer spiralförmigen Trajektorie der Quelle in dem Rekonstruktionsvolumen entspricht, mit Hilfe der folgenden Gleichung durchgeführt wird:
wobei q der Wellenvektortransfer, q ~ eine virtuelle Position der Röntgenquelle, h die Plancksche Konstante, c die Lichtgeschwindigkeit, α eine Winkelposition der Röntgenquelle in der Drehebene, E eine Energie eines entsprechenden Röntgenphotons, d eine Entfernung von einem Streuzentrum des entsprechenden Röntgenphotons vom Detektor und d_min und d_max ein Anfang und ein Ende einer interessierenden Region der gekrümmten Linien in dem Rekonstruktionsvolumen sind.
Verfahren zum Durchführen einer Rekonstruktion von Computertomographiedaten, wobei die Computertomographiedaten aus erfassten CT-Daten rekonstruiert werden, die mindestens ein Teilspektrum umfassen, das mit Hilfe eines Detektors erfasst wurde, der Energie auflösende Detektorelemente umfasst, wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: Ermitteln eines Wellenvektortransfers mit Hilfe zumindest des Teilspektrums, Ermitteln eines Rekonstruktionsvolumens, wobei eine Dimension des Rekonstruktionsvolumens durch den Wellenvektortransfer bestimmt wird, wobei der Wellenvektortransfer gekrümmte Linien in dem Rekonstruktionsvolumen darstellt, und Neuanordnen der erfassten CT-Daten, so dass sie einer Erfassung längs einer gewünschten Trajektorie der Quelle in dem Rekonstruktionsvolumen entsprechen.
Verfahren nach Anspruch 12, wobei die erfassten CT-Daten während einer Erfassung erfasst werden, bei der eine Strahlungsquelle längs einer ersten Trajektorie der Quelle verschoben wird, wobei die erfassten CT-Daten so neu angeordnet werden, dass sie einer Erfassung längs einer zweiten Trajektorie der Quelle in dem Rekonstruktionsvolumen entsprechen, die sich von der ersten Trajektorie der Quelle unterscheidet, wobei die erste Trajektorie der Quelle ein Kreis und die zweite Trajektorie der Quelle eine Spirale ist, und wobei der Detektor ein zweidimensionaler Detektor ist.
Verfahren nach Anspruch 13, wobei das Neuanordnen der erfassten CT-Daten derart, dass sie einer Erfassung längs einer spiralförmigen Trajektorie der Quelle in dem Rekonstruktionsvolumen entsprechen, mit Hilfe der folgenden Gleichung durchgeführt wird:
wobei q der Wellenvektortransfer, q ~ eine virtuelle Position einer Röntgenquelle, h die Plancksche Konstante, c die Lichtgeschwindigkeit, α eine Winkelposition der Röntgenquelle in der Drehebene, E eine Energie eines entsprechenden Röntgenphotons, d eine Entfernung von einem Streuzentrum des entsprechenden Röntgenphotons vom Detektor und d_min und d_max ein Anfang und ein Ende einer interessierenden Region der gekrümmten Linien in dem Rekonstruktionsvolumen sind.
Computerprogramm für einen Datenprozessor zum Durchführen einer Rekonstruktion von Computertomographiedaten, wobei die Computertomographiedaten aus erfassten CT-Daten rekonstruiert werden, die mindestens ein Teilspektrum umfassen, das mit Hilfe eines Detektors erfasst wurde, der Energie auflösende Detektorelemente umfasst, wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: Ermitteln eines Wellenvektortransfers mit Hilfe zumindest des Teilspektrums, Ermitteln eines Rekonstruktionsvolumens, wobei eine Dimension des Rekonstruktionsvolumens durch den Wellenvektortransfer bestimmt wird, wobei der Wellenvektortransfer gekrümmte Linien in dem Rekonstruktionsvolumen darstellt, und Neuanordnen der erfassten CT-Daten, so dass sie einer Erfassung längs einer gewünschten Trajektorie der Quelle in dem Rekonstruktionsvolumen entsprechen.