DE69826872T2

DE69826872T2 - Rechnergestützter röntgentomograph mit den bestrahlungsbereichs eines röntgenfächerstrahls begrenzendem kollimator

Info

Publication number: DE69826872T2
Application number: DE69826872T
Authority: DE
Inventors: Osamu Miyazaki; Tetsuo Nakazawa; Yoshihiro Goto
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1997-03-12
Filing date: 1998-03-11
Publication date: 2006-03-09
Anticipated expiration: 2018-03-12
Also published as: EP1008325A1; EP1008325B1; US6445761B1; DE69826872D1; EP1008325A4; WO1998040013A1

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf einen Röntgen-Computertomograph, der mit Hilfe von Röntgenstrahlen ein Tomogramm vom Körperinneren eines Patienten gewinnt. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf einen Röntgen-Computertomograph, der durch kontinuierliches Messen fast desselben Querschnitts die Röntgenstrahlung in einem Bereich außerhalb eines eingestellten betroffenen Bereichs so weit wie möglich unterdrückt, wodurch die Röntgenstrahlendosis für den Patienten, einen Bediener oder ein bestimmtes Gewebe reduziert werden kann.
ALLGEMEINER STAND DER TECHNIK
Röntgen-Computertomographen werden schon seit langem in Bereichen wie dem Gesundheitswesen eingesetzt. Darüber hinaus werden diese Systeme für eine Vielzahl von Anwendungen benutzt. Seit einigen Jahren wird der Röntgen-Computertomograph beispielsweise zur Unterstützung einer Punktion bei der Durchführung einer endemischen Biopsie eines Krankheitsherdes oder dessen Behandlung eingesetzt. Eine derart durchgeführte Biopsie eines Krankheitsherdes oder dessen Behandlung mit Unterstützung durch den Röntgen-Computertomograph gilt als effektives und hilfreiches Verfahren, da dieses nicht nur die Operationsdauer verkürzen, sondern auch die Genauigkeit der Operation erhöhen dürfte.
Weil das oben beschriebene Verfahren auf einer Führung mittels Röntgen-Computertomograph basiert, stehen die beiden folgenden Verfahren zur Wahl: Bei dem einen Verfahren werden Punktion und CT-Abtastung abwechselnd und intermittierend bzw. schrittweise wiederholt, wodurch eine Bestätigung von Daten wie z. B. der Position der Spitze einer Punktionsnadel möglich ist. Bei dem anderen Verfahren erfolgt die CT-Abtastung kontinuierlich, und das Tomogramm wird sequentiell angezeigt, so dass die Position der Spitze der Punktionsnadel unmittelbar bestätigt werden kann (CT-Fluoroskopie). Insbesondere das zuletzt genannte Verfahren erlaubt die Gewinnung des Tomogramms in Echtzeit, was den Vorteil einer weiteren Verkürzung der Operationszeit mit sich bringt.
Bei den oben beschriebenen Verfahren mit schrittweiser oder auch kontinuierlicher CT-Abtastung stellt jedoch eine Erhöhung der Röntgenstrahlendosis, die durch die schrittweise oder kontinuierliche CT-Abtastung verursacht wird, für den Patienten bzw. für den Bediener ein Problem dar. Die Röntgenstrahlendosis hängt von der Röntgenbestrahlungsdosis und der von einem Scheibenkollimator eingestellten Schnittbreite ab. Um die Strahlendosis zu senken, braucht nur die Bestrahlungsdosis durch Verminderung des durch eine Röntgenröhre fließenden elektrischen Stroms verringert zu werden. Die Reduzierung der Bestrahlungsdosis (mAs = mA × s) bringt jedoch durch die Röntgenfluktuation eine Zunahme des Rauschpegels mit sich. Dies wiederum hat zu einer übermäßigen Verschlechterung der Bildqualität des Tomogramms geführt.
Ein Verfahren und eine Vorrichtung gemäß dem Oberbegriff der Ansprüche 1 und 14 ist in US-A-4,394,738 dargelegt.
BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Angesichts der oben erwähnten Probleme bei den herkömmlichen Verfahren ist ein Ziel der vorliegenden Erfindung die Bereitstellung eines Röntgen-Computertomograph, mit dem eine Reduzierung der Röntgenstrahlendosis für den Patienten bzw. den Bediener möglich ist, ohne dass eine Verschlechterung der Bildqualität des erhaltenen Tomogramms in Kauf genommen werden muss, auch wenn die Radiographie bei Operationen wie bei der oben beschriebenen Punktion mit Unterstützung eines Röntgen-Computertomographen kontinuierlich oder schrittweise erfolgt.
Nach der vorliegenden Erfindung wird zur Erreichung des oben genannten Ziels ein Röntgen-Computertomograph gemäß der Festlegung in Anspruch 1 bereitgestellt. Vorzugsweise dreht der Computertomograph kontinuierlich eine Röntgenstrahlquelle zur kontinuierlichen mehrmaligen Messung von Projektionsdaten eines zu untersuchenden Objekts bzw. eines Patienten und rekonstruiert auf der Grundlage der Projektionsdaten ein Tomogramm des Patienten zur sequentiellen Anzeige auf einem Sichtgerät, einschließlich einer Einrichtung zum Einstellen eines betroffenen Bereichs, die innerhalb des Objekts bzw. des Patienten einen Bestrahlungsbereich eines von der Röntgenstrahlquelle emittierten Röntgenstrahls einstellt, und einer Röntgen-Abschirmeinrichtung, d. h. eines Kanalkollimators, die während der Drehung der Röntgenstrahlquelle zur Messung der Projektionsdaten einen Bestrahlungsbereich eines Fächerstrahls derart beschränkt, dass die Röntgenstrahlung außerhalb des von der Einrichtung zum Einstellen eines betroffenen Bereichs eingestellten betroffenen Bereichs unterdrückt wird.
Darüber hinaus umfasst die vorliegende Erfindung eine Einrichtung zur Bildverarbeitung, die, sobald eine Messung mit dem auf den betroffenen Bereich gebündelten Röntgen-Fächerstrahl durchgeführt wird, die Rekonstruktion eines Tomogramms eines Bereichs anhand der vorher gemessenen Daten erlaubt. Der Bereich liegt außerhalb des eingestellten betroffenen Bereichs, und der Kanalkollimator unterdrückt die Röntgenstrahlung in dem Bereich. Die Bildverarbeitungseinrichtung zeigt zudem das Tomogramm des Bereichs an.
Ferner wird der Kanalkollimator während der Ausführung jeweils mehrerer kontinuierlicher Messungen so gesteuert, dass aus einer normalen fotografischen Aufnahme (globale Messabtastung) gewonnene Projektionsdaten oder Projektionsdaten eines Bereichs, der breiter als der betroffene Bereich ist, erhalten werden, wobei die normale fotografische Aufnahme nicht auf den Röntgenbestrahlungsbereich beschränkt ist, der mit der Einrichtung zum Einstellen des betroffenen Bereichs eingestellt wird.
Darüber hinaus werden die Projektionsdaten durch Bestrahlen des Patienten mit Röntgenstrahlen gemessen, wobei der Röntgenbestrahlungsbereich zwischen dem betroffenen Bereich, der mit der Einrichtung zum Einstellen eines betroffenen Bereichs eingestellt wird, und dem Bereich für die globale Messabtastung schrittweise verengt oder verbreitert wird.
Weiterhin ist eine Bildverarbeitungseinrichtung vorgesehen, die eine Rekonstruktion der Projektionsdaten in einem Bereich außerhalb des betroffenen Bereichs durch Extrapolation von gesannten Daten erlaubt, die durch ausschließliches Bestrahlen des betroffenen Bereichs mit Röntgenstrahlen gewonnen wurden.
Außerdem wird die Position eines Objektträgertischs bzw. Patiententischs derart gesteuert, dass die Mitte des eingestellten betroffenen Bereichs mit der Drehmitte der Röntgenstrahlquelle zusammenfällt, und nach der Positionssteuerung wird eine Konvergenzposition des Kanalkollimators so eingestellt, dass die Röntgenstrahlung auf den betroffenen Bereich gerichtet ist, und danach wird die Röntgen-Computertomographie-Messung durchgeführt.
Darüber hinaus ist die Einrichtung zum Einstellen des betroffenen Bereichs so aufgebaut, dass auf dem Sichtgerät eine Grenze zwischen dem Bereich innerhalb und dem Bereich außerhalb des eingestellten betroffenen Bereichs angezeigt wird.
Insbesondere die Einrichtung zum Einstellen des betroffenen Bereichs und der Kanalkollimator erlauben die Durchführung der fotografischen Aufnahme in einer Art und Weise, dass die Röntgenstrahlung in einem außerhalb des betroffenen Bereichs liegenden Bereich so weit wie möglich unterdrückt wird. Darüber hinaus wird in dem Bereich außerhalb des betroffenen Bereichs durch Anpassen und Einfügen vorher gemessener Daten usw. ein Bild rekonstruiert.
Die aus der vorstehenden ausführlichen Erklärung ersichtlich, ist es in der Praxis bei einer erneuten Untersuchung und einer CT-Fluoroskopie möglich, durch eine lokale Messabtastung eine ineffektive und unnötige Röntgenstrahlenbelastung zu reduzieren. Bei der lokalen Messabtastung wird nur ein Bereich, der durch vorheriges Beschränken des Bestrahlungsbereichs erhalten wird (d. h. nur ein betroffener Bereich), mit Röntgenstrahlen bestrahlt. Außerdem erlaubt das Einfügen von vorher gemessenen Daten, die außerhalb des betroffenen Bereichs liegen, die Bildrekonstruktion mit weniger Artefakten. Unter Verwendung einer niedrigen Röntgenstrahlendosis und auch im Hinblick auf das Bild außerhalb des betroffenen Bereichs gestatten insbesondere diese Eigenschaften die Gewinnung eines genauen Bildes hoher Qualität, das einen relativ geringen Zeitunterschied aufweist.
Darüber hinaus ist eine Verringerung der Röntgenstrahlendosis für einen Patienten oder den Bediener ohne Reduzierung des elektrischen Stroms der Röntgenröhre möglich. Diese Eigenschaft erlaubt eine sehr genaue Diagnose bzw. Bedienung ohne Verschlechterung der Bildqualität. Auch wird die Grenze zwischen dem Bereich innerhalb und dem Bereich außerhalb des betroffenen Bereichs auf dem Bild eindeutig angezeigt. Diese Maßnahme dient zur Vermeidung von Fehldiagnosen.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt ein Diagramm des vollständigen Aufbaus eines Röntgen-Computertomograph nach der vorliegenden Erfindung.
2 zeigt ein detailliertes Diagramm eines Scannersystems in dem Röntgen-Computertomograph nach der vorliegenden Erfindung.
3A und 3B zeigen detaillierte Diagramme eines Kanalkollimators.
4A und 4B zeigen Diagramm zur Verdeutlichung der Funktion einer Blei-Abschirmplatte im Kanalkollimator.
5A bis 5C zeigen Diagramme einer Beziehung zwischen einer Konvergenzposition des Kanalkollimators und einer Röntgenstrahlung.
6 zeigt ein geometrisches Diagramm des Kanalkollimators.
7 zeigt ein Diagramm, das die Abtastung eines betroffenen Bereichs mit dem Röntgen-Computertomograph veranschaulicht.
8 zeigt ein Diagramm einer Ausführungsform des Ablaufs der fotografischen Aufnahme im Röntgen-Computertomograph.
9 zeigt ein Diagramm einer Ausführungsform mit eindeutiger Anzeige einer Grenze des betroffenen Bereichs.
10 zeigt ein Diagramm zur Erläuterung des Ablaufs einer Bildrekonstruktion.
11A bis 11C zeigen Diagramme zur Verdeutlichung des Einfügens von Daten.
12 zeigt ein Blockdiagramm eines Beispiels für eine Bildverarbeitungseinrichtung in dem Röntgen-Computertomograph.
13A bis 13C zeigen Diagramme eines Beispiels für ein Korrekturverfahren für Daten außerhalb des betroffenen Bereichs.
14 zeigt ein Diagramm eines anderen Beispiels für das Korrekturverfahren für die Daten außerhalb des betroffenen Bereichs.
15 zeigt ein Diagramm einer weiteren Ausführungsform des Ablaufs der fotografischen Aufnahme im Röntgen-Computertomograph.
16 zeigt ein Diagramm einer Ausführungsform des Ablaufs der fotografischen Aufnahme im Röntgen-Computertomograph nach der vorliegenden Erfindung.
17 zeigt ein Diagramm der verengten bzw. erweiterten fotografischen Aufnahme des betroffenen Bereichs in der Ausführungsform nach 16.
18 zeigt ein Diagramm zur Erläuterung der Bildrekonstruktion bei der verengten Aufnahme.
19 zeigt ein Diagramm zur Erläuterung der Bildrekonstruktion bei der verengten/erweiterten Aufnahme in der Ausführungsform nach 16.
20 zeigt ein Diagramm einer weiteren Ausführungsform des Ablaufs der fotografischen Aufnahme im Röntgen-Computertomograph.
BESTE AUSFÜHRUNGSFORM DER ERFINDUNG
Anhand der beiliegenden Zeichnungen werden nachstehend die betreffenden Ausführungsformen nach der vorliegenden Erfindung eingehend erläutert.
Zunächst ist in 1 der vollständige Aufbau eines Röntgen-Computertomograph gezeigt. Wie aus der Zeichnung ersichtlich, umfasst der Röntgen-Computertomograph ein Sichtgerät 100, einen Host-Computer 101 zum Steuern des gesamten Vorrichtung, ein Scannersystem 102, auf dem mehrere Systeme wie ein Röntgengenerator und ein Röntgendetektor montiert sind und das unter Verwendung eines Schleifrings eine kontinuierliche Abtastung erlaubt, eine Bildverarbeitungseinrichtung 103, die eine Vorverarbeitung eines Bildes, eine Bildrekonstruktion oder verschiedene Analyseverfahren übernimmt und einen Vorverstärker (in 2 mit dem Bezugszeichen 106 versehen) umfasst, einen Hochspannungsgenerator 104 zum Anlegen einer Hochspannung an den Röntgengenerator, einen Patiententisch 105, auf den ein Patient gelegt wird, eine Einrichtung 107 zur Steuerung der Position des Patiententischs 105 in x-, y- und z-Richtung, einen Scheibenkollimator (108 in 2) zum Beschränken des Röntgenbestrahlungsbereichs auf eine Schnittbreite, einen Kanalkollimator (210 in 2) zum Beschränken des Röntgenbestrahlungsbereichs in der Richtung eines Fächerstrahls, eine Kollimator-Steuereinrichtung 211 zum Steuern einer Konvergenzposition des Kanalkollimators usw. Im Übrigen weist der Host-Computer 101, auch wenn nicht gezeigt, als Eingabegeräte eine Tastatur, eine Maus, einen Trackball usw. auf.
2 zeigt ein detailliertes Diagramm des oben erwähnten Scannersystems 102. Gemäß dem Aufbau des Röntgen-Computertomograph ist in der Nähe einer Röntgenröhre (Röntgenstrahlquelle) 200 und gleichzeitig zwischen der Röntgenröhre und einem zu untersuchenden Objekt bzw. Patienten B der Kanalkollimator 210 angebracht. Die Röntgenröhre erzeugt mit Hilfe der vom Hochspannungsgenerator 104 gelieferten Hochspannung einen Röntgenstrahl. Weiter wird der Kanalkollimator 210 von der Kollimator-Steuereinrichtung 211 derart gesteuert, dass er sich in x-Richtung in der Zeichnung bewegt. Der Kanalkollimator 210 ist so beschaffen, dass er den Röntgenbestrahlungsbereich in einer Kanalrichtung auf einen vorher einstellbaren betroffenen Bereich A beschränken kann. Weiter bezeichnet das Bezugszeichen 250 in der Zeichnung den Röntgendetektor im Scannersystem 102.
Zusätzlich zum Kanalkollimator 210 ist der Scheibenkollimator 108 vorgesehen. Der Scheibenkollimator unterscheidet sich vom Kanalkollimator darin, dass er die Schnittbreite bestimmt. Im Allgemeinen werden beide Kollimatoren in Kombination benutzt.
Als Nächstes zeigen 3A und 3B sowie 4A und 4B einen schematischen Aufbau des Kanalkollimators 210. Wie in 3A gezeigt, umfasst der Kanalkollimator 210 einen Kompensationsfilter 213 in einem trapezförmigen Kollimatorgehäuse 212 sowie an dessen Unterseite eine Blei-Abschirmplatte 214. Ferner zeigt 3B den Aufbau eines unteren Abschnitts des Kanalkollimators 210. An beiden Seiten der oben beschriebenen Blei-Abschirmplatte 214 ist jeweils eine Führung 215 vorgesehen. Das Auseinanderziehen bzw. Zusammenziehen der Blei-Abschirmplatte 214 wird mit einem Motor 216 gesteuert, der mit Vorrichtungen wie etwa einem Encoder und einem Steuerriemen 217 ausgestattet ist. Im Übrigen zeigen 4A und 4B einen Zustand, in dem die Blei-Abschirmplatte 214 zusammengezogen bzw. auseinandergezogen ist.
Die in den oben erwähnten Zeichnungen gezeigt, ist das Kollimatorgehäuse 212 zudem mit der Kollimator-Steuereinrichtung 211, die den gesamten Kanalkollimator 210 positioniert und steuert, sowie mit einem Motorantrieb 218 versehen, der den oben genannten Motor 216 antreibt. Die Kollimator-Steuereinrichtung 211 und der Motorantrieb 218 können auf einem anderen Anlagenteil als dem Kollimatorgehäuse 212 angebracht werden.
Was die oben beschriebene Kollimator-Steuereinrichtung 211 betrifft, so werden zum Beispiel beim Einstellen des betroffenen Bereichs A als erster Schritt mehrere Arten von Tabellen in der Kollimator-Steuereinrichtung gespeichert. Der oben beschriebene Motorantrieb 218 treibt und dreht den Motor 216. Die Drehung des Motors wird auf den Steuerriemen 217 übertragen. Dadurch bewirkt der Steuerriemen 217 das Auseinanderziehen und Zusammenziehen der vorhangförmigen Blei-Abschirmplatte 214. Dieses Auseinander- bzw. Zusammenziehen erlaubt das Abtasten des betroffenen Bereichs während des gesamten Abtastvorgangs.
Zusätzlich zeigen 3A, 3B, 4A und 4B jeweils nur ein Beispiel, und selbstverständlich kann der Kanalkollimator und der sonstige zugehörige Steuerungsmechanismus auch anders aufgebaut sein.
5A bis 5C zeigen eine Beziehung zwischen den Kollimatoren 401 und 402, Röntgen-Fächerstrahlen und dem Röntgendetektor 250.
5A zeigt eine Positionsbeziehung zwischen den Kollimatoren 401 und 402 (die der Blei-Abschirmplatte 214 in 3A entsprechen) für die originale und normale CT-Messung, d. h. die globale Messabtastung, einem Röntgen-Fächerstrahl A und dem Röntgendetektor 250. 5B hingegen zeigt eine Positionsbeziehung zwischen den Kollimatoren 401 und 402 für eine CT-Messung in einem bestimmten Betrachtungswinkel (Projektionswinkel), einem Röntgen-Fächerstrahl B und dem Röntgendetektor 250. Weiterhin zeigt 5C eine Situation bei einem anderen Betrachtungswinkel. In 5A befinden sich die Kollimatoren 401 und 402 in ihrer Bezugsposition. Dagegen zeigt 5B ein Beispiel, bei dem der Kollimator 401 um ΔXL₁ nach rechts und der Kollimator 402 um ΔXR₁ nach links verschoben ist. Weiter zeigt 5C ein Beispiel, bei dem der Kollimator 401 um ΔXL₂ nach rechts und der Kollimator 402 um ΔXR₂ nach links verschoben ist. Bei der vorliegenden Erfindung werden die Verschiebungsdaten ΔXL_j und ΔXR_j für jede Ansicht j als Tabelle im Speicher abgelegt; zur Positionssteuerung werden sodann die Verschiebungsdaten für jeden Betrachtungswinkel ausgelesen.
Nachstehend wird anhand von 6 die Steuerung des Kanalkollimators 210 erläutert.
Wie in 6 gezeigt, wird zunächst eine gerade Linie, die von einer Brennpunktposition (Xs, Ys) der Röntgenröhre, d. h. der Röntgenstrahlquelle, zur Drehmitte O der Röntgenröhre verläuft wird, als y-Achse und eine gerade Linie, die die y-Achse im rechten Winkel in der Drehmitte O schneidet, als x-Achse verwendet.
Der Mechanismus der Kollimatoren 401 und 402 macht diese, wie bereits beschrieben, in x-Richtung -Achse bewegbar, wodurch, wie ebenfalls in 5A bis 5C gezeigt, für jeden Betrachtungswinkel ein willkürliches Beschränken des Röntgenbestrahlungsbereichs möglich ist.
Unter der Annahme, dass der betroffene Bereich als Kreis mit seinem Mittelpunkt in den Zentralkoordinaten (Xc, Yc) und einem Radius r definiert ist, ergibt sich aus 6, dass der so eingestellte Röntgenbestrahlungsbereich von θL bis θR reicht, welche einen Winkel bilden, dessen Schenkel perspektivisch auf den Brennpunkt zulaufen. Dementsprechend sind die Verschiebungsbeträge der Kollimatoren 401 und 402 aus ihrer Normalposition auf der x-Achse in der Zeichnung mit ΔXL und ΔXR bezeichnet. Hier ist die Normalposition der Kollimatoren 401 und 402 mit XL₀ bzw. XR₀ definiert, während die Koordinaten des Brennpunkts des Röntgenstrahls mit (Xs, Ys) bezeichnet sind, wobei der Brennpunkt wie oben beschrieben definiert ist. Daraus ergibt sich, dass die Positionskoordina ten der Kollimatoren 401 und 402 (XL₀ – ΔXL, XR₀ – ΔXR) je nach Projektionswinkel variieren.
Was die Bestimmung von ΔXL und ΔXR angeht, d. h. der Verschiebungsbeträge für die Kollimatoren 401 und 402 aus der Normalposition, so erhält man ΔXL und ΔXR anhand der folgenden Berechnungsformeln, und an dieser Stelle seien die beiden Werte vorab ermittelt. Anstelle der nachstehenden Formeln können auch Näherungen anhand periodischer Funktionen wie etwa trigonometrischer Funktionen durchgeführt werden.
ΔXL und ΔXR werden wie folgt bestimmt:
Hierbei ist d ein Abstand zwischen zwei Punkten, nämlich zwischen dem Brennpunkt und der Zentralkoordinate des betroffenen Bereichs. Dargestellt mit Hilfe von d, ergeben sich für θL und θR folgende Formeln:
wobei d₀ ein Abstand zwischen dem Brennpunkt des Röntgenstrahls und einer Drehmitte des Scanners ist. Dargestellt mit Hilfe von θL und θR, ergeben sich für ΔXL und ΔXR die folgenden Formeln: ΔXL = XL0 – y0tanθL (4) ΔXR = XR0 – y0tanθR (5)
Entsprechend den oben bestimmten Werten für ΔXL und ΔXR werden die Positionen der Kanalkollimatoren 401 und 402 für jeden Projektionswinkel gesteuert. Auf diese Weise lässt sich, wie in 7 gezeigt, nur der betroffene Bereich A des zu untersuchenden Patienten mit Röntgenstrahlen bestrahlen. Im oben genannten Beispiel wurde zwar davon ausgegangen, dass der betroffene Bereich ein Kreis ist, die Form des betroffenen Bereichs ist jedoch nicht auf einen Kreis beschränkt. Der betroffene Bereich kann beispielsweise auch ellipsenförmig sein. In diesem Fall werden die oben beschriebenen Methoden zur Bestimmung von ΔXL und ΔXR um bestimmte Parameter erweitert.
Werden die oben beschriebenen Bewegungen der Kollimatoren kontinuierlich ausgeführt, d. h. die Kollimatoren bewegen sich auch während einer Messung in einem bestimmten Betrachtungswinkel, kommt es in einigen Fällen dazu, dass zum Zeitpunkt der Messung der einzelnen Projektionsdaten der Rand des Röntgenbestrahlungsbereichs nicht vollständig mit der Grenze eines Detektorelements im Röntgendetektor 250 übereinstimmt. Da es jedoch anhand eines später beschriebenen Verfahrens möglich ist, einen effektiven Kanal zu wählen, braucht die Genauigkeit der Verschiebungsbeträge der Kollimatoren nicht so hoch zu sein. Im Einzelfall können jeweils mit Hilfe von periodischen Funktionen wie einer Sinuswellenfunktion Näherungen der Steuerparameter durchgeführt werden.
Als nächstes folgt eine Beschreibung des Ablaufs der fotografischen Aufnahme im Röntgen-Computertomograph, dessen Aufbau oben erklärt wurde. Ist ein Bereich, den der Bediener aufnehmen will, vorher bekannt, eignet sich der Röntgen-Computertomograph nach der vorliegenden Erfindung beispielsweise auch für die Nachuntersuchung nach einer Operation, die Biopsie eines Tumors mittels CT-Fluoroskopie usw. Nachstehend wird das fotografische Aufnahmeverfahren anhand von 8 erläutert. Bei diesem fotografischen Verfahren wird nämlich nur ein betroffener Bereich, d. h. der Bereich, den der Bediener aufnehmen will, mit Röntgenstrahlen bestrahlt, was eine Senkung der Röntgenstrahlendosis im Röntgen-Computertomograph bedeutet.
Bezogen auf den Ablauf der fotografischen Aufnahme wird beim Start zunächst ein Sannogramm (ein fluoroskopisches Bild, aufgenommen bei in Ruhe befindlicher Röntgenröhre und in Bewegung befindlichem Patiententisch 105) angezeigt (Schritt 41), und anschließend wird entschieden, wie der genaue aufzunehmende Bereich aussehen soll (Schritt 42).
Bei der Entscheidung über den genauen Aufnahmebereich wird nach dem Einstellen des Patiententischs 105 zunächst das oben beschriebene Sannogramm erstellt, um eine Aufnahmeposition für das Tomogramm festzulegen. Darüber hinaus wird anhand des angezeigten Sannogramms die Anzahl der Aufnahmen festgelegt. Der aufzunehmende Bereich ist eine Variable, die mit anderen Variablen wie Aufnahmebeginn, Aufnahmeintervall und Anzahl der Aufnahmen in Beziehung steht. Beispielsweise werden bei der Wendel- oder schraubenförmigen Abtastung auch Parameter wie Aufnahme-Startposition, Bewegungsgeschwindigkeit des Patiententischs und Anzahl der Abtastungen eingestellt.
Danach wird eine genaue Aufnahme durchgeführt (Schritt 43). Gemäß den oben eingestellten Bedingungen gibt der Host-Computer 101 bei der genau en Aufnahme zum Beispiel die Röntgenröhrenspannung und den Röntgenröhrenstrom für den Hochspannungsgenerator 104 vor und bestimmt außerdem die Bewegungsgeschwindigkeit für die Patiententischsteuerung 107 bei der Wendelabtastung usw. Zum Zeitpunkt der genauen Aufnahme befinden sich die oben beschriebenen Kanalkollimatoren 210, 401 und 402 in ihrer Normalposition, so dass die Röntgenstrahlung in alle Kanäle gelangt. Dies ergibt ein Bild mit hinreichend diagnostischer Qualität bei der anschließenden Rekonstruktion eines genauen Bildes (Schritt 44).
Anschließend erfolgt eine Entscheidung über einen Aufnahmeschnitt (Schritt 45) und einen betroffenen Bereich (Schritt 46). Nach Beendigung der oben beschriebenen genauen Aufnahme schaut sich der Bediener das aufgenommene Bild an und wählt beispielsweise bei der Nachuntersuchung usw. einen für den Bereich geeigneten Schnitt aus, den er näher untersuchen möchte. Bei der CT-Fluoroskopie erhält der Bediener auch Informationen über den Rand eines Targetgewebes (Tumors), z. B. eine Position des Targetgewebes oder ob auf dem Punktionsweg zum Targetgewebe ein wichtiges Gewebe liegt, und wählt zum Zeitpunkt der CT-Fluoroskopie einen Punktionsschnitt. Darüber hinaus legt der Bediener mit der Entscheidung über einen betroffenen Bereich auf dem oben gewählten Schnitt den Bereich fest, der mit den Röntgenstrahlen bestrahlt werden soll, d. h. den betroffenen Bereich A. Wie zum Beispiel in 9 gezeigt, erfolgt die Einstellung des betroffenen Bereichs außerdem dadurch, dass mit Zeigegeräten wie einer Maus oder einem Trackball als Eingabegerät zum Beispiel ein kreis- oder ellipsenförmiger Bereich auf dem Anzeigebildschirm des Sichtgeräts 100 beschrieben wird. Gleichzeitig wird die Röntgenstrahlung außerhalb des eingestellten betroffenen Bereichs möglichst weitgehend unterdrückt. Zusätzlich wird der Patiententisch in Schnittrichtung bis zur eingestellten Aufnahmeschnittposition verschoben (Schritt 47).
Als Nächstes werden bei einer Referenzabtastung (Schritt 48) die Daten einmal unter den gleichen Bedingungen gemessen wie bei der später durchgeführten kontinuierlichen Aufnahme. Bei der Referenzabtastung verschiebt die Patiententischsteuerung 107 auf Anweisung des Host-Computers 101 den Patiententisch bis in die gewählte Schnittposition. Sodann wird die Aufnahme mit einer für den Zweck der CT-Fluoroskopie wie eine Nachuntersuchung oder Punktion geeigneten Röntgenstrahlendosis durchgeführt, wobei sich der Kanalkollimator 210 in seiner Normalposition (globale Messabtastung) befindet.
Anschließend wird in Schritt 49 zur Bestätigung der Schnittposition für eine Punktion überprüft, ob sich das Targetgewebe innerhalb des Schnitts befindet. In Schritt 50 zur Bestätigung des betroffenen Bereichs wird durch das Verschieben der Kanalkollimatoren überprüft, ob das angezeigte Bild des betroffenen Bereichs eine gute Qualität aufweist.
Wird mit der Referenzabtastung ein Bild in der gewünschten Qualität erhalten, wobei gleichzeitig die Positionen der Kanalkollimatoren 401 und 402 derart gesteuert werden, dass ihre Positionen das Bestrahlungsfeld (Bestrahlungsbereich) ausmachen, schließt sich daran die kontinuierliche Abtastung für die Punktionsaufnahme an (Schritt 51). Sodann werden zur Darstellung eines zeitlich kontinuierlichen Tomogramms die Aufnahmedaten sequentiell rekonstruiert (Schritt 52).
Nachstehend folgt eine Erläuterung bezüglich der Bildrekonstruktion auf der Grundlage von Projektionsdaten, die durch ausschließliches Bestrahlen des betroffenen Bereichs mit Röntgenstrahlen gewonnen wurden.
Bei einer Bildrekonstruktion muss häufig ein Bild in einem Bereich rekonstruiert werden, der außerhalb des betroffenen Bereichs liegt. Im Folgenden wird ein Beispiel für die Verarbeitungsschritte bei der Bildrekonstruktion erläutert.
10 zeigt das Ablaufdiagramm für eine Bildrekonstruktion. In 10 sind folgende Verarbeitungsschritte gezeigt: eine Offset-Korrektur durch den Dunkelstrom des Vorverstärkers (F1), eine Röntgen-Streuungskorrektur (F2) sowie eine Paketverarbeitung (F5) als Vorverarbeitung für eine Logarithmustransformation und eine Strahlungsqualitätskorrektur (F3, F4). Danach erfolgt die Bildrekonstruktion (F6), woraufhin das so rekonstruierte Bild angezeigt wird (F7). In diesem Zusammenhang bedeutet Paketverarbeitung einen Verarbeitungsschritt, bei dem ein für die Rekonstruktion nicht benötigter Datenbereich bestimmt wird und die darin enthaltenen Daten durch vorher gemessene Daten ersetzt werden, da der Bestrahlungsbereich beschränkt ist.
Nachstehend wird anhand von 11A bis 11C die Verwendung von Projektionsdaten erläutert, die gemessen werden, wenn die Aufnahme bei eingeschränktem Bestrahlungsbereich erfolgt. 11B zeigt ein Ausgangssignal I₀ an jeder Position des Röntgendetektors, wenn kein Patient im Computertomograph liegt, d. h. wenn nur Luft aufgenommen wird. Die Positionen der Kanalkollimatoren entsprechen ia und ib. 11C zeigt ein Röntgendetektor-Ausgangssignal I zum Zeitpunkt der Aufnahme mit einem zu untersuchenden Patient im Computertomograph. 11A zeigt das Ausgangssignal nach der Logarithmustransformation.
Wie in 11C durch die fette Linie angedeutet, gehen die Projektionsdaten in einem von den Kanalkollimatoren 401 und 402 abgeschirmten Bereich nach der Offset-Korrektur im Wesentlichen gegen Null. Folglich kommt es bei der Datenberechnung nach der in 11A gezeigten Logarithmustransformation zu einem Überlauf, da I/I₀ ein sehr kleiner Wert ist. Wenn Daten außerhalb des effektiven Datenbereichs der Projektionsdaten nach der Logarithmustransformation auf Null gesetzt werden, entstehen zu diesem Zeitpunkt an den Grenzkanälen ia und ib sehr hochfrequente Signalanteile, die durch einen Rekonstruktionsfilter verstärkt werden. Dadurch erscheinen Artefakte im Bild. Diese Probleme werden durch die Paketverarbeitung vermieden.
Die Grenzkanäle ia und ib lassen sich leicht anhand von θL und θR in den Formeln (2) und (3) bestimmen. Die Zuverlässigkeit der Daten in der Nähe der Grenzkanäle ist jedoch ziemlich gering, weil der Rand des Röntgenbestrahlungsbereichs, wie bereits beschrieben, nicht vollkommen mit der Grenze des Detektorelements zusammenfällt und die Zuverlässigkeit von der Verschiebungsgenauigkeit der Kollimatoren abhängt. Folglich kann ein Verfahren zur Betrachtung der Daten innerhalb des Bereichs mit mehreren Kanälen zur effektiven Berücksichtigung eines schmalen Randbereichs hilfreich sein. Ansonsten empfiehlt es sich ebenfalls, die Grenzkanäle ia und ib dadurch festzulegen, dass die Daten nach der Offset-Korrektur in 11C einer Schwellenwertverarbeitung unterzogen werden. Die Schwellenwertverarbeitung erleichtert die Bestimmung des effektiven Datenbereichs, auch wenn die Verschiebungsgenauigkeit der Kollimatoren eher gering ist.
Nach der Bestimmung des effektiven Datenbereichs erfolgt in einem weiteren Verarbeitungsschritt die Zuweisung der Daten in dem ineffektiven Datenbereich, d. h. der Daten, die zuvor durch die globale Messabtastung mit den Kollimatoren 401 und 402 gewonnen wurden, die sich für die normale CT-Messung in Kanalrichtung in ihren Nicht-Kollimations-Positionen befanden.
Unter der Annahme, dass die zu verarbeitenden Projektionsdaten in 11A mit R(i, j) und die zuvor gemessenen Projektionsdaten mit P(i, j) (d. h. zum Beispiel Projektionsdaten, die zum Zeitpunkt der Punktion ohne Beschränkung durch die Kanalkollimatoren (in einem Abtastvorgang zur Bestätigung der Schnittposition) gemessen wurden) bezeichnet sind, berechnen sich die Projektionsdaten nach der Paketverarbeitung R'(i, j) anhand der folgenden Formel. Die Rekonstruktion von R'(i, j) erlaubt die Darstellung eines Bildes des betroffenen Bereichs.
In der Formel bezeichnet der Index i die Kanalnummer und der Index j die Projektionsnummer.
Bei völlig identischen Schnitten stellt die Paketverarbeitung kein Problem dar. Werden die Schnitte jedoch verschoben, ist davon auszugehen, dass an den Übergängen zwischen den beiden Projektionsdaten, d. h. P und R, ein Niveauunterschied entsteht. Wenn es zu einem solchen nicht vernachlässigbaren Niveauunterschied kommt, müssen auf die Daten in der Nähe der Übergänge Verarbeitungsschritte wie ein gleitendes Mittel oder ein gewichtetes Mittel angewandt werden, damit die beiden Projektionsdaten stufenlos miteinander verbunden sind.
12 zeigt eine Ausführungsform, bei der in einem Verarbeitungsschritt die zuvor gemessenen Projektionsdaten zu den Projektionsdaten in dem von den Kanalkollimatoren abgeschirmten Bereich hinzugefügt werden.
In 12 gibt die Bildverarbeitungseinrichtung 103, die ein Rekonstruktions-Rechenwerk 11 und eine Bildadditionseinheit 12 mit Wichtungsfunktion umfasst, ein Ausgangssignal an das Sichtgerät 100. Darüber hinaus weist das Rekonstruktions-Rechenwerk 11 einen Projektionsdatenspeicher 20, ein Vorverarbeitungs-Rechenwerk 21, einen Fächerstrahl/Parallelstrahl-Konverter 22, ein Filterkorrektur-Rechenwerk 23 und ein Rückprojektions-Rechenwerk 24 auf. Die Bildadditionseinheit 12 mit Wichtungsfunktion umfasst sieben Bildspeicher 10 (#1 bis #7), sieben Wichtungskoeffizienten-Multiplizierer 13 (die Bezugszeichen W₁ bis W₇ bezeichnen Wichtungskoeffizienten) und ein Addierwerk 25.
Die Bildverarbeitungseinrichtung 103 ist außerdem so aufgebaut, dass sie bei einer Abtastdrehgeschwindigkeit von 1 Sekunde pro Drehung ein Bild in weniger als einer Sekunde rekonstruieren kann. In diesem Fall werden über eine Breite von z. B. 30 Grad nacheinander sequentiell teilrekonstruierte Bilder erhalten, und durch das Addieren von mehreren neuesten teilrekonstruierten Bildern kann ein rekonstruiertes Bild gewonnen werden. Dementsprechend lassen sich bei der Rekonstruktion über die Winkelbreite von 30 Grad 12 rekonstruierte Bilder pro Sekunde erhalten.
Darüber hinaus gewinnt das Rekonstruktions-Rechenwerk 11 das rekonstruierte Bild durch eine vom Rechenwerk 21 durchgeführte Vorverarbeitung, eine vom Fächerstrahl/Parallelstrahl-Konverter 22 vorgenommene Umwandlung in einen Parallelstrahl, eine vom Rechenwerk 23 durchgeführte Filterkorrektur sowie eine vom Rückprojektions-Rechenwerk 24 ausgeführte arithmetische Rückprojektionsoperation. Bei dieser rekonstruierenden arithmetischen Operation handelt es sich nicht um eine arithmetische Operation, die das Bild über einen Winkel von 360 Grad auf einmal rekonstruiert, sondern bei der die teilrekonstruierten Bilder aus Parallelstrahldaten, die bei einer Teilwinkelbreite (z. B. 30 Grad) gemessen wurden, addiert werden.
Des Weiteren weist die Bildadditionseinheit 12 mit Wichtungsfunktion nacheinander jedem der Bildspeicher 10, d. h. #1 bis #7, die nacheinander vom Rekonstruktions-Rechenwerk 11 erhaltenen teilrekonstruierten Bilder zu. Zum Beispiel wird ein teilrekonstruierten Bild g₁ zu #1 zugewiesen, ein teilrekonstruiertes Bild g₂ zu #2 usw. und ein teilrekonstruiertes Bild g₇ zu #7, woraufhin die teilrekonstruierten Bilder gespeichert werden. Was die restlichen Bilder, d. h. die teilrekonstruierten Bilder g₈, g₉ usw., betrifft, erfolgt die Zuweisung so, das g₈ anstelle von g₁ zu #1, g₉ anstelle von g₂ zu #2 usw. zugewiesen und sodann gespeichert werden.
Damit die Wichtungskoeffizienten W₁ bis W₇ den in den Speichern #1 bis #7 gespeicherten teilrekonstruierten Bildern entsprechen, multiplizieren die Wichtungskoeffizienten-Multiplizierer 13 jedes der Bilder mit jedem der Wichtungskoeffizienten, wodurch eine Wichtung der einzelnen teilrekonstruierten Bilder erreicht wird. Das Addierwerk 25 führt eine Gesamtaddition der teilrekonstruierten Bilder durch und gewinnt somit ein rekonstruiertes Bild.
13A bis 13C zeigen das Konzept des oben beschriebenen Bildrekonstruktionsverfahrens durch die Bildverarbeitungseinrichtung 103. Der durch die globale Messabtastung (GS) erhaltene effektive Datenbereich ist der in 13A mit GS mit einer fetten durchgehenden Linie dargestellte Bereich. Dagegen sind die durch die lokale Messabtastung (LS) gewonnenen Projektionsdaten nach der vorliegenden Erfindung, bei der die Röntgenstrahlung nur auf den betroffenen Bereich beschränkt wird, die in 13B dargestellten Daten bei einer kontinuierlichen Abtastung wie der Wendelabtastung und einer dynamischen Abtastung oder bei einer Wiederholung der CT-Fluoroskopie usw. Wie die LS-Linie in 13B zeigt, erhält man außerhalb des betroffenen Bereichs A zeitlich oder räumlich diskontinuierliche Bilddaten, so dass eine hohe Bildqualität kaum zu erzielen ist.
Wie in 13C gezeigt, wird sodann während der oben beschriebenenkontinuierlichen Abtastung oder CT-Fluoroskopie eine globale Messabtastung (GS) durchgeführt, wobei sich der Kanalkollimator 210 in seiner normalen Position befindet. Außerdem werden zum Zeitpunkt einer vor und nach diesem Abtast vorgang durchgeführten kontinuierlichen lokalen Messabtastung (LS) Projektionsdaten, die durch eine globale, dazu zeitlich am nächsten gelegene Messabtastung erhalten werden, als Korrekturdaten in Bereiche außerhalb des betroffenen Bereichs A eingebettet. Diese Transaktion erlaubt das Einfügen einer Bildrekonstruktion in die Bildverarbeitung, wodurch eine Senkung der Röntgenstrahlendosis und eine hohe Bildqualität auch in den Bereichen außerhalb des betroffenen Bereichs A möglich werden. Dadurch lassen sich insbesondere bei niedriger Röntgenstrahlendosis Bilder gewinnen, die nur einen kleinen zeitlichen Unterschied zwischen Bereichen innerhalb und außerhalb des betroffenen Bereichs A aufweisen und dadurch ein klareres Bild ergeben.
Die vorstehende Erklärung Erläuterung gilt für den Fall, dass GS-Daten vorliegen. Wenn keine GS-Daten vorliegen, ist es möglich, durch Extrapolation von den Daten innerhalb des betroffenen Bereichs auf die Daten außerhalb des betroffenen Bereichs zu schließen. Dies wird anhand von 14 erläutert. Zur Extrapolation kann die einfache Methode der kleinsten Quadrate oder eine Interpolation höherer Ordnung wie die Newtonsche Interpolation angewendet werden.
Bei Anwendung einer Extrapolation lassen sich diskontinuierliche Bilddaten ähnlich wie bei der Verwendung von GS-Daten gleichermaßen vermeiden.
Wenn der Patient in seinen Körpermaßen größer ist als die Breite des Röntgendetektors, kann anhand der Extrapolation ein Bild des nicht erfassten Bereichs des Patienten rekonstruiert werden.
Wie bereits beschrieben, ist das Bild außerhalb des betroffenen Bereichs A (d. h. die durch die globale, zeitlich am nächsten gelegene Messabtastung erhaltenen Projektionsdaten) von hoher Qualität, wobei der zeitliche Abstand so gering wie möglich gehalten wird. Dennoch besteht zwischen dem Bild außerhalb des betroffenen Bereichs A und dem Bild innerhalb des betroffenen Bereichs A nicht der geringste zeitliche Abstand. Daher ist es möglich, dass der Bediener bei Anwendung der vorliegenden Erfindung auf die kontinuierliche Abtastung oder die CT-Fluoroskopie fälschlicherweise das Bild außerhalb des betroffenen Bereichs A mit dem Bild innerhalb des betroffenen Bereichs A verwechselt. Es lässt sich nicht leugnen, dass dies zu Fehldiagnosen führen kann.
Wie in 9 gezeigt, wird als Maßnahme zur klaren Angabe einer Grenze zwischen dem Bereich innerhalb und dem Bereich außerhalb des betroffenen Bereichs A die Grenzlinie (BL) zwischen dem Bereich innerhalb und dem Bereich außerhalb des betroffenen Bereichs A in dem auf dem Sichtgerät 100 dargestellten Bild eindeutig angezeigt, wodurch der oben erwähnte Fehler und eine möglich Fehldiagnose vermieden werden. Als Maßnahme zur deutlichen Anzeige der Grenzlinie BL bieten sich folgende Lösungen an: Die den betroffenen Bereich A umgebende Grenzlinie (in 9 ein Kreis) wird als eine durchgehende Linie dargestellt, die als Warnhinweis eine auffällige Farbe hat, z. B. Rot. Andernfalls wird bei einem Schwarzweiß-Bildschirm eine schwarze oder weiße Linie verwendet, oder die Linie blinkt, so dass der Bediener die Grenzlinie leicht erkennen kann.
15 zeigt eine Ausführungsform des Ablaufs der fotografischen Aufnahme, bei dem die globale Messabtastung während der lokalen Messabtastung durchgeführt wird. Bis auf die Einstellung des Intervalls für die globale Messabtastung (Schritt 61) sind die Schritte dieselben wie bei dem in 8 gezeigten Ablauf, und demzufolge wird auf deren Beschreibung verzichtet.
Vor den Schritten der kontinuierlichen Aufnahme usw. wird bei der Einstellung des Intervalls für die globale Messabtastung in Schritt 61 festgelegt, wie viele Aufnahmen bei der kontinuierlichen Aufnahme mit dem Kanalkollimator 210 in seiner Normalposition aufgenommen werden sollen. Je exakter die Einstellung erfolgt, umso geringer ist im Übrigen die Zeitverschiebung des Bildes außerhalb des betroffenen Bereichs. Auf diese Weise lässt sich ein Bild gewinnen, das bei stärkerer Verringerung der Verschiebung eine höhere Genauigkeit aufweist, wobei sich die Röntgenstrahlendosis jedoch nicht wesentlich reduziert. Das Aufnahmeintervall kann auch automatisch eingestellt werden. In diesem Fall kann eine zuvor im Host-Computer 101 gespeicherte Einstellung, z. B. „eine globale Messabtastung alle 10 Schnitte", ohne weitere Änderung verwendet werden. Ansonsten kann auch anstelle einer derartigen automatischen Einstellung anhand eines Handbuchs zum Beispiel „eine normale Abtastung alle 30 Schnitte" eingestellt werden. Außerdem kann die Einstellung „Keine globale Messabtastung während der kontinuierlichen Abtastung" vorgenommen werden. Zu diesem Zeitpunkt werden die mit der zuvor in Schritt 48 beschriebenen Referenzabtastung gewonnenen Daten in die Daten für den Bereich außerhalb des betroffenen Bereichs eingebettet, wodurch der Bildrekonstruktionsprozess ausgeführt wird.
16 zeigt eine Ausführungsform des Ablaufs der fotografischen Aufnahme, wobei die Aufnahme bei bewegtem Kanalkollimator erfolgt. Gleiche Ablaufschritte haben dieselben Bezugszeichen wie in 8.
Nach der Bestätigung des betroffenen Bereichs (Schritt 50) ist es ferner möglich, in Schritt 62 zusammen mit der Einstellung des Intervalls für die globale Messabtastung eine Einstellung für eine erweiterte Aufnahme des betroffenen Bereichs vorzunehmen. Wenn nämlich an dieser Stelle zwischen der Aufnahme des betroffenen Bereichs und der globalen Messabtastung eine Einstellung für eine verengte bzw. erweiterte Aufnahme erfolgt, nähern sich der betroffene Bereich A und der Bereich für die globale Messabtastung allmählich einander an. Mit anderen Worten, es lässt sich eine Abtastung durchführen, deren Messbereich schrittweise vom Bereich der globalen Messabtastung oder einem eingestellten Bereich auf den betroffenen Bereich A reduziert wird.
Außerdem wird der Messbereich bei einer Erweiterung allmählich von dem betroffenen Bereich A auf den normalen Abtastbereich oder den eingestellten Bereich erweitert.
Ferner wird bei einer Verengung, sofern der betroffene Bereich A kreisförmig ist, ein Kreis für den Bereich der globalen Messabtastung oder den eingestellten Bereich nach und nach verengt, bis der Messbereich schließlich die Größe des betroffenen Bereichs A erreicht. (Bei einer Erweiterung wird der Messbereich in umgekehrter Weise verändert.) Darüber hinaus werden Daten von außerhalb des betroffenen Bereichs A bei der Verengung (bzw. Erweiterung) zur Korrektur für die oben erläuterte Bildrekonstruktion verwendet, wodurch eine hohe Bildqualität für das Bild außerhalb des betroffenen Bereichs A erzielt werden kann.
Bei der vorliegenden Ausführungsform ergibt sich beim Einstellen einer verengten/erweiterten Aufnahme, dass in einigen Fällen während des Abtastvorgangs ein Radius des oben beschriebenen Kreises des betroffenen Bereichs A oder eine Zentralkoordinate des betroffenen Bereichs A geändert wird. Wie in 6 gezeigt, ist es jedoch offensichtlich, dass eine Verschiebung der Zentralkoordinate des betroffenen Bereichs A aus der Drehmitte der Röntgenstrahlquelle unter der Steuerung des Kanalkollimators 210 nach der oben beschriebenen Ausführungsform möglich ist.
Unter der Annahme jedoch, dass die Zentralkoordinate des betroffenen Bereichs A der Einfachheit halber mit der Drehmitte der Röntgenstrahlquelle zusammenfällt, wird nachstehend der Betrieb bei Wahl einer verengten/erweiterten Aufnahme beschrieben. Zudem führt diese Annahme zu der Bedingung, dass der Wert des Radius r des betroffenen Bereichs A der einzige Parameter ist, der geändert wird. 17 zeigt eine Aufnahmesituation, bei der auf diese Weise der Aufnahmebereich des betroffenen Bereichs A schrittweise verengt (oder erweitert) wird.
Wie in 17 gezeigt, wird während eines Abtastvorgangs wie etwa der kontinuierlichen Abtastung oder der Fluoroskopie eine Aufnahme durchgeführt, wobei der Kanalkollimator 210 schrittweise von dem Bereich der globalen Messabtastung auf den betroffenen Bereich A verengt oder schrittweise von dem betroffenen Bereich A auf den Bereich der globalen Messabtastung erweitert wird. Dadurch kann eine hohe Bildqualität erzielt werden, indem nur die Daten in einem von der lokalen Messabtastung nicht erfassbaren Bereich zu den durch die globale Messabtastung gewonnenen Projektionsdaten und vorher einzeln oder mehrmals gemessenen Projektionsdaten hinzugefügt werden.
Dieser Verarbeitungsschritt wird nachstehend unter Verwendung von Projektionsdaten zu dem Zeitpunkt erläutert, an dem der Scanner 102 der Einfachheit halber eine Umdrehung ausgeführt hat und sich die Röntgenstrahlquelle direkt über dem betroffenen Bereich befindet, wie in 17 gezeigt. Nun wird nämlich angenommen, dass der Röntgenbestrahlungsbereich mit jeder Drehung des Scanners allmählich vom normalen Abtastbereich auf den betroffenen Bereich A verengt wird. Entsprechend dieser Annahme sind die mit der jeweiligen Abtastung gewonnenen Projektionsdaten (d. h. der ersten bis vierten Abtastung) in 18 dargestellt.
In 18 zeigen die fetten durchgehenden Linien die jeweiligen effektiven Datenbereiche. Genauer gesagt ist der effektive Datenbereich bei der ersten Abtastung der breiteste, wohingegen der effektive Datenbereich bei der vierten Abtastung (einer Abtastung des betroffenen Bereichs A) der engste wird. Was die bei der zweiten Abtastung gewonnenen Daten angeht, so werden die Projektionsdaten in den vom Kollimator abgeschirmten Bereichen durch Projektionsdaten kompensiert, die aus der oben erwähnten ersten Abtastung stammen. Darüber hinaus werden die Projektionsdaten der zweiten Abtastung, einschließlich der oben genannten Projektionsdaten der ersten Abtastung, die den Projektionsdaten der zweiten Abtastung hinzugefügt wurden, in Projektionsdaten in vom Kollimator abgeschirmten Bereichen aus der dritten Abtastung eingefügt. Weiterhin werden Projektionsdaten der dritten Abtastung in Daten der vierten Abtastung eingefügt.
Auf diese Weise sind nach der vorliegenden Ausführungsform die Projektionsdaten der ersten und zweiten Abtastung in den Projektionsdaten der dritten Abtastung enthalten. Daraus ergibt sich, dass die Daten in den vom Kollimator abgeschirmten Bereichen bei der vierten Abtastung durch Kompensation mit den Daten der ersten bis dritten Abtastung erhalten werden. Das oben erwähnte Bildrekonstruktionsverfahren bedeutet nämlich, dass die Daten nacheinander eingefügt werden, wobei stets die zeitlich näher gelegenen Daten verwendet werden.
Daher lässt sich auch das Bild außerhalb des betroffenen Bereichs A mit hoher Bildqualität rekonstruieren.
Die vorstehende Erläuterung anhand von 18 bezieht sich nur auf eine Verengung des Messbereichs. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht darauf beschränkt. Wie nachstehend anhand von 19 erläutert, ist auch ein Verfahren möglich, bei dem die Bildrekonstruktion auf der Grundlage sowohl einer verengten als auch einer erweiterten Aufnahme des Messbereichs durchgeführt wird.
Zur Erläuterung sei darauf hingewiesen, dass die geraden Linien in 19 die durch die Messung gewonnenen Projektionsdaten darstellen. In der Zeichnung geben die fetten durchgehenden Linien die effektiven tatsächlich erhaltenen Datenbereiche (d. h. die nicht vom Kanalkollimator abgeschirmten Bereiche) an, und die gestrichelten Linien repräsentieren die Daten in nicht gemessenen Bereichen. Bei dem Beispiel in 19 wird von folgenden Annahmen ausgegangen: Durchgeführt werden die erste bis siebte Abtastung, jede Abtastung zeigt die Projektionsdaten, die bei der ersten Abtastung mit dem ersten Projektionswinkel gewonnen wurden, und der zugehörige Messbereich wird bei jeder Abtastung geändert. Außerdem zeigt die Zeichnung, dass es sich bei der ersten und siebten Abtastung um globale Messabtastungen und bei der vierten Abtastung um eine solche handelt, die nur den betroffenen Bereich A erfasst.
Bei diesen Projektionsdaten ist das Verfahren der Bildrekonstruktion auf der Grundlage der Daten der ersten bis vierten Projektionsdaten das gleiche wie das bereits erläuterte Verfahren; daher wird hier auf dessen Erläuterung verzichtet. Darüber hinaus werden in einem Bildrekonstruktionsprozess bei der fünften Abtastung, bei der es sich um eine Erweiterungsabtastung handelt, die Daten in den vom Kollimator abgeschirmten Bereichen mit den Daten der zweiten und der ersten Abtastung kompensiert, und bei der sechsten Abtastung werden die Daten mit den Daten der ersten Abtastung kompensiert. Bei der siebten Abtastung und danach werden, auch wenn nicht gezeigt, die Bildrekonstruktionsprozesse anhand der oben beschriebenen kombinierten Daten durchgeführt. Auf diese Weise kann, weil stets die zeitlich näher gelegenen Daten verwendet und nacheinander eingefügt werden, ein Bild von hoher Qualität für die außerhalb des betroffenen Bereichs A liegenden Bereiche rekonstruiert werden.
20 zeigt eine weitere Aufführungsform des Ablaufs der fotografischen Aufnahme.
Bei der vorliegenden Ausführungsform wird ein bestimmter Verschiebungsbetrag für den Patiententisch festgelegt, bei dem die Mitte des eingestellten betroffenen Bereichs mit der Drehmitte der Röntgenstrahlquelle zusammenfällt, so dass es problemlos möglich ist, eine Übereinstimmung der Mitte des betroffenen Bereichs mit der Drehmitte der Röntgenstrahlquelle herbeizuführen. Wie in 20 gezeigt, ist in den Ablauf der fotografischen Aufnahme gemäß 8 eine Funktion eingefügt, bei der der Host-Computer (101 in 1) und die Patiententisch-Steuerung (107 in 1) den Patiententisch automatisch in x- und y-Richtung verschieben (Schritt 63). Handelt es sich bei dem eingestellten Bestrahlungsfeld um einen kreisförmigen Bereich, dessen Mittelpunkt mit der Drehmitte der Röntgenstrahlquelle zusammenfällt, werden die Betrachtungswinkel gleich, auch wenn die Messung in einem beliebigen Winkel durchgeführt wird. Daher braucht der Kollimator vor dem Abtastvorgang nur einmal eingestellt zu werden. Ist der Bestrahlungsbereich festgelegt, reicht demzufolge eine einmalige Steuerung der Tischposition aus, was die Steuerung erleichtert und die Zuverlässigkeit erhöht. Auch die Paketverarbeitung wird einfacher, da die effektiven Datenbereiche bei den jeweiligen Betrachtungswinkeln gleich sind.
INDUSTRIELLE ANWENDBARKEIT
Die vorliegende Erfindung eignet sich für Anwendungen wie Röntgenuntersuchungen oder Röntgenaufnahmen, bei denen eine geringere Röntgenstrahlendosis gewünscht ist.

Claims

Röntgen-Computertomograph mit einer Röntgenstrahlquelle (200), einem Sichtgerät (100) zur Darstellung eines Tomogramms, einer Einrichtung zum Einstellen eines betroffenen Bereichs in dem Tomogramm, einer Röntgen-Abschirmeinrichtung (210, 214, 401, 402) zum Beschränken des Bestrahlungsbereichs eines von der Strahlungsquelle (200) abgegebenen Röntgen-Fächerstrahls, einer Einrichtung (102) zum Bestrahlen eines zu untersuchenden Objekts mit dem Fächerstrahl und zum Durchführen einer Röntgen-Computertomographie-Messung, einer Einrichtung (211) zum Steuern der Position der Abschirmeinrichtung (210, 214, 401, 402) entsprechend dem Drehwinkel der Strahlungsquelle (200), um Daten des betroffenen Bereichs durch Beschränken des Bestrahlungsbereichs sowie eines nicht-betroffenen Bereichs ohne Beschränken des Bestrahlungsbereichs zu erhalten, wobei die Positionssteuereinrichtung (211) die Position der Abschirmeinrichtung (210, 214, 401, 402) derart steuert, dass bei Ausführung jeweils mehrerer kontinuierlicher Messungen der nicht-betroffene Bereich mit Röntgenstrahlen einmal bestrahlt wird, und einer Einrichtung (101, 103) zum Rekonstruieren eines Bildes unter Verwendung beider Daten, dadurch gekennzeichnet, dass die Positionssteuereinrichtung (211) die Position der Abschirmeinrichtung (210, 214, 401, 402) derart einstellt, dass der Bestrahlungsbereich in aufeinanderfolgenden Messungen zwischen dem betroffenen und dem nicht-betroffenen Bereich stufenweise verengt oder verbreitert wird.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Positionssteuereinrichtung (211) eine Tabelle mit Daten der Positionen der Abschirmeinrichtung (210, 214, 401, 402) für jeden vorgegebenen Drehwinkel der Strahlungsquelle (200) aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2 mit ferner einer Einrichtung (107) zur Steuerung der Position eines Objektträgertisches (105) derart, dass die Mitte des betroffenen Bereichs mit der Drehmitte der Strahlungsquelle (200) zusammenfällt.
Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung (101, 103) das Bild unter Verwendung vorher gemessener Daten als Daten des nicht-betroffenen Bereichs rekonstruiert.
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei zu den vorher gemessen Daten solche gehören, die aus einer globalen Messabtastung stammen.
Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Daten des betroffenen Bereichs und die des nicht-betroffenen Bereichs längs der Grenze eines effektiven Datenbereichs miteinander verbunden sind, der gleich oder enger ist als der betroffene Bereich.
Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Einrichtung zum Einstellen des betroffenen Bereichs eine Einrichtung zur Anzeige der Grenze des betroffenen Bereichs an dem Sichtgerät (100) umfasst.
Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Abschirmeinrichtung (210, 214, 401, 402) einen in einem Röntgen-Strahlungsteil einer Röntgenröhre vorgesehenen Scheibenkollimator (210) zum Beschränken des Bestrahlungsbereichs auf die Scheibenbreite aufweist.
Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Abschirmeinrichtung (210, 214, 401, 402) einen Motor, eine Steuereinheit zur Steuerung des Motors sowie auf der rechten und der linken Seite einer Röntgen-Strahlungsapertur vorgesehene und von dem Motor in horizontaler Richtung ausfahr- und zurückziehbare Röntgen-Abschirmplatten umfasst.
Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung (101, 103) eine Filtereinrichtung zum Filtern von Daten nahe der Grenze des betroffenen Bereichs aufweist.
Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung (101, 103) eine Einrichtung zum Ableiten der Grenze des betroffenen Bereichs aus den durch die Messung erhaltenen Daten mittels Schwellenwertverarbeitung umfasst.
Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung (101, 103) die Daten des nicht-betroffenen Bereichs aus Daten außerhalb des durch die Abschirmeinrichtung (210, 214, 401, 402) beschränkten Bestrahlungsbereichs und Daten eines im Hinblick auf einen Fehler der Abschirmeinrichtung (210, 214, 401, 402) bestimmten Bereichs gewinnt.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Daten des betroffenen Bereichs kontinuierlich gewonnen werden und ein Abtastintervall zum Gewinnen der Daten des nicht-betroffenen Bereichs jedes Mal dann eingestellt wird, wenn die Daten des betroffenen Bereichs mehrmals gewonnen wurden, und die zuletzt gewonnen Daten des betroffenen Bereichs mit den zuletzt gewonnen Daten des nicht-betroffenen Bereichs in Kanalrichtung verbunden werden.
Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes in einem Röntgen-Computertomograph, wobei ein Tomogramm dargestellt wird, in diesem ein betroffener Bereich eingestellt wird, der Bestrahlungsbereich eines Röntgen-Fächerstrahls beschränkt wird, ein zu Untersuchender Gegenstand mit dem Fächerstrahl bestrahlt und eine Röntgen-Computertomographie-Messung durchgeführt wird, die Position einer Abschirmeinrichtung (210, 214, 401, 402) entsprechend dem Drehwinkel einer Strahlungsquelle (200) derart gesteuert wird, dass Daten des betroffenen Bereichs durch Beschränken des Bestrahlungsbereichs und eines nicht-betroffenen Bereichs ohne Beschränken des Bestrahlungsbereichs zu gewinnen, wobei die Position der Abschirmeinrichtung (210, 214, 401, 402) derart gesteuert wird, dass bei Ausführung jeweils mehrerer kontinuierlicher Messungen der nicht-betroffene Bereich mit Röntgenstrahlen einmal bestrahlt wird, und unter Verwendung beider Daten ein Bild rekonstruiert wird, dadurch gekennzeichnet, dass der Bestrahlungsbereich in aufeinanderfolgenden Messungen zwischen dem betroffenen Bereich und dem nicht-betroffenen Bereich schrittweise verengt oder verbreitert wird.
Verfahren nach Anspruch 14, wobei die Daten des betroffenen Bereichs und die des nicht-betroffenen Bereichs längs der Grenze eines effektiven Datenbereichs miteinander verbunden werden, der gleich oder schmäler ist als der betroffene Bereich.
Verfahren nach Anspruch 14, wobei die Position eines Objekt-Trägertisches so bewegt wird, das die Mitte des betroffenen Bereichs mit der Drehmitte der Röntgenstrahlquelle zusammenfällt.