DE69821082T2

DE69821082T2 - Abbildungsvorrichtung und Verfahren für Computertomographie

Info

Publication number: DE69821082T2
Application number: DE69821082T
Authority: DE
Inventors: Dominic J. Aurora Heuscher
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1997-11-26
Filing date: 1998-10-06
Publication date: 2004-11-25
Anticipated expiration: 2018-10-07
Also published as: US6078639A; EP0919954A1; JPH11239346A; DE69821082D1; EP0919954B1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die CT-Bildgebung. Die Erfindung findet vor allem Anwendung in Verbindung mit der kontinuierlichen Echtzeit-CT-Bildgebung und wird unter besonderer Bezugnahme hierauf beschrieben. Es ist jedoch zu beachten, dass die vorliegende Erfindung auch Anwendung in Verbindung mit anderen Arten von CT-Bildgebungsgeräten und -verfahren sowie mit anderen diagnostischen Bildgebungssystemen findet.
Die frühen CT-Scanner waren von einem transversalen und rotierenden Typ. Das bedeutet, dass sich eine Strahlungsquelle und ein ihr gegenüber angeordneter Strahlungsdetektor zusammen auf linearen Wegen auf einander gegenüberliegenden Seiten eines Objekts transversal bewegten. Der Detektor wurde während der Transversalbewegung wiederholt abgetastet, um eine Vielzahl von Datenwerten zu schaffen, die parallele Strahlen durch das Objekt darstellen. Nach der Transveralbewegung wurde der gesamte Schlitten um ein paar Grad gedreht und Quelle sowie Detektor erneut in Bewegung versetzt, um einen zweiten Datensatz zu erzeugen. Die Vielzahl der Parallelstrahl-Datensätze in regelmäßigen Winkelabständen über 180° wurde zu einem diagnostischen Bild rekonstruiert. Leider ist dieses Transversal- und Rotationsverfahren sehr langsam.
Ein Verfahren zum Beschleunigen von Transversal- und Rotations-Scannern bestand darin, die Strahlungsquelle und den Einzeldetektor durch eine Strahlungsquelle zu ersetzen, die Strahlung auf einem schmalen, fächerförmigen Strahlenbündel projiziert, und mehrere Detektoren vorzusehen, so dass eine Vielzahl von Parallelstrahl-Datensätzen bei verschiedenen Winkeln gleichzeitig erfasst wurde. Auf diese Weise konnten mehrere Datensätze gleichzeitig erfasst werden. Dieses Verfahren war zwar um ein Mehrfaches schneller, aber immer noch sehr langsam.
Man hat herausgefunden, dass die Strahlungsquelle auch nur rotiert werden konnte, statt Quelle und Detektor in eine Transversalbewegung zu versetzen. Das bedeutet, dass die Strahlungsquelle einen Datenfächer projizierte, der die Untersuchungsregion überspannte. Die Strahlung, die die Untersuchungsregion durchquerte, wurde von einem Bogen von Strahlungsdetektoren aufgefangen. Die Strahlungsquelle wurde um das Objekt herum gedreht. In einem Scanner der dritten Generation wurde der Detektorbogen mit der Quelle gedreht. In einem Scanner der vierten Generation wurde ein kompletter Ring von stationären Detektoren vorgesehen. Bei beiden Typen wurden die Fächerstrahl-Datensätze bei einer Vielzahl von Scheitelpunkten um das Objekt herum abgetastet. Die Daten von den verschiedenen Winkeln innerhalb der Fächer bei verschiedenen Winkelausrichtungen des Fächers wurden zu Parallelstrahl-Datensätzen geordnet. Es zeigte sich, dass ein kompletter Satz von Parallelstrahl-Datensätzen erzeugt werden konnte, indem man die Quelle um 180° plus den Fächerwinkel drehte. Obwohl dieses Verfahren wesentlich schneller war als das Transversal- und Rotationsverfahren, war ein größerer Datenverarbeitungsaufwand für das Ordnen und Rebinning der Strahlen in die Parallelstrahl-Datensätze und für das eventuelle Interpolieren erforderlich, um die Strahlen innerhalb jedes Datensatzes paralleler zu machen. Obwohl die Datenerfassungszeit wesentlich kürzer war, war die Bildverarbeitung langsamer. Die Parallelstrahl-Rekonstruktion wurde größtenteils aufgrund der Speicher- und Geschwindigkeitsbeschränkungen aufgegeben, und auch aufgrund der Ungenauigkeit des Rebinning-Schritts, wenn dieser früh in der Verarbeitungskette ohne genaue Detektorkorrekturen und Winkelansichtfilterung durchgeführt wird, vor allem wenn eine begrenzte Anzahl von Ansichten erfasst wurde.
Es hat sich gezeigt, dass – anstatt die Daten zu Parallelstrahl-Datensätzen zu ordnen – die Fächerstrahl-Datensätze durch Faltung und Rückprojektion direkt zu einer Bilddarstellung rekonstruiert werden konnten. Obwohl das Faltungs- und Rückprojektionsverfahren wesentlich weniger Verarbeitungs-Hardware und -zeit erforderte als die Rebinning-Methode, war die Datenerfassung langsamer. Insbesondere erforderte der Algorithmus, dass die Scheitelpunkte der Datenfächer volle 360° abdecken und nicht nur den 180° + Fächerwinkel.
In jüngerer Zeit sind verbesserte Faltungs- und Rückprojektionsverfahren entwickelt worden, bei denen die Scheitelpunkte der Datenfächer nur 180° plus den Fächerwinkel zu überspannen brauchen. Obwohl diese Verfahren heute zu den am weitesten verbreiteten CT-Rekonstruktionsalgorithmen gehören, weisen sie immer noch Nachteile auf. Sie können vor allem rechentechnisch komplex und zeitaufwändig sein.
In der US-amerikanischen Patentschrift Nr. 5.406.479 wurde ein Rebinning- und Korrekturverfahren für einen Fächerstrahl-CT-Scanner beschrieben, bei dem der Röntgenfächer in einer Ebene erzeugt wird, die in Bezug auf die Scannerachse zu der Detektorebene versetzt ist. Die Rebinning-Methode wird verwendet, um Fächerstrahldaten in Paral lelstrahldaten umzuwandeln, um schnelle Parallelstrahlalgorithmen für die Rekonstruktion anwenden zu können. Das Verfahren ist für die Korrektur von Kegelstrahlfehlern infolge des Versatzes zwischen den Ebenen vorgesehen.
Obwohl sie für ihre beabsichtigten Zwecke erfolgreich eingesetzt werden können, weisen die oben beschriebenen CT-Scanner und Verfahren inhärente Nachteile auf, die sie für die Echtzeit-Bildgebung ungeeignet machen. Insbesondere sind die verschiedenen Kombinationen von Datenerfassungs- und Datenverarbeitungsverfahren zu zeitaufwändig, um eine genaue kontinuierliche Bildaktualisierung in Echtzeit zu erlauben.
Die vorliegende Erfindung ist durch die beigefügten Ansprüche definiert.
In Übereinstimmung mit einem Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein kontinuierlicher CT-Scanner zur Erzeugung eines Echtzeitbildes gemäß Anspruch 1 geschaffen.
In Übereinstimmung mit einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Erzeugung eines kontinuierlichen Echtzeitbildes gemäß Anspruch 6 geschaffen.
Beispiele für Möglichkeiten zur Ausführung der Erfindung werden im Folgenden unter Bezugnahme auf die begleitenden Zeichnungen ausführlich beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines kontinuierlichen CT-Scannersystems gemäß der vorliegenden Erfindung;
2 eine beispielhafte Darstellung der Gewichtungsfunktion, die durch den erfindungsgemäßen Winkelansichtfilter angewendet wird;
3 eine schematische Darstellung, die die Interpolation der Daten von einem Fächerstrahlformat zu einem Parallelstrahlformat zeigt; und
4 einen Ablaufplan, der die Datenverarbeitung in Übereinstimmung mit Aspekten der vorliegenden Erfindung darstellt.
Bezug nehmend auf 1 enthält ein kontinuierlicher CT-Scanner 10 einen stationären Gantry-Teil 12, der eine Untersuchungsregion 14 definiert. An dem stationären Gantry-Teil 12 ist ein rotierender Gantry-Teil 20 zur kontinuierlichen Drehung um die Untersuchungsregion 14 angebracht. Eine Röntgenquelle 22, zum Beispiel eine Röntgenröhre, ist so auf dem rotierenden Gantry-Tail 20 angeordnet, dass ein Strahlenbündel der Strahlung 24 die Untersuchungsregion 14 durchquert, wenn sich der rotierende Gantry-Teil 20 dreht. Eine Kollimator- und Blenden-Anordnung 26 formt das Strahlenbündel der Strahlung 24 zu einem dünnen, fächerförmigen Strahlenbündel und schaltet das Strahlenbündel 24 selektiv ein und aus. Alternativ kann das fächerförmige Strahlenbündel 24 auch elektronisch an der Röntgenquelle 22 ein- und ausgeschaltet werden.
In dem abgebildeten CT-Scanner der vierten Generation ist ein Ring von Strahlungsdetektoren 28 um den Umfang der Untersuchungsregion 14 auf dem stationären Gantry-Teil 12 angebracht. Alternativ können die Strahlungsdetektoren 24 so an dem rotierenden Gantry-Teil 20 auf einer Seite der Untersuchungsregion 14 gegenüber der Röntgenquelle 22 angebracht sein, dass sie den durch das fächerförmige Röntg enstrahlenbündel 24 definierten Bogen abdecken. Unabhängig von der Konfiguration sind die Strahlungsdetektoren 28 so angeordnet, dass sie die von der Röntgenquelle 22 emittierte Röntgenstrahlung empfangen, nachdem sie die Untersuchungsregion 14 durchquert hat.
Bei einer Quellenfächergeometrie wird ein Bogen von Detektoren, die die von der Quelle ausgehende Strahlung abdecken, gleichzeitig in kurzen Intervallen abgetastet, während sich die Röntgenquelle 22 hinter der Untersuchungsregion 14 dreht, um eine Quellenfächeransicht zu erzeugen. Bei einer Detektorfächergeometrie wird jeder Detektor eine Vielzahl von Malen abgetastet, während sich die Röntgenquelle 22 hinter der Untersuchungsregion 14 dreht, um eine Detektorfächeransicht zu erzeugen. Der Pfad zwischen der Röntgenquelle 22 und jedem der Strahlungsdetektoren 28 wird als Strahlengang oder Strahl bezeichnet.
Die Strahlungsdetektoren 28 wandeln die erkannte Strahlung in elektronische Daten um. Das bedeutet, dass jeder der Strahlungsdetektoren ein Ausgangssignal erzeugt, das proportional zu einer Intensität der empfangenen Strahlung ist. Optional kann ein Referenzdetektor Strahlung erkennen, die die Untersuchungsregion 14 nicht durchquert hat. Eine Differenz zwischen der Größe der durch den Referenzdetektor und jeden Strahlungsdetektor 28 empfangenen Strahlung liefert einen Hinweis auf das Maß der Strahlungsabschwächung auf einem entsprechenden Strahlengang eines abgetasteten Strahlungsfächers.
Bei der dargestellten Ausführungsform eines Scanners der vierten Generation stellt jede Ansicht oder Datenlinie einen Fächer von Strahlen dar, dessen Scheitelpunkt bei einem der Strahlungsdetektoren 28 liegt und der über eine kurze Zeitspanne von dem Detektor erfasst wurde, während sich die Röntgenquelle 22 hinter der Untersuchungsregion 14 dreht. Bei einem Scanner der dritten Generation stellt jede Ansicht oder Datenlinie einen Fächer von Strahlen mit einem Scheitelpunkt bei der Röntgenquelle 22 dar, der durch das gleichzeitige Abtasten aller Detektoren erfasst wird.
Die durch die Strahlungsdetektoren 28 erzeugten elektronischen Daten werden einem Rebinning-Prozessor 30 zugeführt. Der Rebinning-Prozessor 30 wandelt jede Datenlinie von ihrem Fächerstrahlformat in ein Parallelstrahlformat um. Um eine höhere Geschwindigkeit und Genauigkeit zu erreichen, wird dieser Prozess in drei Rebinning-Operationen oder Schritte aufgeteilt: einen Schritt der Winkelansichtfilterung, einen Interpolationsschritt, bei dem die Daten zu parallelen Strahlen mit ungleichmäßigem Abstand sortiert werden, und einen letzten interpretierenden Schritt, bei dem der ungleichmäßige Abstand der Strahlen korrigiert wird. Der Rebinning-Prozessor 30 empfängt die Datenlinien und speichert sie in einem ersten Endlosspeicher 32. Ein Winkelansichtfilter 34 ruft die Datenlinien von dem ersten Endlosspeicher 32 ab, filtert sie und schreibt sie an einen vorgegebenen Speicherplatz in einem zweiten Endlosspeicher 36. Zusätzlich können vor dem Schreiben der Daten in den zweiten Endlosspeicher 36 beliebige detektorspezifische Korrekturen vorgenommen werden. Vorzugsweise wird der Winkelansichtfilter, wie in 2 dargestellt, über eine Vielzahl von benachbarten Datenlinien 38 angewendet, zum Beispiel 3 bis 5, um einen gewichteten Mittelwert hiervon zu erzeugen. Der gewichtete Mittelwert ist durch eine zentrierte symmetrische nicht-lineare Funktion 40 gekennzeichnet. Außerdem trägt in der Phase die zugehörige Ansichtreduzierung zu einer reduzierten Verarbeitungszeit bei.
Anschließend ruft ein Interpolator 42 die in dem zweiten Endlosspeicher 36 gespeicherten Daten ab und ordnet sie neu, so dass parallele Strahlen von den verschiedenen Datenlinien zusammen gruppiert werden. Optional kann die Anzahl der Datenlinien durch Überspringen von Datenlinien, zum Beispiel jeder zweiten Datenlinie, reduziert werden, um den Zeitaufwand zur Verarbeitung der Daten zu verkürzen. An diesem Punkt können außerdem beliebige Korrekturen gemeinsam für alle Strahlungsdetektoren 28 vorgenommen werden. Anschließend wird ein weiterer interpolierender Schritt durchgeführt, um den Abstand innerhalb jeder Gruppe von parallelen Datenstrahlen auszugleichen.
Bezug nehmend auf 3 und weiterhin unter Bezugnahme auf 1 ist eine veranschaulichende Zeichnung, die eine Quellenfächergeometrie zeigt, nützlich zur Beschreibung des Rebinning-Prozesses. Während die Röntgenquelle 22 einer Bahn 44 um die Untersuchungsregion 14 herum folgt, erzeugt sie eine Vielzahl von Quellenfächeransichten 46a–c, die durch eine Anordnung von Strahlungsdetektoren 28a–r empfangen wird, welche sie in eine Datenlinie mit einem Fächerstrahlformat umwandelt. Die Quellenfächeransichten 46a–c bestehen jeweils aus einer Vielzahl von Strahlen, wobei jeder Strahl einem einzelnen Strahlungsdetektor 28a–28r entspricht. Die Quellenfächeransicht 46a zum Beispiel enthält Strahlen, die den Strahlungsdetektoren 28a–28l entsprechen, die Quellenfächeransicht 46b enthält Strahlen, die den Strahlungsdetektoren 28d–28o entsprechen, und 46c enthält die Detektoren 28f–28r. Der Interpolator 42 ordnet die Daten neu, um die parallelen Strahlen 48a–c, die den Strahlungsdetektoren 28l, 28i und 28f von den jeweiligen Fächern 46a, 46b und 46c entsprechen, zusammen zu gruppieren und ein Parallelstrahlformat zu erzeugen.
Nach der Umwandlung vom Fächerstrahlformat in das Parallelstrahlformat durch den Rebinning-Prozessor 30 rekonstruiert ein Rekonstruktionsprozessor 50 eine Bilddarstellung eines Objekts 52 in der Untersuchungsregion 14 auf eine solche Weise, dass sie auf einer von Menschen sichtbaren Anzeige, zum Beispiel einem Videomonitor 60, betrachtet werden kann. Der Rekonstruktionsprozessor 50 nutzt eine Faltungsvorrichtung 54, die die Daten mit einer Faltungs- oder Filterfunktion faltet. Es ist zu beachten, dass bei der Ausführungsform eines Scanners der vierten Generation jeder Strahlungsdetektor 28 während der Bewegung der Röntgenquelle 22 gleichzeitig Intensitätsdaten erzeugt. Um diesen schnellen Informationsfluss verarbeiten zu können, umfasst der Faltungsvorrichtung 54 vorzugsweise eine Vielzahl von Faltungsvorrichtungen zum Falten von mehreren Datenlinien gleichzeitig. Die gefalteten Daten werden an einen Rückprojektor 56 übertragen, der die gefalteten Daten rückprojiziert und in einem Bildspeicher 58 speichert, um eine elektronische Bilddarstellung zu rekonstruieren.
Zusätzlich zur Anzeige der Echtzeit-Bilddarstellung zeigt oder erhellt der Videomonitor 60 auch geeignete Indikatoren oder Symbole 62, 64, die einen Bediener in Echtzeit über den Status des Geräts informieren. Geeignete Indikatoren sind zum Beispiel ein Signal, das den Bediener warnt, wenn ein Fußpedal, mit dem die Röntgenquelle 22 betätigt wird, entweder aktiviert oder deaktiviert wird, und/oder ein Indikator, der den Bediener warnt, wenn das fächerförmige Strahlenbündel 24 ein- oder ausgeschaltet wird. Es ist zu beachten, dass in einigen Fällen das Strahlenbündel 24 eventuell nicht unmittelbar eingeschaltet wird, wenn das Fußpedal betätigt wird, so dass die Verwendung von zwei Symbolen von Vorteil sein kann.
Bezug nehmend auf 4 und weiterhin unter Bezugnahme auf 1 wird in einer bevorzugten Ausführungsform (Option A) ein nicht-rekursives Rückprojekti onsverfahren angewendet. Die gefalteten Daten werden gewichtet und in einem 180°-Rückprojektions-Zwischenspeicher 70 kombiniert, der 180°-Rückprojektions-Zwischenspeicher wird in eine Bildmatrix 72 rückprojiziert und die Bildmatrix wird an den Anzeigezwischenspeicher oder Bildspeicher 58 übertragen. Auf diese Weise wird ein rückprojiziertes Bild, das 180° der Datenlinien darstellt, wiederholt auf eine solche Weise in den Bildspeicher 58 geladen, dass kontinuierlich eine Echtzeit-Rekonstruktion einer Bilddarstellung in dem Bildspeicher 58 gespeichert wird. Dieses Verfahren liefert eine relativ hohe Bildqualität mit erheblicher Reduzierung von Bewegungsartefakten, weil die Gewichtungsfunktion gut über 180° hinaus verjüngt werden kann und eine beliebige glatte Form haben kann, solange alle Gewichte in einem Abstand von 180° summiert werden, während der Datensatz zu einem einzigen 180°-Rückprojektions-Datensatz für jedes Bild kombiniert wird. Außerdem ist die Rückprojektionszeit konstant und auf die Zeitdauer begrenzt, die erforderlich ist, um 180° der Ansichten für jedes neue Bild rückzuprojizieren.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform (Option B) wird ein rekursives Rückprojektionsverfahren angewendet, bei dem die Aktualisierung der Bilder auf einer Differenz von Ansichtdaten beruht. Die Differenz zwischen 180° auseinanderliegenden Datensätzen wird gewichtet und in einem Differenzzwischenspeicher 80 gespeichert, eine akkumulierte Bildmatrix wird mit der Rückprojektion des Differenzzwischenspeichers 82 aktualisiert, und die Bildmatrix wird an den Anzeigezwischenspeicher oder Bildspeicher 58 übertragen. Das bedeutet, dass der Bildspeicher 58 anfangs mit einer Vielzahl von rückprojizierten Datenlinien, zum Beispiel 180°, geladen wird, die einer anfänglichen Bilddarstellung entsprechen. Anschließend erfolgt eine Echtzeit-Aktualisierung, indem von einer Vielzahl von neu erfassten Datenlinien, zum Beispiel 60+° Datenlinien, eine entsprechende Vielzahl von umgekehrten oder invertierten Datenlinien aus dem vorherigen Bild, die in einem Abstand 180° von der neu erfassten Vielzahl von Datenlinien liegen, subtrahiert wird, und anschließend die Differenz rückprojiziert wird. Es ist zu beachten, dass die rekursive Aktualisierung auf einem beliebigen geeigneten Winkelinkrement der Datenlinien, wie es für eine bestimmte Anwendung wünschenswert sein kann, erfolgen kann, zum Beispiel eine häufigere Aktualisierung bei 30+° Intervallen. In Extremfall können einzelne, 180° auseinanderliegende Datenlinien subtrahiert werden. Diese Ausführungsform wurde zwar so beschrieben, dass eine Vielzahl von 180° auseinanderliegenden Datenlinien unmittelbar vor der Rückprojektion subtrahiert wird, jedoch ist zu beachten, dass die Differenz an jeder Stelle in der Verarbeitung vor der Rückprojektion ermittelt werden kann, nachdem die Da ten parallel gemacht wurden. Zum Beispiel bevor die parallelen Datenlinien in einen gleichmäßigen Abstand gebracht werden. Wenn die Datenlinien schließlich rückprojiziert werden, ist in jedem Fall das, was rückprojiziert wird, die Differenz zwischen diesen Vielzahlen von um 180° versetzten Datenlinien.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform (Option C) wird ein rekursives Rückprojektionsverfahren mit Aktualisierung von Bildern basierend auf der Differenz von Bilddaten angewendet. Datensätze werden gewichtet und in einem Zwischenspeicher 90 gespeichert, der Zwischenspeicher wird als Teilbild 92 rückprojiziert, um 180° versetzte Teilbilder werden subtrahiert und eine akkumulierte Bildmatrix wird aktualisiert 94, und die Bildmatrix wird an den Anzeigezwischenspeicher oder Bildspeicher 58 übertragen. Auf diese Weise wird der Bildspeicher 58 mit einer anfänglichen Bilddarstellung geladen, die aus einer Vielzahl von Teilbildern besteht. Die Echtzeitaktualisierung erfolgt, indem ein Teilbild, das einer Vielzahl von Datenlinien entspricht, zum Beispiel 60+°, rückprojiziert wird. Ein zuvor erfasstes rückprojiziertes Teilbild, das um 180° zu dem aktualisierten Teilbild versetzt ist, wird hiervon subtrahiert und die Differenz wird angewendet, um das Vollbild zu aktualisieren. Wie bei dem vorhergehenden rekursiven Verfahren kann das Winkelinkrement, das das Teilbild definiert, je nach gewünschter Leistung für verschiedene Anwendungen variiert werden.
In den bevorzugten Ausführungsformen, bei denen die rekursive Rückprojektion angewendet wird, ist eine Reduzierung von Bewegungsartefakten möglich, indem die elektronischen Daten gewichtet werden. Dies kann erfolgen, indem eine im Wesentlichen Eins-gewichtete Funktion mit verjüngten Regionen an den Enden der Gewichtungsfunktion verwendet wird. Das heißt zum Beispiel, dass der zusätzliche Teil der Datenlinien, die zu jeder Rekursion gehören, diejenige kleine Anzahl von Datenlinien sein kann, die unter den verjüngten Regionen der Funktion liegt. Wenn die Anzahl von Ansichten in den verjüngten Regionen klein ist, wird die Auswirkung der Rekonstruktionszeit minimal sein und ist gegeben durch die Formel: % Zunahme der Rückprojektionszeit = 100*(# zusätzlicher Ansichten für Verjüngung)/(# Ansichten zwischen Aktualisierungen). Zum Beispiel: % Zunahme der Rückprojektionszeit = 100*(12 Grad zusätzlich für Verjüngung)/(60 Grad zwischen Aktualisierungen) = 20%. Es kann eine verjüngte Gewichtung mit bis zu 100% Verjüngung verwendet werden, wodurch die Rückprojektionszeit um das Zweifache erhöht wird.
Obwohl hier die Echtzeitrekonstruktion unter Bezugnahme auf eine Datenrekonstruktion auf 180°-Basis beschrieben wurde, ist zu beachten, dass die Datenrekonstruktion auch auf einer 360°-Drehung der Röntgenquelle 22 basieren kann. Das bedeutet, dass das Gerät so konfiguriert werden kann, dass eine Reihe von Eigenschaften optimiert wird. So kann zum Beispiel die zeitliche Auflösung auf Kosten der Rauschreduzierung optimiert werden und umgekehrt. Darüber hinaus kann optional ein einheitlicher Rauschfilter verwendet werden, der eine Gewichtungsfunktion für die einheitliche Rauschfilterung optimiert. Eine weitere Variante umfasst das dynamische Zoomen, wobei bei einer Änderung des Ansichtsfeldes der Faltungskern und entweder der Ansichtfilter- oder der Interpolatorkern geändert wird. Letzten Endes geht es darum, die besonderen Eigenschaften zu bestimmen, die für die gewünschte CT-Scan-Anwendung am vorteilhaftesten sind.

Die beschriebenen CT-Scanner-Systeme weisen verschiedene Vorteile auf. Ein Vorteil besteht darin, dass die einem kontinuierlichen Echtzeit-CT-Scan inhärente zeitliche Auflösung und Latenz erreicht werden. Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass hier die Verwendung eines einfacheren Rückprojektionsprozesses möglich ist und die Kosten eines Echtzeit-Rekonstruktionsprozessors reduziert werden, ohne an Bildgenauigkeit zu verlieren. Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass die sonst bei anderen rekursiven Verfahren nach dem Stand der Technik zu beobachtenden Bewegungsartefakte reduziert werden. Text in der Zeichnung Figur 1

Rolling buffer	Endlosspeicher
Angular view filter	Winkelansichtfilter
Interpolator	Interpolator
Image memory	Bildspeicher
Convolver	Faltungsvorrichtung
Backprojector	Rückprojektor

Figur 4

Real-time data acquisition	Echtzeit-Datenerfassung
Correction	Korrektur
Angular view filtering	Winkelansichtfilterung
Fan beam to parallel beam interpolation	Fächerstrahl- zu Parallelstrahl-Interpolation
Backprojection processor	Rückprojektionsprozessor
Rebinning processor	Rebinning-Prozessor
Spacing interpolation	Abstandsinterpolation
Option A	Option A
Convolution	Faltung
Option C	Option C
Option B	Option B
Weight and combine into 180° backprojection buffer	Gewichten und Kombinieren in 180° Rückprojektionsspeicher
Weight the difference of data lines 180° apart into buffer	Gewichten der Differenz von um 180° versetzten Datenlinien in Zwischenspeicher
Weight a set of data lines into buffer	Gewichten eines Satzes von Datenlinien in Zwischenspeicher
Backproject sub-image	Rückprojizieren des Teilbildes
Backproject into image matrix	Rückprojizieren in Bildmatrix
Update an accumulated image matrix with the backprojection of the difference	Aktualisieren einer akkumulierten Bildmatrix mit Rückprojektion der Differenz

Update an accumulated image matrix with the difference of sub-images 180° apart	Aktualisieren einer akkumulierten Bildmatrix mit Differenz von um 180° versetzten Teilbildern
Transfer to image memory	Übertragen in Bildspeicher

Claims

Kontinuierlicher CT-Scanner zur Erzeugung eines Echtzeitbildes, der Folgendes umfasst: – einen stationären Gantry-Teil (12) mit einer Untersuchungsregion (14); – einen rotierenden Gantry-Teil (20) zur kontinuierlichen Rotation um die Untersuchungsregion (14); – eine auf dem rotierenden Gantry-Teil (20) montierte bildgebende Röntgenquelle (22) zur Erzeugung eines fächerförmigen Röntgenstrahlenbündels (24) mit einer Vielzahl von Strahlen, die die Untersuchungsregion (14) durchqueren; – eine Vielzahl von entweder an dem rotierenden oder an dem stationären Gantry-Teil (20, 12) angebrachten Strahlungsdetektoren (28), die vorgesehen sind, um Strahlen des fächerförmigen Röntgenstrahlenbündels (24) von der bildgebenden Röntgenquelle (22) zu empfangen, nachdem die Strahlen die Untersuchungsregion (14) durchquert haben, wobei die Vielzahl der Strahlungsdetektoren (28) die erkannte Strahlung in elektronische Daten umwandeln und die elektronischen Daten eine Vielzahl von Datenlinien in einem Fächerstrahlformat enthalten; – einen ersten Endlosspeicher (32), der vorgesehen ist, um die durch die Strahlungsdetektoren (28) erzeugten elektronischen Daten zu speichern; – einen Winkelansichtfilter (34), der vorgesehen ist, um die elektronischen Daten von dem ersten Endlosspeicher (32) abzurufen, um die elektronischen Daten zu filtern und um die gefilterten elektronischen Daten an einen vorgegebenen Speicherplatz in einem zweiten Endlosspeicher (36) zu schreiben, der sich von dem ersten Endlosspeicher (32) unterscheidet, wobei der zweite Endlosspeicher (36) vorgesehen ist, um die gefilterten elektronischen Daten so zu speichern, dass ein Rebinning-Prozessor (30) die in dem zweiten Endlosspeicher (36) gespeicherten gefilterten elektronischen Daten zur Interpolation in das Parallelstrahlformat abruft; – einen Rekonstruktionsprozessor (50), der die elektronischen Daten faltet und in das Parallelstrahlformat rückprojiziert, um in Echtzeit eine Bilddarstellung eines in der Untersuchungsregion (14) befindlichen Objekts zu bilden.
Kontinuierlicher CT-Scanner nach Anspruch 1, wobei der Rekonstruktionsprozessor (50) eine anfängliche Bilddarstellung aus einer Vielzahl von in einem Bildspeicher (58) gespeicherten rückprojizierten Datenlinien bildet und die anfängliche Bilddarstellung wiederholt aktualisiert, um eine Echtzeit-Bilddarstellung zu erreichen.
Kontinuierlicher CT-Scanner nach Anspruch 1 oder 2, wobei der Rekonstruktionsprozessor (50) die anfängliche Bilddarstellung aktualisiert, indem der Bildspeicher (58) wiederholt erneut mit einer Rückprojektion einer Vielzahl von Datenlinien geladen wird, die einem neuen Vollbild entsprechen.
Kontinuierlicher CT-Scanner nach Anspruch 2 oder 3, wobei die anfängliche Bilddarstellung aus einer Vielzahl von Teilbildern besteht, welche Vielzahlen von Datenlinien entsprechen, und Aktualisierungen durchgeführt werden, indem wiederholt ein neues Teilbild rückprojiziert wird, ein zuvor rückprojiziertes Teilbild, das um 180° von dem neuen Teilbild versetzt ist, subtrahiert wird, und die Differenz dem Bildspeicher (58) überlagert wird.
Kontinuierlicher CT-Scanner nach einem der Ansprüche 2 bis 4, wobei Aktualisierungen durchgeführt werden, indem eine Differenz zwischen einer aktuell erfassten Vielzahl von Datenlinien und einer zuvor erfassten entsprechenden Vielzahl von Datenlinien, die um 180° hierzu versetzt und invertiert ist, gebildet wird, und die Differenz in den Bildspeicher (58) rückprojiziert wird.
Verfahren zur Erzeugung eines kontinuierlichen Echtzeitbildes, das Folgendes umfasst: – Rotieren einer Röntgenquelle (22) um eine Untersuchungsregion (14); – Erzeugen eines fächerförmigen Röntgenstrahlenbündels (24) mit einer Vielzahl von Strahlen, die die Untersuchungsregion (14) durchqueren, während sich die Röntgenquelle (22) dreht; – Empfangen der Strahlen von dem fächerförmigen Röntgenstrahlenbündel (24), nachdem diese die Untersuchungsregion (14) durchquert haben; – Umwandeln der Strahlen in elektronische Daten mit einem Fächerstrahlformat; – Speichern der elektronischen Daten mit einem Fächerstrahlformat in einem ersten Endlosspeicher (32); – Winkelansichtfilterung der elektronischen Daten mit Hilfe eines Winkelansichtfilters, der die elektronischen Daten aus dem ersten Endlosspeicher abruft; – Schreiben der gefilterten elektronischen Daten an einen vorgegebenen Speicherplatz in einem zweiten Endlosspeicher (36), der sich von dem ersten Endlosspeicher (32) unterscheidet; – Rebinning durch Abrufen der gefilterten elektronischen Daten aus dem zweiten Endlosspeicher und Interpolieren der gefilterten elektronischen Daten in ein Parallelstrahlformat; und – Rekonstruieren und Aktualisieren einer Bilddarstellung eines Objekts in der Untersuchungsregion (14) in Echtzeit unter Verwendung der interpolierten elektronischen Daten in Parallelstrahlformat.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei der Schritt des Rekonstruierens und Aktualisierens Folgendes umfasst: Falten der interpolierten elektronischen Daten; und Rückprojizieren der gefalteten Daten, um die Bilddarstellung in Echtzeit zu rekonstruieren und zu aktualisieren.
Verfahren nach Anspruch 6 oder 7, wobei die Schritte des Filterns und des Interpolierens Folgendes umfassen: Winkelansichtfilterung über Datenlinien, die den empfangenen Strahlen entsprechen; Sortieren der Datenlinien, die den empfangenen Strahlen entsprechen, welche parallel zueinander verlaufen, in Gruppen, wobei der Abstand innerhalb der Gruppen ungleichmäßig ist; und Anpassen des Abstands innerhalb der Gruppen, damit der Abstand gleich wird.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Datenlinien vor der Winkelansichtfilterung in einem ersten Endlosspeicher gespeichert werden und nach der Winkelansichtfilterung in einem zweiten Endlosspeicher gespeichert werden.