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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Gebiet 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 ein
Verfahren zum Rekonstruieren von Daten eines interessierenden Objekts
aus einer Computertomographie mit kohärenter Streustrahlung, ein
Gerät der
Computertomographie mit kohärenter
Streustrahlung, eine Datenverarbeitungseinrichtung zum Rekonstruieren
von Daten aus einer Computertomographie mit kohärenter Streustrahlung und ein
Computerprogramm zum Rekonstruieren von Daten aus einer Computertomographie
mit kohärenter
Streustrahlung.
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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° im Verhältnis zur
Richtung des Strahlenbündels
basiert. Wie in dem Dokument
US
4.751.722 dargelegt, wird der Hauptanteil der elastischen
Streustrahlung in Winkeln von unter 12° für Photonenenergien > 40 eV konzentriert,
und die Streustrahlung weist eine charakteristische Winkelabhängigkeit
mit gut markierten 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 der gleichen Absorptionskapazität (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.
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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.
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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 im Prinzip ein empfindliches Verfahren zum Abbilden
räumlicher
Veränderungen im
molekularen Aufbau von Gewebe und anderen Materialien an einem zweidimensionalen
Objektabschnitt.
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Harding
et al beschreibt in seinem Artikel „Energy-dispersive x-ray diffraction
tmography", erschienen in
Phys. Med. Biol., 1990, Band 35, Nr. 1, auf den Seiten 33–41 eine
Tomographie mit energiedispersiver Röntgenbeugung (EXDT), einem
tomographischen 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.
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Aufgrund
des Einsatzes des Schmalbündels
kombiniert mit lediglich einem Detektorelement kann lediglich eine
begrenzte Anzahl von durch die Strahlungsquelle emittierten Photonen
und somit lediglich ein reduzierter Informationsgehalt gemessen
werden. Wird die EXDT bei größeren Objekten
wie beispielsweise Gepäckstücken angewendet,
muss sie im Abtastmodus eingesetzt werden, wodurch extrem lange
Messzeiten entstehen.
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In
dem Dokument
US 6.470.067
B1 wurde eine Anordnung mit kohärenter Streustrahlung beschrieben,
bei der ein fächerförmiges primäres Strahlenbündel und
ein 2D-Detektor kombiniert mit Computertomographie eingesetzt werden,
wodurch die mit dem EXDT-Abtastmodus einhergehende lange Messzeit
umgangen wird. Der Nachteil der winkeldispersiven Anordnung kombiniert
mit einer polychromatischen Strahlungsquelle liegt in unscharfen
Streufunktionen, was beispielsweise in dem Artikel „Coherent
Scatter Computer Tomography Applying a Fan-Beam Geometry" von Schneider et
al, erschienen in Proc. SPIE, 2001, Band 4320, auf den Seiten 754–763 beschrieben
wird.
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Bezüglich der
Schwächungskompensation
und der Strahlaufhärtungskompensation
stellen diese Artikel Folgendes fest: „... the projection data is
normalized using the primary beam data for each detector row. This
approximates the attenuation of the scattered beam through the irradiated
object to be the same as for the primary beam" (... die Datenprojektion wird mit Hilfe
der Primärstrahldaten
für jede
Detektorreihe normalisiert. Hierdurch wird die Schwächung des
Streustrahlenbündels
durch das bestrahlte Objekt so approximiert, so dass sie der des
primären
Strahlenbündels
entspricht) und "Future
imple mentations of the reconstruction procedure will use a mean
energy value depending an the traversed object thickness and a more
realistic spectral intensity distribution function" (künftige Implementierungen
der Rekonstruktionsprozedur werden einen mittleren Energiewert abhängig von
der Dicke des durchquerten Objekts und eine realistischere Verteilungsfunktion
für die
spektrale Intensität
verwenden).
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William
D. McDavid et al beschreibt in dem Artikel „Correction for spectral artifacts
in cross-sectional reconstruction from x-rays", erschienen in Medical Physics, Band
4, Nr. 1, 1977, auf Seite 54 ein Verfahren zum Kompensieren der
Strahlaufhärtung: "One first calculates
or measures with reference to the incident spectrum, the value of
ln(I0/I) as a function of increasing mass
thickness t of water. This information is then used in reverse (assuming
the materials encountered within the scan are sufficiently water-like
in their attenuation properties) to determine the effective water
mass thickness t to which a particular measured I corresponds. From this
t, the attenuation of monoenergetic beam of a convenient effective
energy can be derived." (Man
berechnet oder misst zunächst
in Bezug auf das einfallende Spektrum den Wert von ln(I0/I)
als eine Funktion der zunehmenden Massendicke t von Wasser. Diese
Information wird anschließend
umgekehrt verwendet (davon ausgehend, dass das im Scan angetroffene
Material hinsichtlich seiner Schwächungseigenschaften ausreichend wasserähnlich ist),
um die effektive Wassermassendicke t zu bestimmen, der ein bestimmtes
gemessenes I entspricht. Von diesem t-Wert kann die Schwächung des
monoenergetischen Strahlenbündels
von einer angemessenen effektiven Energie abgeleitet werden).
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O.
Nalcioglu und R. Y. Lou beschreiben in dem Artikel „Post-reconstruction
Method for Beam Hardening in Computerised Tomography", erschienen in Phys.
Med. Biol., 1979, Band 24, Nr. 2, auf Seite 330 ein weiteres Verfahren
zum Korrigieren der Strahlaufhärtungsartefakte
in der Computertomographie: „After
an initial reconstruction of the object the uncorrected image is
used to estimate the amount of bone and tissue along each ray. The
bone and tissue lengths obtained from the initial reconstruction
are used to add a correction term to each original projection. A
second reconstruction using the corrected projection data yields
the final beam hardening corrected image" (Nach einer ersten Rekonstruktion des
Objekts wird das unkorrigierte Bild verwendet, um die Menge an Knochen
und Gewebe auf jedem Strahlengang zu schätzen. Die aus der ersten Rekonstruktion
gewonnenen Knochen- und Gewebelängen
werden verwendet, um zu jeder ursprünglichen Projektion einen Korrekturterm
hinzuzufügen.
Eine zweite Rekonstruktion anhand der korrigierten Projektionsdaten
ergibt das endgültige
strahlaufgehärtete
korrigierte Bild).
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In
heutigen CT-Scannern werden gewöhnlich
polychromatische Röntgenquellen
als Strahlungsquellen eingesetzt. Es ist keine genaue Rekonstruktion
einer Streufunktion für
ein Voxel bei polychromatischer Primärstrahlung, wie sie von derartigen
polychromatischen Röntgenquellen
ausgesendet wird, bekannt.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine verbesserte
Rekonstruktion von Daten aus der Computertomographie mit kohärenter Streustrahlung
zu schaffen.
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Diese
Aufgabe wird durch das Verfahren der Rekonstruktion von Daten aus
der Computertomographie mit kohärenter
Streustrahlung nach Anspruch 1 gelöst.
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Es
hat sich herausgestellt, dass ein Streuwinkel für eine gegebene Impulsübertragung
von der Energie des gestreuten Photons abhängt und die an dem betreffenden
Streustrahlungsdetektor gemessene Signalstruktur dann eine Funktion
von überlagerten
Streuungsprojektionen für
die verschiedenen Energien ist, die mit der Intensität und der
energieabhängigen
Schwächung
gewichtet werden. Wenn Bilder aus polychromatischen Projektionen,
d. h. mit einer polychromatischen Strahlungsquelle aufgenommenen
Projektionen, rekonstruiert werden, kann eine mittlere Energie des
Spektrums verwendet werden, und anschließend kann mit Hilfe dieser
mittleren Energie eine monochromatische Rekonstruktion angewendet
werden. Dadurch kann jedoch ein Verwischen der Streufunktion aufgrund
der Spektrumsverteilung der Primärstrahlung
verursacht werden.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung wie eingangs angeführt
werden in den Streustrahlungsdaten die Strahlaufhärtungseffekte
kompensiert. Dadurch kann eine Verwischung der rekonstruierten Streufunktion
reduziert werden. Ferner kann hierdurch eine quasigenaue Bestimmung
der Rückprojektionsbahnen
ermöglicht werden,
indem der Strahlaufhärtungseffekt
berücksichtigt
wird.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung wird vor der CSCT-Rekonstruktion eine CT-Rekonstruktion
durchgeführt.
Dies gestattet vorteilhaft eine quasigenaue Berechnung der Rückprojektionsbahnen
(von Materialien, die auf diesen Bahnen liegen), indem der Strahlaufhärtungseffekt
auf die mittlere Energie der gestreuten Photonen berücksichtigt
wird.
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Gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung nach Anspruch 4 werden Materialien auf
der Grundlage der Schwächungsdaten
ermittelt, die sich auf einer Bahn eines gestreuten Photons der
Streustrahlung befinden. Dies erfolgt auf der Grundlage der CT-Rekonstruktion.
Anschließend
werden diese Materialien bei der Durchführung einer Korrektur oder
Kompensation der Streustrahlungsdaten berücksichtigt, und Strahlaufhärtungseffekte
und im Besonderen Absorptionseffekte können in den Streustrahlungsdaten kompensiert
werden. Eine CSCT-Rekonstruktion wird danach auf der Grundlage der
korrigierten Streustrahlungsdaten durchgeführt.
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Gemäß einem
weiteren Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung nach Anspruch 5 wird ein Computertomographiegerät mit kohärenter Streustrahlung
geschaffen, in dem eine Strahlaufhärtungskompensation von Streustrahlungsdaten
durchgeführt
wird. Vorteilhafterweise kann dieses Computertomographiegerät mit kohärenter Streustrahlung
Teil eines CT-Systems mit kegelförmigem
Strahlenbündel
sein. Aufgrund der beschriebenen Rekonstruktion gemäß der vorliegenden
Erfindung, die eine verbesserte Bildqualität bieten kann, kann dieses
Gerät vorteilhaft
in der medizinischen Bildgebung, für Materialanalysen und beispielsweise für die Gepäckkontrolle
eingesetzt werden. Vorteilhafterweise ist für diese Anwendungen eine gute
Auflösung der
Streufunktion von Bedeutung, die mit dem Gerät gemäß der vorliegenden Erfindung
erzielt werden kann.
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Ausführungsbeispiele
des Computertomographiegerätes
mit kohärenter
Streustrahlung gemäß der vorliegenden
Erfindung sind in den Ansprüchen
6 und 7 angeführt.
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Gemäß einem
weiteren Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung nach Anspruch 8 wird eine Datenverarbeitungseinrichtung
geschaffen, die einen Speicher und einen Datenprozessor umfasst.
Die Datenverarbeitungseinrichtung ist gemäß diesem Ausführungsbeispiel
so angepasst, dass sie das Verfahren der vorliegenden Erfindung
durchführt.
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Gemäß einem
weiteren Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung nach Anspruch 9 wird ein Softwareprogramm
zum Rekonstruieren von Daten eines interessierenden Objekts aus
der Computertomographie mit kohärenter
Streustrahlung geschaffen, bei dem bei Ausführung der Computersoftware
entweder in dem Datenprozessor oder in einem Computertomographiegerät mit kohärenter Streustrahlung
ein Arbeitsgang gemäß dem Verfahren
der vorliegenden Erfindung durchgeführt wird. Das Computerprogramm
gemäß der vorliegenden
Erfindung 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 von einem derartigen
Netzwerk in den Arbeitsspeicher eines Datenprozessors herunter geladen
werden. Das Computerprogramm kann in jeglicher geeigneten Programmiersprache,
beispielsweise C++, geschrieben sein.
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Es
kann als Kern eines Ausführungsbeispiels
der vorliegenden Erfindung angesehen werden, dass an den Streustrahlungsdaten
eine Strahlaufhärtungskompensation
durchgeführt
wird, bevor die Streustrahlungsdaten für die Rekonstruktion verwendet
werden. Dies kann eine sehr gute spektrale Auflösung von rekonstruierten Streufunktionen
ermöglichen
und die Bildqualität
verbessern.
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Diese
und weitere Aspekte der vorliegenden Erfindung sind aus den nachfolgend
beschriebenen Ausführungsbeispielen
ersichtlich und werden mit Bezug auf die folgenden Zeichnungen erläutert. Es
zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographen
gemäß der vorliegenden
Erfindung:
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2 eine
schematische Darstellung einer Geometrie des Computertomographen
aus 1 zum Messen von kohärenter Streustrahlung:
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3 eine
weitere schematische Darstellung der Geometrie des Computertomographen
aus 1.
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4 eine
weitere schematische Darstellung einer Messgeometrie des Computertomographen
aus 1 zur weiteren Erläuterung der vorliegenden Erfindung,
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5 eine
weitere schematische Darstellung einer Seitenansicht der Geometrie
des Computertomographen aus 1,
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6 eine
weitere schematische Darstellung zur weiteren Erläuterung
eines Streuereignisses, das in einem Computertomographen aus 1 eintritt,
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7 eine
schematische Darstellung eines Mehrlinien-CSCT-Scanners gemäß einem
weiteren Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung,
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8 zur
Durchführung
einer Rückprojektion
gemäß einem
Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung verwendete Rückprojektionsbahnen,
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9 eine
zur Ermittlung einer Energieverschiebung gemäß einem Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung eingesetzte Tabelle,
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10 einen
Ablaufplan eines Verfahrens zum Betreiben des Computertomographen,
das keine Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung darstellt,
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11 den
Ablaufplan der Ausführungsform
des Verfahrens zum Betreiben des Computertomographen gemäß der vorliegenden
Erfindung,
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12 eine
vereinfachte schematische Darstellung eines Streuereignisses zur
weiteren Erläuterung des
in 11 dargestellten Verfahrens,
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13 eine
vereinfachte schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels einer Datenverarbeitungseinrichtung
gemäß der vorliegenden
Erfindung zur Durchführung
der Verfahren der vorliegenden Erfindung.
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In
der folgenden Beschreibung der 1–13 werden
die gleichen Bezugszeichen für
die gleichen oder entsprechende Elemente verwendet.
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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,
beispielsweise 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. Die vorliegende
Erfindung kann ebenfalls auf dem Gebiet der zerstörungsfreien
Prüfung
eingesetzt werden.
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Der
in 1 dargestellte Computertomograph umfasst eine
Gantry 1, die um eine Drehachse 2 drehbar ist.
Die Gantry 1 wird von einem Motor 3 angetrieben.
Das Bezugszeichen 4 bezeichnet die Strahlungsquelle, beispielsweise
eine Röntgenquelle,
die gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung polychromatische Strahlung aussendet.
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Das
Bezugszeichen 9 bezeichnet einen Kollimator, beispielsweise
eine Schlitzblende. Die Fächerebene
des fächerförmigen Strahlenbündels 11,
das das interessierende Objekt 7 durchdringt, schneidet
eine Sendedetektorzeile 15 des Strahlungsdetektors 8.
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Mit
anderen Worten: Das fächerförmige Strahlenbündel 11 wird
so gelenkt, dass es das Gepäckstück 7 in
der Mitte der Gantry 1, d. h. einen Untersuchungsbereich
des Computertomographen, durchdringt und auf den Detektor 8 fällt. Wie
oben beschrieben ist der Detektor 8 an der Gantry 1 gegenüber der
Strahlungsquelle 4 angeordnet, so dass die Fächerebene
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 aus gelegt, dass der Primärstrahlungsdetektor 15,
d. h. die mittlere Zeile des Detektors 8, in der Fächerebene
des fächerförmigen Strahlenbündels 11 liegt.
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Die
restlichen sechs Zeilen des Detektors 8, d. h. die schraffiert
dargestellten drei Detektorzeilen 30 und 34 auf
jeder Seite der Detektorzeile 15, sind Streustrahlungsdetektorzeilen.
Diese Detektorzeilen 30 und 34 sind jeweils außerhalb
der Fächerebene
des fächerförmigen Strahlenbündels 11 angeordnet.
Mit anderen Worten: Diese Zeilen 30 und 34 sind
in der Gantry 1 gegenüber
der Röntgenquelle 4 mit
einem Versatz zur Fächerebene
in einer Richtung parallel zur Drehachse 2 oder in einer
Richtung senkrecht zur Fächerebene 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 zur Richtung der
in 1 dargestellten Drehachse 2 angeordnet
ist.
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Die
Detektorzeilen 30 und 34 sind so an der Gantry 1 angeordnet,
dass sie parallel zur Fächerebene und
außerhalb
der Fächerebene
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 Computertomographen gestreuten Streustrahlung
empfangen oder messen. Im Folgenden werden die Zeilen 30 und 34 somit
auch als Streustrahlungsdetektor bezeichnet.
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Die
Detektorelemente der Detektorzeilen 15, 30 und 34 können Szintillatordetektorzellen
sein. Gemäß einer
Variante dieses Ausführungsbeispiels
der vorliegenden Erfindung können
jedoch auf Kadmium-Tellurid basierende oder andere direkt umwandelnde
Detektorzellen entweder für
die Zeile 15 oder für
die Zeile 34 oder 30 verwendet werden. Die Zeilen 30 und 34 können auch
auf Kadmium-Tellurid oder CZT basierende Detektorzellen enthalten,
und die Zeile 15 kann eine Zeile aus einer Szintillatordetektorzelle
sein. Die Primärstrahlenbündel-Detektoren
und Streustrahlungsdetektoren können
in getrennten Gehäusen
untergebracht werden.
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Es
ist anzumerken, dass die Schaffung von lediglich einer Zeile 30 oder 34 ausreichen
kann. Vorzugsweise wird jedoch eine Vielzahl von Zeilen 30 und/oder 34 geschaffen.
Die Schaffung von lediglich einer Zeile 15, die die von
dem Gepäckstück 7 verursachte
Schwächung
des Primärstrahlenbündels des
fächerförmigen Strahlenbündels 11 in
der Fächerebene
misst, kann ausreichen. Wie im Fall der Zeilen 30 und 34 kann
die Schaffung einer Vielzahl von Detektorzeilen 15 jedoch
die Messgeschwindigkeit des Computertomographen weiter erhöhen. Im
Folgenden wird der Ausdruck „Primärstrahlungsdetektor" verwendet, um einen
Detektor mit mindestens einer Detektorzeile zum Messen einer Schwächung der
Primärstrahlung
des fächerförmigen Strahlenbündels 11 zu
bezeichnen.
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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.
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Während eines
Abtastvorgangs des Gepäckstückes 7 werden
die Strahlungsquelle 4, der Kollimator 9 (oder
ein Apertursystem) und der Detektor 8 mit der Gantry 1 in
der durch den Pfeil 16 angegebenen Richtung gedreht. Für die Drehung
der Gantry 1 ist der Motor 3 mit einer Motorsteuereinheit 17 verbunden,
die mit einer Recheneinheit 18 verbunden ist.
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In 1 wird
das Gepäckstück 7 auf
ein Förderband 19 gelegt.
Während
des Abtastvorgangs des Gepäckstückes 7 und
der Drehung der Gantry 1 um das Gepäckstück 7 verschiebt das
Förderband 19 das
Gepäckstück 7 längs einer
parallel zur Drehachse 2 der Gantry verlaufenden Richtung.
Auf diese Weise wird das Gepäckstück längs einer
spiralförmigen
Abtastbahn abgetastet. Das Förderband 19 kann
auch während
der Abtastvorgänge
gestoppt werden, um einzelne schichtförmige Bereiche zu messen.
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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 Streustrahlungsdetektorzeilen 30 und 34 und
der Zeile 15, um die Schwächung der Primärstrahlung
des facherförmigen
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.
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Die
Recheneinheit 18 ist so angepasst, dass sie ein Bild aus
den Ausgaben des Primärstrahlungsdetektors,
d. h. der Detektorzeile 15, und des Streustrahlungsdetektors,
d. h. der Zeilen 30 und 34, rekonstruiert. Das
von der Recheneinheit 18 erstellte Bild kann über eine
Schnittstelle 22 in einer (in 1 nicht
gezeigten) Anzeige ausgegeben werden.
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Ferner
ist die Recheneinheit 18 so angepasst, dass sie Sprengstoffe
in dem Gepäckstück 7 auf
der Grundlage der Ausgaben der Zeilen 30 und 34 und 15 und 32 erkennt.
Dies kann automatisch durch Rekonstruieren von Streufunktionen aus
den Ausgaben dieser Detektorzeilen und Vergleichen mit Tabellen
erfolgen, die charakteristische Mess werte 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.
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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.
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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.
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Anstelle
eines gekrümmten
Detektors 8, wie er in den 1 und 2 dargestellt
ist, ist es auch möglich
ein ebenes Detektorarray einzusetzen.
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3 zeigt
eine weitere schematische Darstellung einer Detektorgeometrie, wie
sie in dem Computertomographen 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 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 die mittlere Zeile 15 des Detektors 8 innerhalb
der Fächerebene
des fächerförmigen Strahlenbündels 11 befindet
und dadurch die Schwächung
der Primärstrahlung
misst. Wie durch den Pfeil 42 angegeben werden die Röntgenstrahlenquelle 4 und
der Detektor 8 gemeinsam um das Gepäckstück gedreht, um Projektionen
aus unterschiedlichen Winkeln zu erfassen.
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Wie
in 3 dargestellt umfasst der Detektor 8 eine
Vielzahl von Spalten t.
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4 zeigt
eine weitere schematische Darstellung der Geometrie des in 1 dargestellten
Computertomographen 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 Fächerebene des durch den Kollimator 9 gebildeten
fächerförmigen Strahlenbündels 11 angeordnet.
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.
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Die
in 4 dargestellte Zeile 30 kann Energie
auflösende
Zellen oder Szintillatorzellen umfassen. Wie aus 4 zu
ersehen ist, verläuft
die Zeile 30 parallel zur Fächerebene des fächerförmigen Strahlenbündels 11 jedoch
außerhalb
der Ebene. Mit anderen Worten: Die Zeile 30 ist in einer
parallel zur Fächerebene und
parallel zur Zeile 15 verlaufenden Ebene angeordnet. Die
Fächerebene
kann ebenfalls als Schichtebene bezeichnet werden.
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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.
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5 zeigt
eine Seitenansicht der Detektorgeometrie des Computertomographen
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 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 Spektrum I (E, t, Φ)
gemessen. Durch die Durchführung dieser
Messung an einer Vielzahl von Projektionen Φ längs einer kreisförmigen oder
spiralförmigen
Abtastbahn wird ein Satz mit dreidimensionalen Daten erfasst. Jedes
Objektpixel wird durch drei Koordinaten (x, y, q) beschrieben. Somit
wird 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, wie in dem Dokument
DE
10252662.1 beschrieben, das durch Nennung als hierin aufgenommen
betrachtet wird.
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6 zeigt
eine schematische Darstellung zur Erläuterung eines Streuereignisses,
das in dem interessierenden Objekt eintritt. Die Intensität I am Detektor
8 kann
aus der folgenden Gleichung ermittelt werden:
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Gleichung
3 ist zu entnehmen, dass das Detektorsignal I an einem Detektor 8 eine Überlagerung
von gestreuten Projektionen für
die verschiedensten Energien ist, die mit der Intensität I0(E) und der Schwächung gewichtet werden, die
von der Energie abhängt.
F ist die Streufunktion. Die Schwächungsfaktoren α(E) und β(E) beschreiben
die Schwächung
der einfallenden Strahlung längs
der Bahn von der Quelle zur Position des Streuereignisses und von
der Position des Streuereignisses zum Detektor.
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Ein
einfacher Ansatz zum Rekonstruieren von Bildern aus den Projektionsdaten,
die auf der Grundlage von polychromatischer Strahlung ermittelt
wurden, besteht darin, eine mittlere Energie des Spektrums zu berechnen
und anschließend
eine „monochromatische" Rekonstruktion durchzuführen. Wie
oben erwähnt
kann dies jedoch durch die spektrale Natur der Primärstrahlung
ein Verwischen der gestreuten Funktion in Abhängigkeit von dem Wellenvektortransfer
in den rekonstruierten Bildern bewirken.
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Gemäß den 10 und 11 werden
Verfahren geschaffen, bei denen die polychromatische Natur und dadurch
die Strahlaufhärtung
der Primärstrahlung
für die
Bestimmung der Rückprojektionsbahnen
berücksichtigt
werden. Dies kann eine quasipolychromatische Rekonstruktion gestatten.
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7 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 mit Bezug auf 1 beschrieben wurden. Die Strahlungsquelle 49 ist
so mit Kollimatoren 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 Streumittelpunkt 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 7 zu ersehen ist, wird in der folgenden Beschreibung
ein CSCT-Scanner mit einer polychromatischen Röntgenquelle 49 und
einem Detektor 48 betrachtet. Der Detektor umfasst oder
besteht aus Energie auflösenden
Detektorelementen, die denjenigen entsprechen können, die mit Bezug 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.
-
Das
folgende Verfahren kann in dem oben erwähnten Scanner oder in dem mit
Bezug 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 Strahlungsquelle
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
spiralförmige
Rekonstruktion, wie beispielsweise das von Katsevich in „Analysis
of an exact inversion algorithm for spiral cone-beam CT", erschienen in Phys.
Med. Biol., Band 47, S. 2583–2597,
2002, beschriebene genaue Rekonstruktionsverfahren vorzuverarbeiten,
das durch Nennung als hierin aufgenommen betrachtet wird.
-
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 F
2(q).
Die Querschnittdifferenz für
kohärent
gestreute Röntgenstrahlen
dσ
Raylegh/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 6°,
kann sin(Θ/2)
approximiert werden durch Θ/2,
und die Gleichung (5) kann geschrieben werden als
-
Gemäß
6 ergibt
sich der Streuwinkel aus dem Abstand d des Streumittelpunktes von
dem Detektor und dem Abstand a des Detektorelements, das die Streustrahlung
von der Abtastebene empfängt:
-
Zusammen
mit der Gleichung (6) ergibt dies:
-
Im
x-y-q-Raum beschreibt die Gleichung (8) 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:
-
8 zeigt
derartige Hyperbeln. Im Detail zeigt 8 eine Rückprojektionsbahn,
wie sie durch die Gleichung 8 bestimmt wird. Wie aus 8 zu
ersehen ist, wird für
jede mittlere Energie eine neue Bahn erzielt.
-
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,
US-amerikanisches Patent 6173030 (1999)
beschrieben wird, das durch Nennung als hierin aufgenommen betrachtet
wird.
-
Linienintegrale
für die
virtuelle Quellenposition q ~ können
aus den Linienintegralen extrapoliert werden, die für die 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-amerikanisches Patent 6292526 (1999),
beschrieben wird, das durch Nennung als hierin aufgenommen betrachtet
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, das durch Nennung als hierin aufgenommen
betrachtet 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 Li nienintegrale 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 q ~ extrapoliert
werden gemäß
-
Daher
muss die Gleichung (10) für q ~ gelöst werden.
Das Umformen der Gleichung (10) 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 bestimmten 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 α
0 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 mit Bezug auf die 1 bis 5 dargestellten
und beschriebenen CSCT-Scanner, in dem in 6 dargestellten
Scanner und in der in 13 dargestellten Datenverarbeitungseinrichtung
angewendet und ausgeführt
werden.
-
Wie
bereits erwähnt
wird das Röntgenstrahlenspektrum
während
der Durchstrahlung eines Materials aufgehärtet. Aufgrund dieser Tatsache
sind die mittleren Energien der gesendeten Röntgenstrahlenspektren unterschiedlich
in Abhängigkeit
von dem Primärspektrum
und dem in dem interessierenden Objekt angetroffenen Material. Bei
der Durchführung
einer Rückprojektion
längs der
Bahn, wie sie in der Gleichung 5 dargelegt wurde, auf der Grundlage
der verschiedenen mittleren Energien werden dadurch verschiedene
Rückprojektionsbahnen
erzielt. Es hat sich herausgestellt, dass zur Berücksichtigung
dieses Effekts während
der Rekonstruktion die mittleren Energien der betreffenden Rückprojektionsbahnen
ermittelt werden müssen.
Dies kann wie in den Verfahren dargelegt erfolgen, die mit Bezug
auf die 10 und 11 beschrieben
wurden.
-
Wie
oben gezeigt hängen
die Bahn der Streustrahlung und daher auch der Faktor β(E) von dem
Streuwinkel ab. Im Folgenden sei angenommen, dass die Schwächung der
Streustrahlung der Schwächung
der direkt gesendeten Strahlung entspricht. Die Schwächung der
gesendeten Strahlung, d. h. der Primärstrahlung, kann als
ermittelt werden. Diese Schwächung kann
mit Hilfe des Primärstrahlungsdetektors
15 ermittelt
werden. Die Anwendung dieser Annahme bewirkt, dass das Produkt α(E) × β(E) unabhängig von
der Bahn ist.
-
Zur
Bestimmung einer Verschiebung der mittleren Energien der gestreuten
Photonen auf der Grundlage der mittleren Schwächung
die gemessen wurde, werden
die folgenden Annahmen bezüglich
des Materials des interessierenden Objekts gemacht. Für medizinische
Anwendungen kann beispielsweise angenommen werden, dass das interessierende
Objekt in erster Linie aus Wasser besteht, d. h. dass die Strahlung
primär
durch Wasser gesendet wird. Für Anwendungen
auf dem Gebiet der Gepäckkontrolle
kann beispielsweise ein „mittleres
Material" verwendet werden,
dass beispielsweise aus 10% Aluminium und 90% Stoff besteht.
-
Im
Folgenden wird auf der Grundlage der mittleren Schwächung eine
Simulation mit Bezug auf die mittlere Energieverschiebung durchgeführt. Mit
anderen Worten: Es wird ermittelt, wie stark die mittlere Energie
noch oben verschoben wird.
-
Für Wasser
kann beispielsweise eine äquivalente
Wassermassendicke auf der Grundlage einer mittleren Schwächung
mit Hilfe der folgenden Gleichung
ermittelt werden:
-
∊ ist
die mittlere Schwächung
des durchdrungenen Materials, d. h. des Wassers oder des mittleren
Materials.
-
9 zeigt
eine Tabelle mit approximierten linearen Abhängigkeiten zwischen Energie
und einer Massendicke von Wasser und PMMA für eine Vielzahl von gefilterten
Wolframspektren. Die Tabelle in 9 zeigt beispielsweise
in der ersten Zeile, dass bei Verwendung einer Röntgenröhre mit 150 keV und einem Aluminiumfilter
von 1,5 mm die mittlere von der Röhre ausgesendete Energie 63,3
keV beträgt.
Wird eine äquivalente Wassermassendicke
von 10 cm angenommen, würde
die Energieverschiebung 7,2 keV betragen. Somit beträgt die mittlere
Energie, die beim Detektor 8 ermittelt wurde und bezüglich Strahlaufhärtungseffekten
und Schwächung
korrigiert wurde, 63,6 keV + 7,2 keV = 70,5 keV.
-
10 zeigt
einen Ablaufplan eines Verfahrens, das nicht innerhalb des Rahmens
der Ansprüche liegt.
-
Nach
dem Beginn in Schritt S1 wird in Schritt S2 eine Luftabtastung durchgeführt. Bei
einer Luftabtastung handelt es sich um eine Abtastung, bei der sich
kein interessierendes Objekt im Untersuchungsbereich des CT-Scanners
befindet. Die Luftabtastung dient dazu, I
0 zu
ermitteln. Anschließend
wird in Schritt S3 eine mittlere Schwächung
auf der Grundlage der gesendeten
Strahlung, d. h. auf der Grundlage der Ausgaben des Primärstrahlungsdetektors
15,
ermittelt. Mit anderen Worten: Eine Ermittlung der mittleren Schwächungswerte
wird auf der Grundlage der Primärstrahlung
durchgeführt.
-
Im
anschließenden
Schritt S5 erfolgt dann eine Ermittlung einer äquivalenten Wassermassendicke
auf der Grundlage der mittleren Schwächung. Diese äquivalente
Wassermassendicke (oder Lucitedicke oder die Dicke eines mittleren
Materials) kann auf der Grundlage der folgenden Gleichung ermittelt
werden:
-
Danach
wird im anschließenden
Schritt S6 eine von dem Material verursachte Energieverschiebung aus
der äquivalenten
Wassermassendicke berechnet. Dies kann beispielsweise durch Zuhilfenahme
einer vorher festgelegten Tabelle wie der in 9 dargestellte
Tabelle erfolgen.
-
Im
anschließenden
Schritt S7 wird nun die anfängliche
mittlere Energie der Streustrahlung mit Hilfe der Energieverschiebung
korrigiert oder kompensiert. Mit anderen Worten: in Schritt S7 werden
eine Kompensation der Strahlaufhärtungseffekte
und im Besonderen eine Kompensation der Schwächung durchgeführt. Danach
wird in Schritt S8 eine Rekonstruktion mit Hilfe der korrigierten
Energiemessungen durchgeführt.
Die Rekonstruktion kann längs
der oben beschriebenen Rückprojektionsbahnen
durchgeführt
werden. Mit anderen Worten: Die Rekonstruktion kann in Übereinstimmung
mit den Schritten 1–4
wie oben beschrieben vorgenommen werden. Das Verfahren fährt nun
mit Schritt S9 fort, wo es endet.
-
11 zeigt
den Ablaufplan des Ausführungsbeispiels
eines Verfahrens zum Betreiben des CT-Scannersystems oder der Datenverarbeitungseinrichtung
gemäß der vorliegenden
Erfindung. Im Gegensatz zu dem mit Bezug auf 10 beschriebenen
Verfahren, in dem keine vorläufige
CT-Rekonstruktion vorgenommen wird, kann in dem mit Bezug auf 11 beschriebenen
Verfahren eine CT-Rekonstruktion vor der tatsächlichen Rekonstruktion durchgeführt werden.
-
Vorteilhafterweise
kann dies eine verbesserte Kompensation von Strahlaufhärtungseffekten
und im Besonderen eine verbesserte Absorptionskompensation ermöglichen.
-
Nach
dem Beginn in Schritt S10 wird in Schritt S11 eine Luftabtastung
zur Ermittlung von I0 durchgeführt. Im
anschließenden
Schritt S12 erfolgt eine CT-Erfassung. Mit anderen Worten: In Schritt
S12 kann eine Datenerfassung des interessierenden Objektvolumens
längs einer
beispielsweise spiralförmigen
Trajektorie vorgenommen werden. Zu diesem Zweck kann ein fächerförmiges Strahlenbündel eingesetzt
werden. Vorteilhafterweise können
mit Hilfe einer derartigen Anordnung die Projektionsdaten sowohl
der Sende- als auch
der Streustrahlung gleichzeitig ermittelt werden. Bei einer Variante
dieses Ausführungsbeispiels
der vorliegenden Erfindung kann jedoch eine Vorabtastung vorgenommen
werden, bei der lediglich die Sendestrahlung gemessen wird, d. h.
lediglich die Ausgaben des Primärstrahlungsdetektors
zusammengetragen werden. Danach kann eine zweite Abtastung zur Ermittlung
der Streustrahlung durchgeführt
werden.
-
Danach
wird im anschließenden
Schritt S13 aus den Ausgaben des Primärstrahlungsdetektors, d. h. aus
den Sendestrahlungsdaten, ein Volumendatensatz rekonstruiert, in
dem jedes Voxel einen Absorptionskoeffizienten des in dem interessierenden
Objektvolumen enthaltenen interessierenden Objekts umfasst. Im anschließenden Schritt
S14 werden die Kompensation von Strahlaufhärtungseffekten und im Besonderen
die Absorptionskompensation durchgeführt. An dieser Stelle wird
die mittlere Energie für
die gestreuten Photonen ermittelt auf der Grundlage des Volumendatensatzes
unter Berücksichtigung
von Materialien des interessierenden Objekts, die in der Bahn der
gestreuten Photonen durch das interessierende Objekt auftreten.
Diese Materialien können
in dem in Schritt S13 ermittelten Volumendatensatz unterschieden
werden. Beispielsweise können
sie mit Hilfe geeigneter Schwellenwertoperationen unterschieden
werden.
-
Mit
anderen Worten: Da die Projektionsbahn des Objekts für ein gestreutes
Photon für
ein bekanntes Spektrum bekannt ist, wird die Schwächung längs dieser
Bahn berechnet. Durch geeignete Schwellenwertoperationen können Materialien
längs der
Streubahn des betreffenden Photons identifiziert und seine Absorptionsspektren
berücksichtigt
werden. Aus den resultierenden Spektren kann die mittlere Energie
für das
gestreute Photon ermittelt werden.
-
Im
anschließenden
Schritt S15 kann nun eine Rekonstruktion mit Hilfe dieser mittleren
Energien durchgeführt
werden. Aufgrund dieser Tatsache wird während der tatsächlichen
in Schritt S15 durchgeführten Rekonstruktion,
bei der die Streufunktion für
jedes Voxel ermittelt wird, die in Schritt S14 ermittelte mittlere
Energie in die Gleichung 5 eingesetzt und kann somit eine verbesserte
spektrale Auflösung
der rekonstruierten Streufunktion in Abhängigkeit von dem Wellenvektortransfer
gestatten.
-
Ferner
kann auf der Grundlage der in Schritt S13 ermittelten Absorptionswerte
eine Absorptionskorrektur für
die betreffende Projektionsbahn durchgefüht werden, wodurch auch die
Bildqualität
verbessert werden kann. Das Verfahren fährt dann mit Schritt S16 fort,
wo es endet.
-
12 zeigt
eine vereinfachte schematische Darstellung zur weiteren Erläuterung
des mit Bezug auf 11 beschriebenen Verfahrens.
Wie aus 12 zu ersehen ist, wird eine
von der Strahlungsquelle 4 ausgesendete Strahlung durch
das interessierende Objekt 7 gesendet und kann mit Hilfe
des Primärstrahlungsdetektors
gemessen werden, der die Zeile 15 umfasst. Die von dem
interessierenden Objekt 7 gestreute Streustrahlung kann
mit Hilfe des Streustrahlungsdetektors 30 ermittelt werden.
-
In
einem vorläufigen
Schritt wird eine CT-Rekonstruktion auf der Grundlage der Ausgaben
der Detektorzeile 15, d. h. des Primärstrahlungsdetektors, durchgeführt. Daraus
wird ein Volumendatensatz rekonstruiert. Ausgehend von dem Volumendatensatz
können
Materialien ermittelt werden, die von der Streustrahlung 44 auf
ihrer Bahn durch das interessierende Objekt 7 angetroffen
werden. Der durch diese Materialien verursachte Strahlaufhärtungseffekt
wird berücksichtigt
und auch die von diesen Materialien verursachten Absorptionsspektren
können
berücksichtigt
werden, um die tatsächlich
von der Detektorzeile 30 gemessene Energie zu korrigieren.
-
13 zeigt
ein Ausführungsbeispiel
einer Datenverarbeitungseinrichtung zum Durchführen der Verfahren der vorliegenden
Erfindung, beispielsweise der mit Bezug auf die 10 und 11 beschriebenen Verfahren.
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 Datenprozessor 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. Vorteilhafterweise kann die vorliegende Erfindung
eine sehr gute spektrale Auflösung
von rekonstruierten Streufunktionen gestatten, um beispielsweise
Materialien mit den gleichen Schwächungswerten zu unterscheiden.
Ferner kann insbesondere bei medizinischen Anwendungen eine verbesserte
Bildqualität
erzielt werden. Die vorliegende Erfindung kann als zusätzliche
Funktionalität
für Kegelstrahlenbündel-CT-Systeme
eingesetzt werden. Vorzugsweise wird sie zusammen mit nicht Energie
auflösenden
Detektoren angewendet.
-
Text in den Figuren
-
2
-
- Obejct region – Objektbereich
-
9
-
- Primary spectrum – Primärspektrum
- Mean energy – Mittlere
Energie
- Spectral width – Spektrale
Breite
- Energy shift – Energieverschiebung
- Water/Lucite – Wasser/Lucite
- Filtered – gefiltert