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Die Erfindung betrifft ein Computertomographie-Verfahren, bei dem aus
einer Röntgenquelle stammende Röntgenstrahlen auf ein zu untersuchendes Objekt
gestrahlt werden und mit Hilfe eines positionsempfindlichen Röntgendetektorfeldes detektiert
werden, das relativ zur Röntgenquelle eine nahezu feste Position einnimmt, wobei die
Röntgenquelle und das Röntgendetektorfeld zusammen in einer Anzahl Orientierungen
relativ zu dem zu untersuchenden Objekt bewegt werden, um eine Anzahl Röntgenbilder
aufzunehmen, wobei mit Hilfe der detektierten Röntgenbilder eine Dichteverteilung des
Objektes rekonstruiert wird, und Unschärfe in dem rekonstruierten Bild mittels Entfaltung
reduziert wird. Die Erfindung betrifft auch ein Gerät zum Ausführen eines solchen
Verfahrens.
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Ein derartiges Gerät und ein solches Verfahren sind aus EP-A 0 353 299
bekannt. Die zitierte Veröffentlichung beschreibt ein Verfahren zur Verarbeitung von
Daten, die mit Hilfe eines Computertomographie-Gerätes (CT-Scanner) erfasst worden sind,
bei dem die Röntgenquelle Strahlung emittiert, die nicht nur aus einem Brennpunkt stammt,
sondern unbeabsichtigt auch aus der Umgebung des Brennpunktes. Diese unerwünschten
Röntgenstrahlen werden durch Streuung von Elektronen in der Röntgenröhre verursacht
und daher stammen die Röntgenstrahlen aus einem ausgedehnten Gebiet. Weil die
Röntgenquelle nicht mehr punktförmig ist, enthält das rekonstruierte Bild unscharfe Ränder und
Artefakte. Bei dem bekannten Verfahren werden die von der Quelle verursachten
Bildartefakte durch Entfaltung mit einer PSF (point spread function) reduziert, die die
Eigenschaften der Röntgenquelle beschreibt.
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Bei CT-Scannern, in denen das in EP-A 0 353 299 beschriebene Problem
nicht auftritt oder in denen dieses Problem geeignet beseitigt worden ist, treten in den
rekonstruierten Bildern noch immer Unschärfe und Artefakte auf. Insbesondere tritt ein
Verlust an Kontrast auf. Diese Bildartefakte können teilweise inkohärenter
(Compton-)Streuung zugeschrieben werden. Inkohärente Streuung ist im Raum gleichmäßig verteilt und ihre
Auswirkungen können bei der Rekonstruktion durch Subtrahieren eines konstanten Wertes
von dem von jeder Zelle in dem Detektor gemessenen Signal beseitigt werden. Dieser
kon
stante Wert hängt von den Abmessungen des zu untersuchenden Objektes ab.
Berücksichtigung von inkohärenter Streuung auf diese Weise führt zu einer wesentlichen Verbesserung
des rekonstruierten Bildes.
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Es hat sich jedoch gezeigt, dass in dem rekonstruierten Bild auch nach der
oben genannten Korrektur ein bestimmtes Maß an Unschärfe sowie Artefakte vorhanden
bleiben.
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Der Erfindung liegt als Aufgabe zugrunde, die Quelle der verbleibenden
Bildfehler zu identifizieren und ein Verfahren zu verschaffen, um deren Folgen in dem
rekonstruierten Bild zu verringern.
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Hierzu ist die Erfindung dadurch gekennzeichnet, dass zur Entfaltung eine
Entfaltungsfunktion verwendet wird, die eine aus elastischer (kohärenter) Streuung von
Röntgenstrahlen in dem Objekt abgeleitete Komponente enthält. Es hat sich gezeigt, dass
eine solche Entfaltungsfunktion zu einem verbesserten Bild führt im Vergleich zu der
Situation, in der elastische Streuung als Quelle von Bildfehlern nicht berücksichtigt wird.
Dieses Verfahren ist insbesondere nützlich, wenn der positionsempfindliche Detektor
Festkörperdetektoren umfasst. Derartige Detektoren weisen keine inhärente Unterscheidung
von gestreuter Strahlung auf.
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Es sei bemerkt, dass Kompensation von Compton-Streuung mit Hilfe eines
Entfaltungsalgorithmus an sich aus dem Artikel "Deconvolution of Compton scatter in
SPECT" by C. E. Floyd et al., veröffentlicht in J. Nucl. Med., Bd. 26, Nr. 4, S. 403-408
(April 1985) bekannt ist. Der zitierte Artikel betrifft eine Korrektur für eine andere Art
Streuung als die der vorliegenden Erfindung, d. h. inelastische Streuung. SPECT ist eine
Technik, die sich wesentlich von Computertomographie unterscheidet. Bei SPECT wird
Strahlung detektiert, die in dem zu untersuchenden Objekt nach dem Einbringen von
radioaktiven Substanzen auftritt. In einem derartigen System verursacht Streuung vor allem
Unschärfe, weil die Position der Strahlungsquelle infolge von Streuung undeutlich wird.
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P. Pattison et. al. "The influence of multiple scattering on the total and
differential Compton cross sections in aluminium", erschienen in The Philosophical Magazine
Bd. 30(5), Nov. 1974, S. 973-981, beschreibt die Verwendung zweier Modelle zur
Beschreibung elastischer (kohärenter) und inelastischer (inkohärenter) Streuabschnitte aus
Aluminium. Die Formel, die das Verhältnis zwischen kohärenten und inkohärenten
Abschnitten bestimmt, kann allgemein auch auf andere Materialien und homogene Objekte
angewendet werden.
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Eine Ausführungsform der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, dass die
Entfaltungsfunktion mit Hilfe einer statistischen Technik bestimmt wird. Elastische
Streuung ist im Wesentlichen vorwärts gerichtet und hängt von der durchlaufenen Menge an
Materie ab. Selbst für eine einfache Form ist daher eine analytische Berechnung mit
ausreichender Genauigkeit nicht möglich. Elastische Streuung ist darum stark von der Form und
den Abmessungen des zu messenden Objektes abhängig. Dies ist insbesondere wichtig,
weil in einem CT-Scanner das Objekt unter einer großen Zahl Winkeln durchstrahlt wird.
Eine statistische Technik ermöglicht in dieser Situation die Bestimmung einer genügend
genauen Beschreibung der Entfaltungsfunktion.
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Diese Version ist vorzugsweise dadurch gekennzeichnet, dass die
Entfaltungsfunktion mit einem Monte-Carlo-Verfahren bestimmt wird. Vom Grad der elastischen
Streuung in einem Objekt von beliebiger Form und einer inneren Struktur, in der örtliche
Veränderungen des Streuungsgrades auftreten, kann so eine ziemlich gute Schätzung
gemacht werden. Ein Monte-Carlo-Verfahren bietet auch den Vorteil, dass es auch zur
Bestimmung der Auswirkungen anderer Fehlerquellen verwendet werden kann, beispielsweise
bei nicht punktförmiger Röntgenquelle, inkohärenter Streuung usw.
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Eine Ausführungsform der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, dass die
Entfaltungsfunktion als Funktion der Abmessungen des Objektes bestimmt und
parametrisiert wird. Durch Bestimmung einer Entfaltungsfunktion für einige Objekte
unterschiedlicher Abmessungen kann genaue Parametrisierung durch Interpolation für alle
Abmessungen in einem gegebenen Bereich erhalten werden.
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Eine weitere Ausführungsform der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet,
dass die Entfaltungsfunktion auch eine aus inkohärenter (Compton-)Streuung abgeleitete
Komponente enthält. Die Bestimmung der Entfaltungsfunktion sowie die Verwendung von
Entfaltung zur Korrektur von elastischer Streuung kann mit Entfaltung zur Korrektur
anderer Bildfehler kombiniert werden, insbesondere Korrektur von inkohärenter Streuung.
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Die Erfindung betrifft auch eine Einrichtung zum Rekonstruieren eines
Computertomographie-Bildes. Die erfindungsgemäße Einrichtung ist dadurch
gekennzeichnet, dass die Rechenmittel eine Entfaltungsfunktion beinhalten, die eine Komponente
enthält, die die Auswirkung von elastischer Streuung (kohärenter Streuung) von
Röntgenstrahlen in dem Objekt repräsentiert. Die Entfaltungsfunktion kann in den Rechenmitteln
beispielsweise in Form einer Tabelle oder in parametrisierter Form gespeichert werden.
Diese Kompensation wird vorzugsweise angewendet, wenn das positionsempfindliche
De
tektorfeld Festkörperdetektoren umfasst, die eine höhere Empfindlichkeit aufweisen als mit
Gas gefüllte Detektorzellen, aber keine inhärente Unterscheidung gestreuter Strahlung.
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Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in der Zeichnung dargestellt und
werden im folgenden näher beschrieben. Es zeigen:
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Fig. 1 schematisch ein Computertomographie Gerät oder CT-Scanner und
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Fig. 2 eine Funktion, die die kohärente Streuung repräsentiert.
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Fig. 1 zeigt schematisch ein Computertomographie-Gerät. Es umfasst eine
Röntgenquelle 1, vorzugsweise eine Röntgenröhre, zum Bilden eines fächerförmig
divergierenden flachen Bündels 3 aus Röntgenstrahlen zusammen mit einer schlitzförmigen
Blende 2. Ein Feld 4 aus gesonderten Detektorzellen 5 ist gegenüber der Röntgenquelle 1
angeordnet. Die Zellen bilden zusammen ein positionsempfindliches
Röntgendetektionssystem. Die Detektorzellen 5 können mit Gas (Xenon) gefüllte Detektoren oder
Festkörperdetektoren sein. Die Dicke des flachen Strahlenbündels 3 auf der Hälfte zwischen der
Röntgenquelle und dem Detektionssystem beträgt im Allgemeinen zwischen 1 und 10 mm.
Die Intensität der auf eine Detektorzelle 5 einfallenden Strahlung wird vor allem durch die
Absorption in einem zu untersuchenden Objekt oder Patienten 7 bestimmt, der sich auf
einem Tisch 6 zwischen der Röntgenquelle 1 und dem Detektorfeld 4 befindet. Indem die
Röntgenquelle 1 und das Detektorfeld 4 gemeinsam mit Hilfe eines Gestells 10 um das
Objekt oder den Patienten 7 herum gedreht werden, wird die Absorption entlang einer
großen Anzahl Linien aus einer großen Zahl verschiedener Richtungen gemessen. Die
Drehung kann sowohl kontinuierlich als auch mit kurzen Unterbrechungen erfolgen. Es ist auch
möglich, das Objekt oder den Patienten 7 während der Drehung und Durchstrahlung in
Richtung der Rotationsachse zu verlagern, so dass über die Detektorzellen Daten aus einem
signifikanten dreidimensionalen Volumen des Objektes oder des Patienten 7 erfasst werden.
Außer einem rotierenden System mit einer Röntgenquelle und einem Detektor kann das
Gerät auch ein Detektionssystem umfassen, das nicht dreht, sondern sich um den Patienten
herum entlang des gesamten Umfangs erstreckt. Für die Röntgenquelle kann dann eine
ringförmige Anode um den Patienten herum verwendet werden, wobei sich dann der
Auftreffpunkt des Elektronenstrahlenbündels mit der ringförmigen Anode um den Patienten
herum bewegt.
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Bei jeder Position der Röntgenquelle 1 und des Detektorfeldes 4 wird die
von den Detektorzellen empfangene Strahlungsintensität digitalisiert und einer
Recheneinrichtung 16 zugeführt. Nach einer Korrektur hinsichtlich bekannter Fehlerquellen und
Stö
rungen werden in der Recheneinrichtung 16 die Messdaten in ein Bild umgewandelt, das in
Form einer Bildmatrix in einem Speicher 17 gespeichert wird. Dieses Bild wird gleichzeitig
oder später mit Hilfe einer Wiedergabeeinrichtung sichtbar gemacht. Die
Wiedergabeeinrichtung kann sowohl ein Monitor 18 als auch andere geeignete Apparatur sein,
beispielsweise ein Drucker oder ein Laserkopiergerät, mit dem ein Abdruck auf Papier oder
transparentem Film hergestellt werden kann.
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Die von den Zellen 5 detektierte Intensität wird nicht nur durch Absorption
entlang der Linie zwischen der Röntgenquelle 1 und den Detektorzellen 5 bestimmt,
sondern auch durch Streuung von Röntgenstrahlen im Objekt oder dem Patienten 7. Gestreute
Strahlung wird nahezu gleichmäßig im Raum verteilt und enthält keine Information über
das zu untersuchende Objekt. Streuung hat zwei Effekte: erstens wird eine kleinere Menge
der von der Röntgenquelle in Richtung einer Zelle emittierten Strahlung von der
betreffenden Zelle detektiert, und zweitens detektiert eine Zelle von der Röntgenquelle in einer
anderen Richtung emittierte und zu der betreffenden Zelle in dem Objekt, der Umgebungsluft
oder Strukturelementen der Einrichtung gestreute zusätzliche Strahlung. Streuung
verschlechtert den Kontrast in dem rekonstruierten Bild. Streuung bewirkt auch Artefakte, wie
z. B. Schatteneffekte, unscharfe Übergänge zwischen verschiedenen Gewebearten, helle
Streifen zwischen Gebieten hoher Dichte und Alinearität, d. h. der Logarithmus der
Absorption ist nicht proportional zur zurückgelegten Weglänge, multipliziert mit der
Absorption des Teiles des Objektes zwischen der Röntgenquelle und der Detektorzelle.
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Die Streuung ist nahezu vollständig inkohärente Streuung. Solche Streuung
ist im Raum gleichmäßig verteilt und kann verhältnismäßig einfach durch Verringern der
detektierten Intensitäten um einen konstanten Wert kompensiert werden. Dieser konstante
Wert hängt von der Menge an Materie ab, d. h. den Abmessungen des Objektes oder des
Patienten 7, und von der Art der Materie.
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Es hat sich gezeigt, dass bestimmte Bildfehler und Artefakte selbst nach
Optimierung der Kompensation von gleichmäßig verteilter Strahlung in dem
rekonstruierten Bild vorhanden bleiben. Dies ist insbesondere der Fall, wenn die Detektorzellen
Festkörperdetektoren sind. Gemäß der Erfindung werden diese Artefakte aus dem Bild entfernt,
indem zusätzlich zur Kompensation von inkohärenter Streuung auch Kompensation von
elastischer (kohärenter) Streuung erfolgt. Kompensation von elastischer Streuung wird
durch Entfaltung der mit einer kohärenten Streufunktion erfassten Messdaten erhalten. Fig.
2 zeigt die Form einer solchen Funktion. Die Intensität ist in willkürlichen Einheiten auf der
vertikalen Achse aufgetragen, und auf der horizontalen Achse ist die Position entlang dem
Detektorfeld 4 aufgetragen, gemessen vom Auftreffpunkt für nicht gestreute Strahlung auf
dem Detektorfeld. Der dargestellte Abstand entspricht dem Abstand bei einem typischen
klinischen CT-Scanner. Die Streufunktion ist relativ zum Ursprung symmetrisch. Die Form
der Streufunktion ist mit Hilfe einer statistischen Monte-Carlo-Technik bestimmt worden,
wobei für ein Standardobjekt (Phantom) Annahmen hinsichtlich der Wahrscheinlichkeit
gemacht worden sind, dass Röntgenstrahlen elastisch gestreut werden, und auch
hinsichtlich des Winkels, unter dem eine solche Streuung erfolgt. Die Annahmen beruhen auf
gemessenen Werten für diese Variablen. Eine solche Monte-Carlo-Technik, die zur
Bestimmung inkohärenter Strahlung verwendet wird, wird beispielsweise in dem Artikel "Physical
characteristics of scatterd radiation in diagnostic radiology: Monte Carlo simulation
studies" von Heang-Ping Chan et al. beschrieben, veröffentlicht in Med. Phys. 12(2), S. 152-
165 (1985). Nach Bestimmung dieser Funktion für Objekte mit unterschiedlichen
Abmessungen und als Funktion des Detektionssystems kann die Streufunktion in Abhängigkeit
von den Objektabmessungen parametrisiert werden.
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Die Kompensation von kohärenter Streuung erfolgt folgendermaßen. Die
Auswirkung kohärenter Streuung auf die auf eine Detektorzelle i einfallende Intensität Ii
kann als Faltung des nicht gestreuten Röntgensignals I' beschrieben werden:
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Ii = Cj · I'i-j1, wobei Cj der Wert der kohärenten Streufunktion ist und I'i-j die Intensität
der Strahlung in Richtung einer Detektorzelle in einem Abstand i-j von der Zelle i. Der
Bruchteil der Strahlung, der infolge von Streuung nicht auf die Zelle i einfällt, ist F = Cj
und die Veränderung der Intensität in der Zelle i, d. h. der zentrale Wert der Funktion ist
Cj=0 = 0 = 1-F. Der Grad der Streuung, und damit der vertikale Maßstab der Funktion in
Fig. 2, ist proportional zu den Abmessungen oder der Menge Materie in dem Objekt.
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Da der Beitrag der elastischen Streuung verhältnismäßig klein ist, d. h.
kleiner als 10%, stellt das Reziproke der Streufunktion eine geeignete Näherung der
Korrekturfunktion dar: k = -Ck, für k ≠ 0 und k = 1+F for k = 0. Der korrigierte Wert der
Intensität wird dann:
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, wobei I und I' die gemessene Intensität bzw. die korrigierte
Intensität sind und I&sup0; ein Bezugswert, der die Empfindlichkeit der Detektorzellen
repräsen
tiert. Diese Prozedur sollte für jede Belichtung aus einer anderen Richtung wiederholt
werden.
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Die Entfaltungsfunktion von Fig. 2 ist als die elastische Streuung aus einem
Phantom bestimmt worden. Bei Verwendung eines statistischen Verfahrens, insbesondere
eines Monte-Carlo-Verfahrens, ist es in einfacher Weise möglich, die Entfaltungsfunktion
für Objekte oder Körper mit einer komplexen inneren Struktur zu bestimmen. Die Effekte
von Bestrahlung aus verschiedenen Richtungen können dann auch berücksichtigt werden.
Natürlich erfordert eine derartige detaillierte Bestimmung mehr Rechenkapazität und die
Verarbeitung der erfassten Daten erfordert auch mehr Rechenkapazität.