DE69831742T2

DE69831742T2 - System zur rekonstruktion bei kegelstrahltomographie

Info

Publication number: DE69831742T2
Application number: DE69831742T
Authority: DE
Inventors: Ruola Ning; Xiaohui Wang
Original assignee: University of Rochester
Current assignee: University of Rochester
Priority date: 1997-07-03
Filing date: 1998-06-19
Publication date: 2006-06-22
Anticipated expiration: 2018-06-20
Also published as: EP0993272B1; CA2295973A1; AU732921B2; US6298110B1; WO1999001066A9; DE69831742D1; WO1999001066A1; CA2295973C; AU7969098A; US6075836A; EP0993272A1; ATE305267T1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und ein System zur Computertomografie-(CT) Bilddichterekonstruktion. Insbesondere richtet sich die vorliegende Erfindung auf eine dreidimensionale Rekonstruktion aus zweidimensionalen Projektionen, die mit einem Röngtenstrahl-Kegelstrahl-CT und Single-Photonenemissionscomputertomographie-Scannern (SPECT) erfasst wurden. Noch spezieller betrifft die vorliegende Erfindung auf ein Verfahren und ein System zur intravenösen, volumentomographischen, digitalen Angiographie-Bilderzeugung.
In den letzten ca. 20 Jahren hat die Computertomographie diagnostische Bilderzeugungssysteme ebenso wie nichtdestruktive Untersuchungs-Bilderzeugungsmethoden revolutioniert. Konventionelle CT-Scanner verwenden einen fanförmigen Röntgenstrahl und einen eindimensionalen Detektor, um einen einzelnen Schnitt mit einer einzelnen Abtastung eines Objekts zu rekonstruieren. Jedoch ist die aktuelle CT-Technologie durch einen Zielkonflikt zwischen einer Längs-Auflösung und einer schnellen Volumen-Abtastung begrenzt. Ein Verfahren, das verwendet wurde, um die Mängel der CT-Scanner-Technologie anzugehen, ist die Verwendung einer Kegelstrahl-Tomographie. Ein Kegelstrahl-Volumen-CT-Scanner verwendet eine Kegelstrahl-Röntgenquelle und einen zweidimensionalen Detektor, um das ganze Volumen eines Objekts mit einer einzigen Abtastung dieses Objekts zu rekonstruieren. Der von dieser Abtastung des Objekts erhaltene Datensatz wird verarbeitet, um ein Bild zu erstellen, das einen zweidimensionalen Schnitt durch dieses Objekt darstellt. Die aktuelle Methode zu Rekonstruktion eines 2D-Bilds wird beim Stand der Technik gefiltertes Rückprojektionsverfahren bezeichnet. Dieser Prozess wandelt die Dämpfungsmessungen einer Abtastung in ganze Zahlen um, die „CT-Zahlen" oder "Hounsfield Einheiten" genannt werden, die dann verwendet werden, um die Helligkeit eines entsprechenden Pixels auf einem Katodenstrahl-Display zu steuern/zu regeln.
Bei einem 3D-Abtastungsverfahren wird ein kegelförmiger Röntgenstrahl verwendet, der divergiert, um einen Kegelstrahl auszubilden, der durch das Objekt geht und auf ein zweidimensionales Array von Detektorelementen auftrifft. Auf diese Art und Weise kann die Volumen-Abtastzeit eines 3D-Objekts mindestens zehnmal kürzer als ein Standard-CT auf einem Spiral-CT sein. Im Gegensatz zur existierenden CT mit einer scheibeninternen Flächenauflösung von 1,01 p/mm werden die Rekonstruktionen eines Kegelstrahl-CT eine isotope räumliche Auflösung über alle drei Achsen (0,5–2,0 lp/mm) aufweisen. Jede Aufnahme ist daher ein 2D-Array von Röntgen-Dämpfungsmessungen und die vollständige Abtastung ergibt ein 3D-Array von Dämpfungsmessungen.
Derzeit wird gewöhnlich eines von beiden Verfahren verwendet, um einen Bildsatz aus den erhaltenen 2D-Dämpfungsmessungen zu rekonstruieren. Die erste entwickelte Methode ist die von Feldkamp, Davis & Kress, die im „Practical Cone-Beam Algorithm", J. Opt. Soc. Am., Vol. I, pp 612–619 (1984) beschrieben wurde. Die Methode von Feldkamp u. a., die einen Algorithmus verwendet, der unter Verwendung von Näherungen einer gekippten Fan-Beam-Formel abgeleitet wurde, ist ein Convolution-Rückprojektionsverfahren, das direkt auf den Linienintegralen der aktuellen Dämpfungsmessungen funktioniert. Das Verfahren kann leicht in aktuell verfügbare Hardware implementiert werden und stellt eine gute Rekonstruktion für Bilder im Mittelpunkt oder einer „Mittelebene" des Kegelstrahls dar. Obwohl der Algorithmus von Feldkamp, u. a., eine exzellente, rechenbetonte Effizienz und einen minimalen mechanischen Aufwand bei der Datenerfassung bereitstellt, ist sein größter Mangel der, dass er auf einer Einzelkreis-Kegelstrahl-Geometrie basiert. Eine Einzelkreis-Kegelstrahl-Geometrie, bei der die Quelle immer auf einem Kreis liegt, kann keinen vollständigen Datensatz bereitstellen, um das Objekt exakt zu rekonstruieren. Aus diesem Grund verursacht der Algorithmus von Feldkamp, u. a., eine unvermeidbare Verzerrung in den nicht-zentralen, quer verlaufenden Ebenen, ebenso wie einen Auflösungsverminderung in der Längsrichtung.
Um die Probleme des Feldkamp Algorithmus anzugehen, wurden verschiedene andere Vorgehensweisen vorgeschlagen, die unterschiedliche Kegelstrahl-Geometrien, einschließlich dual orthogonalen Kreisen, einen spiralförmigen Orbit, einen orthogonalen Kreis-und-Linie und eine Smith's-Kurve verwenden. Solche Geometrien können exakte Rekonstruktionen erzielen, wenn sie die Näherung von Tuy, Smith oder Gangreat verwenden.
Zusätzlich zur Näherung von Feldkamp, u. a., für eine analytische Kegelstrahl-Rekonstruktion, ist ein zweites, gewöhnlich verwendetes Verfahren das, das von Pierre Grangeat im „Mathematical Framework of Cone-Beam 3D Reconstruction Via the First Derivative of the Radon Transform", Mathematical Methods in Tomography, Herman, Lewis, Natterer (eds.) Lecture Notes in Mathematics, No. 1497, pp 66–97, Springer Verlag (1991) offenbart wurde. Dieser Algorithmus stellt eine exakte Lösung für die Aufgabe der Bild-Rekonstruktion auf der Basis einer fundamentalen Beziehung zwischen der Ableitung des Kegelstrahl-Ebenenintegrals durch die Ableitung des Parallelstrahl-Ebenenintegrals bereit. Obwohl das Grangeat-Verfahren theoretisch genau ist, erfordert es mathematische Operationen, die nur unter Verwendung von finiten, numerischen Berechnungen gelöst werden können, die Näherungen sind. Folglich können durch die Implementierung des Grangeat- Verfahrens Fehler eingeführt werden, die größer sein können, als die, die bei Verwendung des Verfahrens von Feldkamp, u. a., produziert werden und diese Fehler sind nicht mit dem Kegelstrahl-Winkel korreliert.
Ein drittes Verfahren wurde von H. K. Tuy in „An Inversion Formula for a Cone-Beam Reconstruction", SALM J. Appl. Math. 43, pp 546–552 (1983) offenbart. Bei Verwendung von Tuy's Näherung, um einen vollständigen oder ausreichenden Datensatz zu erzeugen, muss jede Ebene, die durch das Bildfeld verläuft, auch mindestens einmal den Orbit des Brennpunkts schneiden. Die einzelne Ebene oder der Orbit von Feldkamp, u. a., erfüllt diese Bedingung nicht.
Doch ist noch eine weitere Näherung, die vorgeschlagen wurde, die Umkehrung der Kegelstrahl-Datensätze, wenn die Annahme getroffen wird, dass für jede Linie, die einen Scheitelpunkt und einen Rekonstruktionspunkt enthält, es eine ganze Zahl M gibt, die für die Linie konstant bleibt, sodass fast jede Ebene, die diese Linie enthält, die Geometrie exakt M-mal schneidet. Eine mathematische Verbesserung zum Rekonstruktionsalgorithmus wurde in einem Artikel von B. D. Smith mit dem Titel „Cone-Beam Tomography:Recent Advantages and a Tutorial Review", Opt. Eng., Vol. 29 (5) pp. 524–534 (1990) beschrieben. Jedoch ist eine solche ganzzahlige Bedarfsbedingung für eine praktische Anwendung zu restriktiv, da die einzige bekannte Quellpunkt-Geometrie, die diese Bedingung erfüllt, eine gerade Linie ist.
Zwei einigermaßen neuere Patente, die auf das Kegelstrahl-Rekonstruktionsproblem gerichtet sind, wurden in den Vereinigten Staaten erteilt. Das erste, U.S. Patent Nr. 5,170,439, für Zeng u. a., wurde am B. Dezember 1992 erteilt und verwendet das oben beschriebene Kegelstrahl-Rekonstruktionsverfahren, das kombinierte Kreis- und Linienorbits einsetzt. Jedoch erfordert diese Methode die Entfernung von redundanten und unnötigen Daten, was notwendigerweise mehr Berechnungszeit und Aufwand erfordert, als das Verfahren und System der vorliegenden Erfindung.
Eine weitere Vorgehensweise zur Rekonstruktion von Bildern von einem Kegelstrahl-Datensatz ist im U.S. Patent Nr. 5,400,255, das an Hu am 21. März 1995 erteilt wurde, offenbart. Die im Patent von Hu offenbarte Methodik stellt eine minimale Verbesserung von Feldkamp's Algorithmus dar und ist immer noch ein ungefähres Verfahren, das auf einer Einzelkreis-Kegelstrahl-Geometrie basiert. Es kann nicht zu einer exakten Rekonstruktion führen und es ist in vielen klinischen Anwendungen nicht akzeptabel, wenn der Kegelwinkel groß ist.
Im Gegensatz zu den Vorgehensweisen des Standes der Technik offenbart die vorliegende Erfindung ein exaktes Kegelstrahl-Rekonstruktionssystem und -Verfahren, das eine Kreis-plus-Bogen-Datenerfassungsgeometrie (circle-plus-arc data acquisition geometry) verwendet, bei dem der geometrische Ort einer Quelle und eines Detektors ein Kreis und ein orthogonaler Bogen ist. Auf diese Art und Weise wird die beste Bildqualität eines Kegelstrahl-Volumen-CT erreicht, ohne irgendeinen zusätzlichen mechanischen Aufwand im Vergleich mit einem normalen CT-Gerüst einzuführen. Wenn der geometrische Ort einer Röntgenquelle und eines Detektors ein einzelner Kreis während einer Kegelstrahl-Abtastung (Einzelkreis-Kegelstrahl-Geometrie) ist, wird ein unvollständiger Projektionsdatensatz erhalten. Die Unvollständigkeit der Projektionsdaten resultiert etwa aus einer unvermeidlichen Unschärfe in den von der zentralen z-Ebene entfernten Ebenen und einem Auflösungsverlust in der z-Richtung (d.h. dem Algorithmus von Feldkamp u. a.). Der Rekonstruktionsfehler infolge der Unvollständigkeit der Projektionsdaten könnte bis zu 50 Prozent des Signals betragen, wenn der Algorithmus von Feldkamp u. a. mit einem 22°-Kegelwinkel verwendet wird. Jedoch ist bei Verwendung der Datenerfassungsgeometrie der vorliegenden Erfindung der geometrische Ort einer Röntgenstrahlenquelle und eines Detektors ein Kreis plus ein zum Kreis senkrechter Bogen. Das entspricht einer Drehung der Röntgenröhre und eines Detektors auf dem Gerüst und danach dem Erfassen der Bogenprojektionen auf einem senkrechten Bogen, während das Gerüst um einen relativ schmalen Winkel (± 15° bis ± 30°) gekippt wird. Diese Geometrie führt zu einem vollständigen Datensatz für ein Objekt mit einer Länge von 25–40 cm in der z-Richtung, was einer Feldgröße von 37–60 cm am Detektor in der z-Richtung mit einer Vergrößerung von 1,5 entspricht. Bei Verwendung des Systems und Verfahrens der vorliegenden Erfindung ist die 3D-Rekonstruktion exakt und es tritt keine Bild-Unschärfe oder ein Auflösungsverlust auf.
Das Verfahren und System der vorliegenden Erfindung basiert auf der dreidimensionalen Radon-Transformation. Der bei der vorliegenden Erfindung verwendete Algorithmus transformiert zuerst die von einem Kreis-Bogen-Orbit erfassten Kegelstrahl-Projektionen in die erste Ableitung der 3D-Radontransformation eines Objekts unter Verwendung von Grangeat's Formel. Danach wird die Objektfunktion unter Verwendung der inversen Radon-Transformation rekonstruiert. Um die Interpolationsfehler im Rebinningprozess, der von Grangeat's Formel verlangt wird, zu reduzieren, wurden neue Rebinning-Gleichungen exakt abgeleitet und dadurch 3D-Interpolationen in eindimensionale Interpolationen transformiert. Das hierin offenbarte erfinderische Kegelstrahl-Erfassungsverfahren und System stellt einen vollständigen Satz von Projektionsdaten bereit, sodass der Kegelstrahl-Bildrekonstruktionsalgorithmus exakte Rekonstruktionen zu Stande bringt. Das Resultat ist eine 3D-Kegelstrahl-Rekonstruktion, die keine offensichtlichen Artefakte und einzig eine praktisch akzeptable Reduzierung der Rekonstruktionsgenauigkeit einbringt.
Die oben beschriebene 3D volumentomografische Bilderzeugung und ihr System können ebenfalls dafür verwendet werden, um ein 3D- oder volumentomografisches, digitales Angiographie-Bilderzeugungsverfahren und -System zu erreichen, das in der Lage ist, klinisch brauchbare, vaskuläre 3D-Bilder bereitzustellen, um diagnostische und therapeutische Entscheidungen zu verbessern. Insbesondere ist das hier offenbarte volumentomografische, digitale Angiographie-Bilderzeugungsverfahren und -System besonders nützlich für eine intravenöse (IV) volumentomografische digitale Angiografie (IV-VTDA). Diese IV-VTDA ist einer konventionellen Angiografie überlegen, da sie eine direkte, unmissverständliche und genaue 3D-Stenosemessung oder andere Unregelmäßigkeiten oder Fehlfunktionen einschließlich des Durchmessers, der Geometrie und räumlichen Ausrichtung in der Struktur bereitstellt. Darüber hinaus erfordert das hier offenbarte IV-VTDA-Verfahren und -System nur eine einzige IV-Injektion von Kontrastmittel und verwendet eine schnelle Volumenabtastung und somit wird die Zudringlichkeit der Prozedur ebenso wie die Prozedurzeit reduziert, während gleichfalls eine wesentliche Verringerung bei der gesamten Röntgen-Bestrahlung für den Patient bereitgestellt wird.
Der Bedarf nach einer genauen und detaillierten Beurteilung einer Atheriosklerose-Erkrankung wurde wieder durch die Entwicklung neuer therapeutischer Methoden betont, wie z. B. die Thrombolyse, Endarterektomie, Arterektomie, Angioplstie, Embolie und die Platzierung von vaskulären Stents, ebenso wie die Notwendigkeit, die Erfolgsrate dieser therapeutischen Prozeduren zu erleichtern und zu verbessern. Die zerebrovaskuläre Erkrankung ist die dritte Haupttodesursache in den Vereinigten Staaten und fordert jedes Jahr ungefähr 500.000 neue Opfer. Neue chirurgische und endovaskuläre Verfahren verbessern ein Überleben des Patienten und deren Lebensqualität in großem Maße. Folglich gab es einen Anstieg bei den oben aufgezählten therapeutischen Prozeduren in den letzten paar Jahren. Als Ergebnis dieser Prozeduren wurde das Überleben des Patienten gesteigert und die Qualität des Lebens des Patienten verbessert.
Die Identifizierung von Patienten, die von einer spezifischen therapeutischen Prozedur profitieren können, erfordert sowohl genaue als auch detaillierte Informationen über den Ernst der Stenose, ihre Geometrie und ihre räumliche Ausrichtung. Jedoch basieren die meisten therapeutischen Entscheidungen auf Informationen, die durch gewöhnliche Projektionsangiografie-Methoden erhalten werden. Projektionsbilder, die diese gewöhnlichen Projektionsmethoden verwenden liefern keine ausreichenden Informationen, um mit diesen alle vaskulären Verletzungen zu ermitteln und vollständig zu charakterisieren. Der Mangel an vollständigen Daten beeinträchtigt die Fähigkeit des Arztes, die optimale therapeutische Prozedur zu bestimmen. Offensichtlich kann eine ungeeignete Wahl des Eingriffs, die auf einer ungenauen Kenntnis der Anatomie des Patienten basiert, zu ungeeigneten Eingriffen, weniger gutem Ergebnis, Verletzung oder Tod führen.
Wie oben beschrieben, beinhalten alle gewöhnlichen Projektionsangiografiemethoden bedeutende Mängel hinsichtlich der Bereitstellung einer vollständigen Charakterisierung von vaskulären Verletzungen. Zum Beispiel besitzt eine intraarterielle (IA) digitale Subtraktionsangiografie (IA-DSA), die gegenwärtig verwendet wird, um die meisten Patienten auf vaskuläre Erkrankungen zu untersuchen, zwei wesentliche Beschränkungen. Erstens erstellt die IA-DSA nur eine 2D-Projektion von anatomischen 3D Strukturen. Zweitens sind IA-DSA-Bilder, aufgrund von Gefäßüberlappung von reduzierter Brauchbarkeit, besonders wenn nicht-selektive Injektionen verwendet werden. Offensichtlich ist die Kenntnis der Geometrie der Stenose und die räumliche Orientierung der Arterien ein bedeutender Schritt bei der Durchführung von erfolgreichen chirurgischen oder transvaskulären invasiven Verfahren. Folglich werden bei Anwendung der IA-DSA-Methoden mehrere Ansichten verwendet, um zu versuchen, alle Verletzungen zu entdecken, ebenso wie die Geometrie der Stenose zu beurteilen und die 2D-Ansichten in korrekten räumlichen Beziehungen einzuordnen. Das wiederum erfordert die Anwendung von mehreren Kontrastinjektionen ebenso wie mehrere Serien von Röntgenaufnahmen.
Jedoch selbst mit mehreren Ansichten ist die Anzahl der Ansichten begrenzt, was oft zu nicht erkannten Verletzungen führt, wegen des Scheiterns eine orthogonale Projektion und eine Überlappung zu erreichen. Folglich kann sich die Angiografie-Prozedur verlängern, die Morbidität des Patienten durch eine verlängerte Katheterisierungszeit erhöhen, einen Kontrast ebenso wie die Strahlungsdosis vergrößern, während sich die Prozedurkosten ebenfalls erhöhen. Es besteht auch ein zusätzliches Komplikationsrisiko bezüglich einer percutanen Sondierung einer Arterie und der Handhabung der IA-Katheter und Leitungen in kritischen Gefäßen die oftmals von einer vaskulären Erkrankung betroffen sind. Das Prozedurrisiko in Bezug auf eine vaskuläre Verletzung und einer Apoplexie ist gleichfalls mit einer größeren Morbidität gegeben. Darüber hinaus wird eine solche Angiografiemethode oftmals wiederholt, da die vaskuläre Erkrankung fortschreitet, was folglich Kosten und Risiken multipliziert.
Um die Nachteile und Risiken der IA-DSA zu überwinden, wurden in der Vergangenheit Versuche unternommen, die intravenöse, digitale Subtraktionsangiografie (IV-DSA) anzuwenden. Doch zusätzlich zu den allen DSA-Typen anhaftenden Nachteilen gibt es zwei zusätzliche, wichtige, technische Defizite, die spezifisch für die IV-DSA sind. Erstens tritt oftmals eine Bild-Fehlerfassung infolge einer Bewegung des Patienten auf. Diese Fehlerfassungen verdecken allzu oft die abzubildende, vaskuläre Anatomie. Zweitens besteht ein Unvermögen, eine ausreichend hohe Konzentration von Kontrastmittel durch eine intravenöse Injektion zu erreichen, um das dem DSA-Verfahren anhaftende Rauschquantum zu überwinden. Auf Grund dieser Defizite ist das resultierende Bild im Allgemeinen von schlechter Qualität und daher wurde die IV-DSA eine selten verwendete klinische Methode.
In den letzten 15 Jahren wurden viele Versuche unternommen, um die Bildqualität der IV-DSA zu verbessern. Solche Methoden waren nur teilweise erfolgreich, die Schwierigkeit von Bewegungs-Artifakten zu reduzieren und Probleme mit Gefäß-Überlappungen zu verbessern. Daher besteht selbst bei diesen verbesserten IV-DSA-Methoden eine signifikante Menge von fehlenden 3D-Informationen, die sehr nützlich wären, wenn sie zu erhalten wären.
Eine Verbesserung gegenüber der IA-DSA kann durch Einbeziehen der hier beschriebenen volumentomografischen Bilderfassungsprinzipien mit digitaler Angiografie erreicht werden. Wie nachfolgend noch detaillierter offenbart, kann ein Kegelstrahl-Volumen-CT, der einen Bildverstärker verwendet, der an eine CCD-Kamera als 2D-Detektor gekoppelt ist, verwendet werden, um CT-artige 3D-Rekonstruktionen von Blutgefäßen aus einer einzigen IA-Kontrastmittelinjektion und einer einzigen schnellen Volumen-Abtastung zu erhalten. Im Gegensatz zur DSA-Methode, bietet ein solches auf einem Bildverstärker basierendes volumenbezogenes tomografisches Bilderzeugungsverfahren und -System die Möglichkeit ein Objekt von Interesse, wie z. B. ein Blutgefäß, von den Strukturen in einer benachbarten Ebene, wie z. B. andere Blutgefäße oder einen Knochen tomografisch zu isolieren. Die 3D-Rekonstruktion eliminiert eine Gefäß-Überlappung und stellt eine vollständige, echte 3D-Darstellung der vaskulären Anatomie bereit. Diese Rekonstruktionen besitzen eine isotrope, räumliche Auflösung über alle drei Achsen. Von anderen wurden ähnliche Resultate über selektive intra-arterielle volumentomografische Angiografie-Rekonstruktionen berichtet, was folglich die Vorteile der IA-VDTA über die IA-DSA beweist. Sie z. B. einen Artikel mit dem Titel „3 D Computed x-ray angiographie: first in vivo results" von D. St-Felix, R. Campagnalo und Y. Rolland, u. a. in Radiology 1992, 185:304, ein Papier das von R. Fahrig, A. J. Fox und D. W. Halsworth mit dem Titel „Three Dimensional CT Angiography from a C Arm Mounted XRII" veröffentlicht wurde, das auf der RSNA 82nd Scientific Assembly, am 1. Dezember 1996 vorgestellt wurde und ein Papier, das von K. Sekihara, H. Kawai, K. Yamamoto und T. Kumazaki mit dem Titel „Cone Beam CT Angiography" bei Proc. Of JAMIT Frontier '95, pp 23–28, 1995 vorgestellt wurde.
Einer der Nachteile der IA-VTDA ist der, dass diese auf IA-Injektionen basiert, die im Allgemeinen viel angreifender als IV-Injektionen sind. Trotzdem zeigt die IA-VTDA, verglichen mit der DSA, einen signifikanten Vorteil, während die IV-VTDA im Vergleich zur IA-DSA einen noch größeren Vorteil darstellt, weil sie alle Vorzüge der IA-VTDA über die IA-DSA besitzt und zur gleichen Zeit die angiografische Prozedur viel sicherer macht. Die IV-VTDA liefert auch eine signifikante Reduzierung der Kosten der angiografischen Prozedur, weil sie die Notwendigkeit einer arteriellen Punktur und Katheterisierung eliminiert.
Eine der Schwierigkeiten bei der Anwendung der IV-VTDA anstelle der IA-VTDA ist, dass IV-Injektionen ein viel niegrigeres Signal, verglichen mit IA-Injektionen, ergeben. Wohingegen eine selektive IA-Injektion fast keine Verdünnung der indizierten Jod-Konzentration zur Folge hat und eine nicht-selektive IA-Injektion zu einem Verdünnungsfaktor von 3– 4 führt, hängt die Verdünnung von zentralen oder peripheren IV-Injektionen von der Herzleistung, Übertragungszeit, Venenkapazität, Injektionsanteil und der Länge der Injektion ab. Verdünnungsfaktoren im Bereich von 20:1–30:1 sind üblich. Die Folge davon ist, dass ein IV-VTDA-System ein signifikant niedrigeres Signal, verglichen mit einem IA-VTDA ausgleichen muss, was umgekehrt erfordert, dass das IV-VTDA-System eine viel bessere Niedigkontrast-Auflösung als ein IA-VTDA-System haben muss.
Es gibt zwei IV-Injektionsprotokolle. Eines ist die zentrale IV-Injektion die an der vena cava in der Nähe des rechten Vorhofs durchgeführt wird. Die andere ist die periphere IV-Injektion, die durch die antecubital fossa oder andere periphere Venen durchgeführt wird. Falls notwendig, kann in beide antecubital fossae Venen simultan injiziert werden, um sogar noch höhere Raten einer Kontrast-Regulierung intravenös zu erreichen. Die Injektion kann mit einem Injektor durchgeführt werden und die Kontrastlösung kann aus jodierten Kontrastmaterialien bestehen.
Andere Modalitäten, wie z. B. eine spiralförmige CT, magnetische Resonanz-Angiografie (MRA) und Ultraschall (US), können eventuell auch für die angiografische 3D-Bilderzeugung, verwendet werden. Jedoch ist die IV-VTDA allen drei dieser Modalitäten klar vorzuziehen.
Eine Spiral-CT-Angiografie (CTA) besitzt, obwohl sie sich für die Bestimmung einer cerebrovaskulären und arto iliac Erkrankung als nützlich erwiesen hat, einige Hauptnachteile, wenn man sie mit der IV-VTDA vergleicht. Als erstes begrenzt die lange Volumen-Abtastung der CTA die Menge der Kontrastinjektion und es erfordert ein mindestens 30 Sekunden langes Atemanhalten vom Patienten. Daher ist die CTA empfindlicher gegenüber einer Bewegung des Patienten, als die IV-VTDA-Methoden. Auch ist infolge von Sondenbelastungs-Beschränkungen die Auflösung in der Sektionsrichtung der CTA praktisch begrenzt und eine Kleingefäß-Auflösung kann durch partielle Volumeneffekte beschränkt sein. Eine IV-VTDA erfordert andererseits eine viel kürzere Volumen-Abtastzeit, was eine höhere Kontrastmittel-Injektionsrate gestattet, sodass ein viel höheres IV-injiziertes Jodsignal erreicht werden kann, was eine bessere Bildqualität bewirkt, weniger Kontrastmittel und eine viel kleinere Sonden-Belastung erfordert. Daher kann, verglichen mit CTA-Methoden, eine IV-VTDA ein viel größeres Segment des Körpers in der zu den Schnitten orthogonalen Richtung mit einer einzigen Injektion abdecken, als eine konventionelle CTA.
Es wird darüber nachgedacht, dass die Verwendung eines IV-VTDA zur Bilderzeugung eines Körpers eines Patienten signifikante Vorteile gegenüber den Bildern, die von den aktuellen CTA-Methoden erzeugt werden, bewirkt. Eine IV-VTDA ist folglich für eine Querschnitts-Pulmonalangiografie überlegen, weil sie ein kürzeres Atemanhalten erfordert, ebenso wie die isotrope Auflösung, die sie erreicht. Darüber hinaus kann eine IV-VTDA auch für die Angiografie der unteren Extremitäten verwendet werden, während eine Spiral-CTA wegen der begrenzten Sonden-Kapazität und einer Gesamtmenge von Kontrastmittel, das dem Patient sicher appliziert werden kann, nicht verwendet werden kann.
Die MRA hat sich bereits für die Bestimmung einer vaskulären Erkrankung als nützlich erwiesen. Jedoch besitzen die aktuellen MRA-Methoden einige Defizite einschließlich einer begrenzten räumlichen Auflösung, einer Stenose-Überbewertung und andere Artefakte, besonders an Bereichen mit Durchflussstörungen, Kompromisse zwischen einer Maximierung des Sichtfelds (FOV), einem Störpegelabstand und räumlicher Auflösung und relativ langen Abtastzeiten, was sie empfindlich für eine Bewegung des Patienten macht. Während viele Versuche unternommen wurden, um diese Probleme zu lösen, wird, selbst wenn sie schließlich gelöst sind, das IV-VTDA-System und Verfahren der vorliegenden Erfindung billiger sein. Die IV-VTDA kann ebenfalls für Patienten mit Kontraindikationen bezüglich einer MR-Abtastung, wie z. B. Klaustrophobie, Herzschrittmachern, Gehirnaneurysma-Clips, implantierten Defibrillatoren, einer vorausgehenden Operation mit Metallimplantaten oder einer früheren Verletzung mit Metallfragmenten verwendet werden und erlaubt gleichfalls eine Visualisierung im Innern von metallischen, endovaskulären Stents.
Ein transcutaner, duplex Ultraschall (US) besitzt die Vorzüge einer nicht-invasiven Echtzeit-Bilderzeugung, die eine Spektral-Information in einer relativ billigen Einheit bereitstellt, während auch eine extraluminale Information geliefert wird. Jedoch besteht, verglichen mit der IV-VTDA, eine prinzipielle Beschränkung des Ultraschalls darin, dass ein geeignetes akustisches Fenster benötigt wird. Dazwischenkommende Luft oder ein Knochen verhindern die Erfassung einer diagnostischen Information an einer beträchtlichen Anzahl potenzieller, vaskulärer Stellen. Aus diesem Grund besitzt der Ultraschall eine primär-diagnostische Rolle in der Halsschlagader und Arterien der unteren Extremitäten, ist aber nicht verwendbar beim erwachsenen Schädel (geschlossene Fontanelle) und zentralen Brustbereichen und begrenzt in seiner Anwendung im Unterbauch. Darüber hinaus verdeckt eine Kalkablagerung oftmals gerade an der Stenose eine Visualisierung. Andere Nachteile des Ultraschalls umfassen eine begrenzte FOV, Abhängigkeit vom Doppler-Winkel, Abhängigkeit vom Geschick des Bedieners und das Unvermögen, eine Total-Okklusion von einer schweren Stenose zu unterscheiden, ebenso wie eine schlechte 3D-Darstellung der Anatomie zur chirurgischen Vorplanung.
ZUSAMMENFASSUNG UND ZIELE DER ERFINDUNG
Im Hinblick auf Obiges, sollte es offensichtlich sein, dass noch immer ein Bedarf beim Stand der Technik nach einem Verfahren und einer Vorrichtung besteht, um ein 3D-Bild aus zweidimensionalen Projektionen zu erzeugen, die mit einem Röngten-Kegelstrahl-Volumen-CT und SPECT-Scannern erfasst wurden, sodass exakte Rekonstruktionen ohne Bildunschärfe oder Verzerrung erzeugt werden. Es ist daher ein primäres Ziel dieser Erfindung, eine Vorrichtung bereitzustellen, um eine exakte 3D-Rekonstruktion aus 2D-Projektionen zu erreichen, die mit einem Kegelstrahl-Volumen-CT und SPECT-Scannern erhalten wurden, die durch das Fehlen einer Bildunschärfe und einer Verzerrung gekennzeichnet ist.
Insbesondere ist es ein Ziel dieser Erfindung, eine Vorrichtung für ein neues Verfahren für eine Kegelstrahl-Rekonstruktion bereitzustellen, das eine Kreis-Plus-Bogen-Datenerfassungsgeometrie verwendet, um einen vollständigen Datensatz bereitzustellen, sodass eine exakte 3D-Rekonstruktion bei Verwendung einer Kegelstrahl-Röntgenquelle und eines 2D-Detektors mit einem konventionellen CT-Scanner-Gerüst erreicht werden kann.
Noch spezifischer ist es ein Ziel dieser Erfindung, eine Kreis-Plus-Bogen-Datenerfassungsgeometrie für eine Verwendung mit einem Volumen-CT-Scanner bereitzustellen, der eine Kegelstrahl-Röntgenquelle und einen 2D-Detektor verwendet, bei dem ein normales CT-Gerüst ohne einen mechanischen Aufwand verwendet wird, um exakte 3D-Rekonstruktionen eines Objekts zu erhalten.
Kurz beschrieben, werden diese und andere Ziele der Erfindung durch eine Vorrichtung gemäß Anspruch 1 und Anwendung eines neuen analytischen Kegelstrahl-Rekonstruktionsalgorithmus erreicht, der eine Kreis-Plus-Bogen-Datenerfassungsgeometrie verwendet, um einen vollständigen Datensatz bereitzustellen, sodass eine exakte 3D-Rekonstruktion, selbst in Fällen bei denen Feldkamp's Algorithmus schwer versagt, erreicht wird. Das neuartige, hier offenbarte Datenerfassungsschema wird auf einem Volumen-CT-Scanner angewendet, der eine Kegelstrahl-Röntgenquelle und einen 2D-Detektor, wie z. B. einen Selen- oder Silizium-Dünnfilm-Flachbild-Röntgenschirm verwendet. Das Kreis-Plus-Bogen-Datenerfassungsschema wird implementiert durch Erfassung eines Satzes von Kegelstrahl-Projektionen, während sich eine Röntgen-Röhre und ein Detektor auf einem normalen CT-Gerüst drehen und dann ein weiterer Satz von Projektionen erfasst wird, während das Gerüst um einen kleinen Winkel von ca. ± 15° bis ca. ± 30° mit der Röntgen-Röhre und dem Detektor, die auf dem Gerüst befestigt sind, gekippt wird. Dieses Abtastverfahren wird auf einem normalen CT-Gerüst ausgeführt, ohne einen mechanischen Aufwand einzuführen und erreicht exakte 3D-Rekonstruktionen eines Objekts mit einem Durchmesser von 25–40 cm.
In der Praxis kann die Bogenlänge und Bogen-Abtastrate (z. B. um 50%) reduziert werden, ohne die Einleitung von irgendwelchen offensichtlichen Artifakten und einzig mit einer praktisch akzeptablen Verringerung der Rekonstruktionsgenauigkeit. Daher wird die Datenerfassungszeit auf dem Bogen durch Verringerung der Bogenlänge oder Bogen-Abtastrate signifikant reduziert, mit dem Ergebnis, dass die gewünschte 3D-Bildrekonstruktion in kürzerer Zeit berechnet werden kann.
Die vorliegende Erfindung wird angewendet, in dem zuerst die Kegelstrahl-Projektionsdaten von einem Volumen-CT oder SPECT- Scanner erhalten werden. Danach werden diese Projektionsdaten vorgewichtet und die partiellen Ableitungen der vorgewichteten Projektionsdaten berechnet. Als Nächstes werden die berechneten partiellen Ableitungen in die erste Ableitung der Radon-Transformation sowohl für die kreisförmigen Orbitdaten als auch die Bogen-Orbitdaten umsortiert (rebinned). Die zweite partielle Ableitung der Radon-Transformation wird danach berechnet. Schließlich werden die rekonstruierten 3D-Bilder durch Rückprojektion unter Verwendung der inversen Radon-Transformation erhalten.
Im Hinblick auf die vorausgegangene Erläuterung bezüglich der Notwendigkeit einer genauen Beurteilung einer Atherosklerose-Erkrankung und den Beschränkungen der aktuellen Methoden zur Untersuchung der meisten Patienten nach einer vasculären Erkrankung, sollte es offensichtlich sein, dass auch noch eine Notwendigkeit im Stand der Technik nach einem Verfahren und einer Vorrichtung zur Erzeugung eines 3D-Bilds einer vaskulären Anatomie unter Verwendung von IV-Injektionen und eines volumentomografischen, digitalen Angiografie-Bilderzeugungssystems besteht, das einen Röntgen-Kegelstrahl-Volumen-CT-Scanner verwendet. Es ist daher ein primäres Ziel dieser Erfindung, ein System zur Verwendung von Kegelstrahl-Volumen-CT-Methoden bereitzustellen, um eine direkte, unzweideutige und genaue 3D-Stenosemessung und anderer Unregelmäßigkeiten und Missbildungen im Zusammenhang mit einer vaskulären Erkrankung herzustellen, die nur eine einzige IV-Injektion von Kontrastmittel erfordert und somit die Zudringlichkeit der Prozedur verringert.
Noch genauer ist es ein zusätzliches Ziel dieser Erfindung, ein System für eine intravenöse, volumentomografische, digitale Angiografie bereitzustellen, bei dem eine direkte, unzweideutige und genaue 3D-Messung einer vaskulären Erkrankung unter Verwendung eines Röntgen-Kegelstrahl-Volumen- CT-Scanners erhalten wird und somit die Prozedurdauer reduziert wird, während gleichzeitig eine wesentliche Reduzierung der gesamten Röntgenbelastung des Patienten bereitgestellt wird.
Kurz beschrieben, werden diese und andere Ziele der Erfindung durch die Verwendung eines Röntgen-Kegelstrahl-Volumen-CT-Scanners erreicht, der einen neuen analytischen Kegelstrahl-Rekonstruktionsalgorithmus mit einer Kreis-Plus-Bogen-Datenerfassungsgeometrie verwendet, um einen vollständigen Datensatz bereitzustellen, sodass ein exaktes 3D-Bild einer vaskulären, erkrankten Anatomie unter Verwendung nur einer einzigen IV-Injektion von Kontrastmittel erhalten wird. Die hier offenbarte, neuartige IV volumentomografische, digitale Angiografie-Vorrichtung wird durch Verwendung eines Volumen-CT-Scanners erreicht, der eine Kegelstrahl-Röntgenstrahlenquelle und einen 2D Detektor, wie z. B. eine Selen-Silizium-Dünnfilm-Flachbild-Röntgenröhre verwendet, die eine hohe Auflösung, hohe Bildfolge und einen hohen Aussteuerungsbereich erreicht, während sie gleichzeitig nur eine kleine Bildverzögerung und eine exzellente Linearität besitzt. In einer alternativen Ausführungsform wird eine computergesteuerte/-geregelte Tischbewegung eingesetzt und mit den Röntgenaufnahmen synchronisiert, sodass eine Kreis-Plus-Gerade-Kegelstrahlgeometrie (circle-plus-a straight line cone beam geometry) verwendet wird, um die Berechnungseffizienz zu optimieren.
Die vorliegende Erfindung wird angewendet, indem zuerst eine Kontrastflüssigkeit unter Verwendung eines Injektors in die Patientenvene injiziert wird. Danach wird der interessierende Bereich des Körpers des Patienten unter Verwendung des hier beschriebenen volumentomografischen, digitalen Angiografiesystems gescannt. Die somit erhaltenen Projektionsdaten werden danach vorgewichtet und die partiellen Ableitungen der vorgewichteten Projektionsdaten berechnet. Die restlichen, oben in Verbindung mit einem Aufbau eines Bildes von einem Volumen-CT oder SPECT-Scanner beschriebenen Schritte werden danach angewendet, um die vaskulären 3D-Bilder zu erzeugen, die für einen diagnostischen und therapeutischen Gebrauch von Interesse sind.
Mit diesen und anderen Zielen, Vorteilen und Eigenschaften der Erfindung, was nachstehend ersichtlich wird, kann die Eigenschaft der Erfindung noch klarer, mit Bezug auf die nachfolgende, detaillierte Beschreibung der Erfindung, den anliegenden Ansprüchen und den verschiedenen hier beigefügten Zeichnungen verstanden werden.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG
1 ist eine Zeichnung, die die Geometrie des Kreis-Plus-Bogen-Orbits zeigt, die von der vorliegenden Erfindung verwendet wird;
2 ist eine Zeichnung der Kegelstrahl-Geometrie, wie sie in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung verwendet wird;
3 ist eine Zeichnung der Radon-Transform-Geometrie, wie sie in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung verwendet wird;
4 ist eine Zeichnung der Kegelstrahl-Geometrie, die die Schnittfläche einer Radon-Ebene zeigt;
5 ist ein Diagramm, das Projektionsdaten aus dem kreisförmigen Orbit zeigt;
6 ist ein Diagramm, das Projektionsdaten aus den Bogen-Orbits zeigt;
7 ist eine Zeichnung der Geometrie eines Defrise-Phantom- und Bogen-Orbits;
8 ist ein Ablaufdiagramm, das die Schritte zeigt, die bei der Konvertierung der Projektionsdaten von einer Volumen-CT-Scannervorrichtung auf die Kegelstrahl-Rekonstruktionsmatrix und ein erwünschtes 3D-Tomografie-Display ausgeführt werden; und
9 ist ein schematisches Blockdiagramm, das die Verwendung des erfinderischen, intravenösen, volumentomografischen Angiografie-Bilderzeugungssystems zeigt.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Die folgende Beschreibung der theoretischen Untermauerungen der vorliegenden Erfindung wird zu Hintergrundzwecken bereitgestellt.
Wie oben beschrieben, ist die Erfindung auf eine Vorrichtung zur Kegelstrahl-Tomografie gerichtet, die die Verarbeitung von Projektionsdaten gestattet, die hier beschrieben wird, um eine artefaktfreie Rekonstruktion eines 3D-Bildes zu liefern.
In der Kegelstrahl-Tomografie muss eine ausreichende Datenbedingung erfüllt sein, um exakte 3D Rekonstruktionen zu erhalten. Tuy zeigte auf, dass die ausreichende Datenbedingung erfordert, dass jede Ebene, die durch ein Objekt verläuft, den Orbit des Brennpunkts schneidet. Tatsächlich erfüllen orthogonale Kreise, ein orthogonaler Kreis-und-Linie und ein spiralförmiger Orbit alle Tuy's ausreichende Datenbedingungen für exakte 3D-Rekonstruktionen. Jedoch tut das ein einziger kreisförmiger Orbit nicht, weil parallele Ebenen zum kreisförmigen Orbit keine Brennpunkte auf dem Orbit enthalten. In der vorliegenden Erfindung wird eine Kombination eines kreisförmigen Orbits und eines kleinen Bogenorbits verwendet. Wie in 1 gezeigt, ist die Ebene des Bogenorbits senkrecht zum kreisförmigen Orbit und die zwei Orbits schneiden sich am Mittelpunkt des Bogens. Es wird angenommen, dass die zwei Orbits konzentrisch zum Punkt O sind und deshalb den gleichen Radius D besitzen (konzentrisch zu sein, wird für die Einfachheit der mathematischen Ableitung angenommen). Die Einführung des Bogenorbits liefert Brennpunkte für die Ebenen, die den kreisförmigen Orbit nicht schneiden werden. Es wird gleichfalls angenommen, dass die Objektfunktion ƒ(x →) eine endliche Grenze besitzt.
Eine Extremsituation für den Kreis-plus-Bogen-Orbit ist die, dass der Bogen sich zu einem ganzen Kreis ausdehnt und dadurch zwei orthogonale Kreise bildet. In diesem Fall muss der Radius R der Kugel, die die Objektfunktion ƒ(x →) einschränkt, diese Ungleichung erfüllen: D ≥ √2R. (1)
Wie in 1 gezeigt, sollte der Kegelstrahl, der vom Punkt S ausgeht, das Objekt vollständig bedecken, z. B.,
wobei D der Radius des kreisförmigen Orbits und γ_min der minimal erforderliche Kegelwinkel ist. Um Tuy's ausreichendes Datenbedingungstheorem zu erfüllen, sollte der Bogenorbit Brennpunkte für Ebenen liefern, die den kreisförmigen Orbit nicht schneiden werden. Die äußerste dieser Ebenen verläuft tangential sowohl zum kreisförmigen Orbit als auch der Kugel mit Radius R, die das Objekt einschränkt und senkrecht zum Bogenorbit steht. Wenn der den minimalen Bogen umspannende Winkel dann aus der in 1 gezeigten Geometrie durch δ_min repräsentiert wird, folgt daraus, dass die unten folgende Ungleichung erfüllt werden sollte:
Die Ungleichungen 2 und 3 garantieren, dass jede Ebene, die das Objekt schneidet, entweder auch den kreisförmigen oder den Bogenorbit schneidet und daher die ausreichende Datenbedingung liefert. Folglich sollte der minimale umspannende Winkel des Bogenorbits nicht kleiner als zweimal der minimale Kegelwinkel sein.
Die Kegelstrahl-Projektionen und die 3D-Radon-Transformation eines Objekts werden nun bezüglich des in dieser Anwendung definierten Koordinatensystems ausgedrückt. Die Kegelstrahl-Geometrie ist in 2 gezeigt und definiert.
Im in 2 gezeigten räumlichen 3D-Raum ist der Punkt O der Ursprung des Koordinatensystems und O →S = (Φ →) ist der geometrische Vektor des Kegelstrahl-Brennpunkts S. Zum Zwecke der nachstehenden Erörterung, wird es eine mathematische Ableitung vereinfachen, wenn die Detektorebene ξ so definiert ist, dass ξ senkrecht zum Vektor O →S ist und immer den Punkt O enthält. Diese Vereinbarung wird überall in dieser Beschreibung verwendet werden. Also ist Punkt A irgendein Punkt in der Detektorebene und β ^ der Einheits-Richtungsvektor von S →A.
In 2 wird auch ein örtliches Cartesian-Koordinatensystem uvw – O definiert. Die u-Achse stimmt mit dem Vektor O →S überein und die v-Achse und w-Achse befinden sich in der Detektorebene ξ(Φ →). Dξiese örtlichen Koordinaten werden hierin später in Verbindung mit der von Grangeat entwickelten Formel erörtert.
Kegelstrahl-Projektionen werden im Allgemeinen als Linienintegrale definiert. Wenn das Objekt etwa durch die Funktion ƒ(x →), x → ∊ R³ gekennzeichnet ist, kann die Kegelstrahl-Projektion g dieses Objekts ausgedrückt werden als:
Wobei β ^ auch der Richtungsvektor entlang dem Strahl des Linienintegrals genannt wird.
Die Radon-Transformation eines 3D-Objekts ist als Flächenintegrale definiert. Folglich besteht die Radon-Transformation aus Integralen der Objektfunktion ƒ(x →) in den Ebenen ζ(θ ^, ρ), wobei θ ^ der Normalenvektor der Ebene ζ und ρ der Abstand von der Ebene ζ zum Koordinatenursprung, dem Punkt O ist. Im in 3 gezeigten 3D-Cartesian-Raum kann jede Ebene ζ typisch durch einen Einheitsvektor θ ^ und einen Skalar ρ definiert werden. Folglich ist θ ^ = (sinθcosφ, sinθsinφ, cosθ), (5)der Normalenvektor zur Ebene ζ(θ ^, ρ) und ρ ist der Abstand von dieser Ebene zum Ursprung O des Koordinatensystems, θ ∊ [0, π), φ ∊ [0, π) und ρ ∊ (–∞, +∞). Die 3D-Radon-Transformation R eines Objekts ƒ(x →) ist als Flächenintegrale definiert:
wobei die δ-Funktion die 3D-Integration in der Ebene ζ(θ ^, ρ) einschränkt. Die Objektfunktion ƒ(x →) kann durch Verwendung der inversen 3D-Radon-Transformation exakt rekonstruiert werden:
wenn R (θ ^, ρ) für jedes (θ ^, ρ) auf einem Satz M bekannt ist:
Somit kann in der Kegelstrahl-Tomografie die 3D Rekonstruktion der Objektfunktion ƒ(x →) von seinen Kegelstrahl-Projektionsdaten erreicht werden, wenn die Beziehung zwischen diesen Projektionen und die 3D-Radon-Transformation R des Objekts aufgestellt wird.
P. Grangeat entwickelte in seinem Werk mit dem Titel Mathematical Methods in Tomography, G. T. Herman, A. K. Lewis, F. Natterer, Eds., Lecture Notes in Mathematics, No. 1497, pp 66–97, Springer Verlag 1990, eine exakte Formel, um die Beziehung zwischen den Kegelstrahl-Projektionen g(Φ →, β →) der Objektfunktion ƒ(x →) und die erste Ableitung ihrer 3D-Radon-Transformation R(θ ^, ρ) aufzustellen. Diese Formel wird hier auf der Basis des in dieser Beschreibung definierten Koordinatensystems eingeführt.
Es wird nun auf 4 Bezug genommen, in der die Detektor-Ebene ξ derart definiert ist, dass ξ senkrecht zum Vektor O →S = (Φ →) steht und immer den Punkt O enthält, der der Ursprung des in den 2 und 4 gezeigten Koordinatensystems ist. Daher ist die Ebene ξ eindeutig durch den Vektor Φ →, i.e., ξ = ξ (Φ →) definiert.
Die Richtungen der v-Achse und der w-Achse des lokalen Detektor-Koordinatensystems uvw – O sind beliebig, aber normalerweise nehmen Sie die physikalischen Richtungen des Detektor-Arrays ein. Die Radon-Ebene ζ(θ ^, ρ), in der das Flächenintegral erfolgt, geht durch den Brennpunkt S und schneidet die Detektor-Ebene ξ(Φ →) an der Linie D₁D₂.
Wie in 4 gezeigt, wird ein weiteres, lokales Cartesian-Koordinatensystem upq – O mit der Drehung der v-Achse und der w-Achse um die u-Achse durch einen Winkel α definiert, wobei α
ist. Die p-Achse sollte senkrecht zur Linie D₁D₂ sein und ihr Schnittpunkt ist C. Der Punkt A kann irgendwo auf der Linie D₁D₂ angeordnet sein und wird der Koordinate (0, p, q) im upq-O-Koordinatensystem zugeordnet. Daher kann die Projektion der Objektfunktion ƒ(x →) entlang der Linie SA in den lokalen upq-O-Koordinaten ausgedrückt werden als:
Nachdem die Kegelstrahl-Geometrie und 3D-Radon-Ebene definiert ist, kann Grangeat's Formel ausgedrückt werden als:
Sowohl Φ → als auch p in Gleichung 9 sind Funktionen von θ ^ und ρ und der Umsortierungs- (Rebinning-) Prozess ist erforderlich, um Φ → und p in den 3D-Radon-Raum zu transformieren.
Umsortieren (Rebinnen) zum Radon-Definitionsbereich
(1) Vorgewichtung der Kegelstrahl-Projektionen
Entsprechend Gleichung 9 sollte eine Vorgewichtung der Kegelstrahl-Projektionen vor dem Rebinning-Prozess durchgeführt werden. Die direkte Berechnung der Vorgewichtung kann durch Verwendung des lokalen uvw-O-Koordinatensystems erreicht werden, das zum Detektor-Array orientiert ist.
(2) Integration und partielle Ableitung
Wie im Anhang A gezeigt, ist die Beziehung zwischen der ersten Ableitung und den vorgewichteten Kegelstrahl-Projektionen gegeben durch:
Da die partiellen Ableitungen
und
auf der rechten Seite von Gleichung 10 nur einmal berechnet werden müssen, wird der Berechnungsaufwand signifikant reduziert. Durch Implementierung in die vorliegende Erfindung werden diese partiellen Ableitungen durch Faltung (unter Verwendung von FFT) eines 1D-Rampenfilters mit Guvw-o(Φ →, v, w) für einen fixierten (Φ →, w) beziehungsweise fixierten (Φ →, v) berechnet. Um die besten Ergebnisse zu erhalten, wird der Rampenfilter zuerst in den räumlichen Definitionsbereich implementiert, um jegliche dc-Veränderung zu vermeiden und dann mit einem Hamming-Fenster im Frequenz-Definitionsbereich multipliziert, um das Rekonstruktionsrauschen zu reduzieren. Ein Linienintegral-Algorithmus, auf der Grundlage einer linearen Interpolation zwischen Pixeln, wird für die Integrationsberechnung auf Gleichung 10 angewendet, wie im Artikel von Y. Wenig, u. a. mit dem Titel „A Recontruction Algorithm for Helical Cone-Beam SPECT", IEEE Transactions in Nuclear Science, Vol, No. 4, pp 1092–1101, August 1993, aufgezeigt.
(3) Der Rebinning-Prozess
Der Rebinning-Prozess bildet die Ergebnisse auf der rechten Seite von Gleichung 10 auf den Radon-Raum, z. B. von uvw-O-Koordinaten auf (Φ →, p)-Koordinaten ab. Ein Einheitsvektor θ ^ kann durch zwei Skalar-Parameter θ und φ, wie in Gleichung 5, ausgedrückt werden; folglich kann der Radon-Raum durch die drei Skalare θ, φ und ρ repräsentiert werden. In dieser Beschreibung sind θ, φ und ρ alle linear in 256 Stufen im Definitionsbereich quantisiert.
Jeder Punkt (θ, φ, ρ) im Radon-Definitionsbereich wird danach zurück auf den Projektionsdefinitionsbereich (Φ →, v, w) abgebildet und die Interpolation wird im Projektionsdefinitionsbereich durchgeführt. Für diesen Zweck wurde ein neuer Satz von Rebinning-Gleichungen für den Kreis und Bogenorbit gesondert abgeleitet. Im oben zitierten Artikel haben Weng u. a. ein Verfahren vorgeschlagen, in dem die Parameter p, α und β diskret sind und die Interpolation im 3D-Radon-Raum durchgeführt wird. Obwohl ein solcher Prozess für einen spiralförmigen Orbit geeignet ist und die Berechnungsbelastung reduzieren kann, ist er nicht für die Kreis-plus-Bogen-Orbitgeometrie der vorliegenden Erfindung geeignet, weil die finiten Quantelungsstufen p, α und β eine große Unstetigkeit in den Radon-Definitionsbereich einbringen und daher sich in den rekonstruierten Bildern schwerwiegende Artefakte zeigen.
(a) Rebinnen aus dem kreisförmigen Orbit
Wie in 5 gezeigt, besitzt jede Radon-Ebene, die den kreisförmigen Orbit schneidet, zwei Schnittpunkte, außer wenn die Radon-Ebene tangential zum kreisförmigen Orbit verläuft. Jeder Schnittpunkt repräsentiert eine entsprechende Schnittpunkt-Position. Um die Qualität der rekonstruierten Bilder zu verbessern, werden beide Projektionen von den zwei Brennpunkten verwendet. Als erstes werden die zwei Schnittpunkte B₁ bzw. B₂ bezeichnet und die Positionsanordnung für B₁ → B₂ → O ist linksherum. Zweitens ist der Winkel zwischen OB →, und der x-Achse β₁ und der zwischen OB →₂ und der x-Achse ist β₂. Dann können für einen vorgegebenen Punkt (θ, φ, ρ) im Radon-Raum β₁ und β₂ direkt aus dem Koordinaten des Punktes B₁ bzw. des Punktes B₂ berechnet werden. Wie im Anhang B abgeleitet, können p und α für ein vorgegebenes θ, φ und ρ für β₁ exakt gelöst werden:
und für β₂:
Wenn folglich θ, φ, ρ und β für ein vorgegebenes (θ, φ, ρ) diskrete Parameter im Radon-Raum sind, muss nur eine 1D-Interpolation bezüglich β für den Rebinning-Prozess berechnet werden, was die Interpolationsfehler bedeutend reduziert. Um von den oben genannten Lösungen den Bereich zu finden, wo die Projektionsdaten vom kreisförmigen Orbit zum Radon-Raum beitragen können ist:
z. B.,
was der mathematische Beweis ist, warum ein einziger kreisförmiger Orbit Tuy's ausreichende Datenbedingung nicht erfüllt.
(b) Rebinning vom Bogen-Orbit
Aus Gleichung 13 ist ersichtlich, dass der Bereich des Radon-Raums, der die Projektionsdaten zum Bogen-Orbit beitragen kann, ist:
Mit Bezug auf 6 ist ersichtlich, dass der Bogen-Orbit aus der Drehung des Brennpunkts S mit einem Winkel β um die y-Achse entsteht und O →S als die u-Achse definiert ist. Wie im Anhang C abgeleitet, können p und α für ein vorgegebenes (θ, φ, ρ) exakt gelöst werden:
Noch einmal, nur die 1D-Interpolation bezüglich β muss für die diskreten Werte der Parameter θ, φ, ρ und β berechnet werden.
(4) Rekonstruktion der Objektfunktion
Nach der ersten Ableitung der Radon-Transformation wird
aus dem Rebinning-Prozesskann erhalten und die zweite Ableitung kann durch Faltung von
mit einem 1-D Rampenfilter fertig gestellt werden. Um die besten Resultate zu erhalten, wird der Rampenfilter zuerst in den räumlichen Definitionsbereich implementiert, um jegliche dc-Veränderung zu vermeiden und dann mit einem Hamming-Fenster im Frequenz-Definitionsbereich multipliziert, um das Rekonstruktionsrauschen zu reduzieren. Die Objektfunktion kann dann durch Verwendung einer Rückprojektion, wie in Gleichung 7 angegeben, rekonstruiert werden.
Es wird nun auf 8 Bezug genommen, die ein Ablaufdiagramm ist, das die ausgeführten Schritte beim Konvertieren der Projektionsdaten einer CT-Scanner-Vorrichtung auf das erwünschte 3D-Display zeigt, wobei im ersten Schritt 800 der Kegelstrahl-Projektionsdatensatz von einem Volumen-CT-Scanner erhalten wird. Dann wird der Projektionsdatensatz guvw-o(Φ →, v, w) unter Verwendung von Gleichung 10 vorgewichtet, um den vorgewichteten Projektionsdatensatz Guvw-o(Φ →, v, w) im Schritt 802 zu erhalten. Danach werden im Schritt 804 die partiellen Ableitungen
und
berechnet. Im Schritt 806 werden die Ergebnisse der im Schritt 804 erhaltenden partiellen Ableitungen verwendet, um den Datensatz vom kreisförmigen Orbit unter Verwendung der Gleichungen 10, 11a, 11b, 12a und 12b umzusortieren (zu rebinnen). Am Schritt 808 werden die im Schritt 804 berechneten partiellen Ableitungen verwendet, um einen Datensatz vom Bogen-Orbit unter Verwendung der Gleichungen 10, 15a und 15b zu rebinnen.
Im Schritt 810 werden die Ergebnisse aus dem Rebinnen der kreisförmigen und Bogen-Orbits verwendet, um die partiellen Ableitungen
zu erhalten. Als Nächstes wird die zweite partielle Ableitung
im Schritt 812 berechnet. Danach wird am Schritt 814 der Rückprojektions-Datensatz unter Verwendung von Gleichung 7 berechnet. Schließlich wird am Schritt 816 das 3D-Bild angezeigt.
Bei einem Standard-CT wird eine 3D-Rekonstruktion durch Stapelung einer Serie von Schnitten erhalten. Bei einem Volumen-CT kann eine direkte Rekonstruktion eines Objekts erhalten werden. Es wird nun auf 9 Bezug genommen, in der gezeigt ist, wie das Kegelstrahl-Tomografiesystem 900 der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann, um eine direkte 3D-Rekonstruktion eines Objekts zu erhalten. Es sollte so verstanden werden, dass die Volumen-CT-Scanner-Vorrichtung 900 in vereinfachter Form eines Blockdiagramms dargestellt ist. Die Erfindung kann vorzugsweise in Verbindung mit einer solchen Volumen-CT-Scanner-Vorrichtung verwendet werden, um eine 3D-Rekonstruktionsmatrix eines Objekts zu erzeugen. Auf der Basis der 3D-Rekonstruktionsmatrix kann die gewünschte dreidimensionale Anzeige erhalten werden.
Eine Volumen-CT-Scanner-Vorrichtung untersucht einen Körper P, der auf einem motorisierten Tisch 906 ruht, unter Verwendung eines kegelförmigen Strahlungsstrahls, der eine Reihe von Wegen über den Körper durchläuft. Wie in 9 gezeigt, sind eine Röntgenstrahl-Quelle 910 und ein 2D-Detektor 911 auf einem Gerüstrahmen 902 montiert, der sich um den zu untersuchenden Körper P dreht. Die Betriebsspannung für die Röntgenstrahl-Quelle wird von einem konventionellen Hochspannungsgenerator 908 derart erhalten, dass die Röntgenstrahl-Quelle 910 den gewünschten kegelförmigen Strahlungsstrahl herstellt, wenn die Hochspannung auf sie angelegt ist. Der Hochspannungsgenerator 908 wird von einer Stromquelle 918 über einen Schalter 916 eingeschaltet.
Ein erster Motor 912 wird von der Stromquelle 918 ebenfalls mit Energie versorgt, sodass er den Gerüstrahmen 902 in seinem Orbit um den Körper, zum Beispiel wie durch die dem. Rahmen benachbarten Pfeile gezeigt, im Uhrzeigersinn antreibt. Die Stromquelle 918 wird mittels eines Schalters 920 oder anderen konventionellen Steuerungs-/Regelungsvorrichtungen angeschaltet, um eine Messungssequenz zu initiieren. Ein Geschwindigkeitsteuerung-/Regelungsschaltkreis 914 wird verwendet, um die Drehgeschwindigkeit des Gerüstrahmens 902 zu steuern/zu regeln und um ein Ausgabe-Steuerungs-/Regelungssignal bereitzustellen, das anzeigt, wenn die Geschwindigkeit des Motors 912 auf dem gewünschten Niveau ist, um Messungen vorzunehmen. Die Ausgabe von der Drehsteuerung-/Regelung 914 kann auch dazu verwendet werden, um den Schalter 916 zu betätigen, sodass der Hochspannungsgenerator 908 nur angeschaltet wird, wenn der Gerüstrahmen 902 mit der gewünschten Geschwindigkeit angetrieben wird, um Messungen vorzunehmen.
Um die Bogen-Messungen, wie zuvor erläutert, zu erhalten, wird eine Kippsteuerung-/Regelung 915 verwendet, um zu bewirken, dass der Gerüstrahmen 902 um einen relativ kleinem Winkel von ± 15° bis ± 30° von einer Einrichtung des Gerüstrahmen-Kippmotors 913 gekippt wird. Dieses Kippen erlaubt die Erfassung von Bogen-Projektionsdaten auf dem senkrechten Bogen. Diese Geometrie hat einen kompletten Datensatz für ein Objekts mit einem Durchmesser von 25 bis 40 cm zur Folge, was einem 37 bis 60 cm großen Feld an den Detektoren 911 mit einer Vergrößerung von 1,5 entspricht. Obwohl das Kippen des Rahmens 902 in einem Standard-CT-Rahmen gewöhnlich verfügbar ist, um Bogen-Projektionen zu erhalten, muss eine minimale Modifikationen eines Standard-CT-Rahmens vorgenommen werden, sodass das Kippen des Rahmens, eine Röntgen-Aufnahmezeit und die Projektionserfassung vom System-Steuerungs-/Regelungscomputer 924, wie in 9 gezeigt, synchronisiert werden. Der System-Steuerungs-/Regelungscomputer 924 bewirkt auch, die Bewegung des motorisierten Untersuchungstischs 906 in Bezug auf den Gerüstrahmen 902 zu steuern/zu regeln, um eine Kreis-Plus-Linien-Geometrie, wie hier noch später beschrieben, anzuwenden.
Zusätzlich zum oben beschriebenen Verfahren um Kreis- und Bogen-Projektionen alternativ zu erhalten, kann die Kreis-plus Bogen-Geometrie auf eine der zwei folgenden Arten implementiert werden. In der ersten und bevorzugten der zwei Verfahren wird das Gerüst 902 um einen kleinem Winkel (+ 15° bis + 30°) gekippt und dann werden die Röntgenröhre 910 und der 2D-Detektor 911 gedreht, während das Gerüst 902 gekippt ist. Ein halber Satz von Bogen-Projektionen wird nur erfasst, wenn die Röntgenröhre 910 und der 2D-Detektor 911 sich auf einem Drehwinkel von 0° befinden. Wenn der gekippte Winkel Null wird, werden die kreisförmigen Projektionen an den vorgegebenen Drehwinkel-Positionen erfasst. Wenn die kreisförmige Projektionserfassung beendet ist, wird der Rahmen 902 auf –15° bis –30° gekippt. Ein weiterer halber Satz von Bogen-Projektionen wird nur erfasst, wenn die Röntgenröhre 910 und der 2D-Detektor 911 sich auf dem Rotationswinkel von 0° befinden.
Das zweite, alternative Verfahren besteht darin, ein Standard-CT-Gerüst so zu modifizieren, dass zwei kurze Bogen-Orbits zum Gerüst hinzugefügt werden und die Röntgenröhre 910 und der 2D-Detektor 911 auf dem Bogen bewegt werden können, um die Bogen-Projektionen zu erfassen und auf dem Kreis bewegt werden können, um die Kreis-Projektionen zu erfassen. Ein Bogen bildet den Orbit der Röntgenröhre 910 und der andere Bogen ist der Orbit des 2D-Detektors 911. Die zwei Bogen-Orbits werden um 180°, wie in 6 gezeigt, voneinander montiert. Die Röntgenröhre 910 und der 2D-Detektor 911 werden synchron auf dem Bogen-Orbit bewegt, um Bogen-Projektionen zu erfassen. Danach werden die Röntgenröhre 910 und der 2D-Detektor 911 auf dem Rahmen gedreht, um Kreis-Projektionen zu erfassen.
Auf den Gerüstrahmen 902 ist ein 2D-Detektor 911 gegenüber der Röntgen-Quelle 910 montiert, der einen dynamischen Bereich gleich oder größer als 1000:1 und eine Bildverzögerung von weniger als 10% hat, zum Beispiel ein Selen-Dünnfilm-Transistor-(STFT) Array oder ein Silicon-STFT-Array, um 2D-Projektionen bereitzustellen, die einem Röntgen-Abschwächungssignal-Muster entsprechen. Die Röntgen-Quelle 910 und der 2D-Detektor 911 sind auf den Gerüstrahmen 902 derart befestigt, dass sie sich beide synchron bewegen.
Der von der Röntgen-Quelle 910 erzeugte kegelförmige Strahlungsstrahl 904 wird durch den Körper oder ein Objekt probehalber projiziert. Der 2D-Detektorkegel misst die übertragene Strahlung entlang dem Satz von Strahlungsgängen über den Kegel hinweg.
Alternativ dazu können regelmäßige Serien von zweidimensionalen Detektoren (nicht gezeigt) nahe am Gerüstrahmen starr montiert werden, sodass bei Drehung des Gerüstrahmens der kegelförmige Strahlungsstrahl 904 probehalber durch den Körper P projiziert wird und nacheinander von jeder der Serien von Detektoren empfangen wird.
Eine 2D-Projektion-Erfassungssteuerung-/Regelung und A/D-Wandlereinheit 926, unter der Steuerung/Regelung der sequenziell vom System-Steuerungs-/Regelungscomputer 924, der die Uhr 922 enthält, erhaltenen Scanner-Impulse, empfängt eine Folge von Ausgaben, die verschiedenen Linien des 2D-Detektors entsprechen. Jede Linie des 2D-Detektors besteht aus vielen Detektionszellen (mindestens >100). Die Ausgabe jeder Detektionszelle repräsentiert ein Linienintegral von messbaren Abschwächungswerten entlang einem der entsprechenden Strahlengänge. Der kegelförmige Strahl 904 schneidet einen Kegelwinkel ausreichend, um den gesamten Bereich von Interesse des Körpers ausreichend einzuschließen. Somit kann ein kompletter Scan des Objekts erstellt werden, indem lediglich der Gerüstkörper 902, der die Röntgen-Quelle 910 und den 2D-Detektor 911 trägt, den Körper umkreist, um die 2D-Projektionssignale an verschiedenen Winkelpositionen zu erfassen.
Die Analog/Digital-Wandlereinheit 926 dient dazu, die Projektionssignale zu digitalisieren und sie im 3D-Bild-Rekonstruktionsarray-Prozessor 928 und einer Speichereinheit 930 zu speichern. Das vom 3D-Bild-Rekonstruktionsarray-Prozessor 928 verwendete Verfahren ist der in dieser Anwendung beschriebene, erfundene Algorithmus. Der 3D-Bild-Rekonstruktionsarray-Prozessor 928 dient dazu, um die digitalisierten Projektionssignale in Röntgen-Abschwächungsdaten-Vektoren zu transformieren. Die Röntgen-Abschwächungsdaten-Matrix entspricht einer Röntgen-Abschwächung an verteilten Rasterorten im Körper-Gefäßstrang, der untersucht wird. Jedes Datenelement der Matrix repräsentiert einen Röntgen-Abschwächungswert und der Ort des Elements entspricht einem entsprechenden 3D-Raterort im Innern des Körpers.
Gemäß den zuvor erläuterten Prinzipien der Erfindung erhält ein Display-Prozessor 932 die als 3D-Abschwächungssignal-Bitmuster im Memory-Speicher 930 gespeicherten Daten, verarbeitet diese Daten wie oben, zum Beispiel wie in Verbindung mit 8 beschrieben und danach werden die gewünschten 3D-Bilder auf einer 3D-Display-Vorrichtung 934 angezeigt.
Der 3D-Rekonstruktionsarray-Prozessor 932 kann z. B. einen Arbeitsplatz des Modells ULTRA SPARC-1, erhältlich von Sun Microsystems Inc. aus Moutain View, Californien 94043, umfassen.
Das oben beschriebene und in 9 gezeigte Volumen-CT-Scannersystem kann auch dafür verwendet werden, um klinisch verwendbare vaskulare 3D-Bilder zu halten, um diagnostische und therapeutische Entscheidungen zu ermöglichen, wenn es als IV-VTDA-System verwendet wird.
Das IV-VTDA-System von 9 verwendet vorzugsweise, wenn es betrieben wird, um eine IV-VTDA-3D-Bilderzeugung durchzuführen, einen 2D-Detektor 911, wie z. B. einen Selen- oder Silikon-Dünnfilm-Transistor-(TFT) Flachscheiben-Detektor, der von Sterling Diagnostic Imaging, Inc. aus Newark, Delaware 19714 oder Varian Assosiates, Inc. aus Palo Alto, Californien 94304 (z. B. Modell VIP-540X/ARM TFT) erhältlich ist. Vorzugsweise ist ein solcher TFT-Detektor in der Lage, Projektionen mit einer Rate von 30 oder mehr Frames/Sekunde zu erfassen, wobei jeder Frame 512 × 512 × 12 oder mehr Datenbits enthält. Folglich kann unter Verwendung eines solchen Detektors ein einziger Volumenscan eines ausgewählten Objekts von Interesse innerhalb von ca. 5,0–8,0 Sekunden vervollständigt werden. Daher ist eine IV-VTDA relativ unempfindlich gegenüber Bewegungs-Artifakten.
Alternativ kann der 2D-Detektor 911 mit einem Bildverstärker (II) ausgebildet sein, der an ein ladungsgekoppeltes Bauelement (CCD), wie z. B. eine CCD-Kamera gekoppelt ist. Jedoch bietet ein wie oben beschriebener Flachscheiben-Detektor einen besseren Kontrast und eine räumliche Auflösung, ebenso wie eine bessere geometrische Genauigkeit, als ein Detektor, der auf einem Bildverstärker basiert. Wenn darüber hinaus ein auf einem II basierender Detektor, wie z. B. ein II-CCD-Detektor als der Detektor 912 verwendet wird, dann müssen Nadelkissen- und „S"-Verzerrungs-Algorithmen angewendet werden, um die Krümmung der Eingabefläche des II (Nadelkissenverzerrung) und das Erd-Magnetfeld (S-Verzerrung) nach zu korrigieren. Diese Algorithmen sind beim Stand der Technik bekannt. Siehe z. B. X. Wang und R. Ning, „Accurate and Efficient Image INtensifier Disortion Correction Algorithm for Volume Tomographic Angiography", Proc. SPIE 1997; 3032:427–440.
Drei verschiedene Datenerfassungsgeometrien können mit dem IV-VTDA-System der vorliegenden Erfindung, abhängig vom Kegelstrahl-Winkel, alternativ angewendet werden. Wenn der Kegelstrahl-Winkel kleiner als 5 Grad ist, kann eine einzige Kreis-Kegelstrahl-Datenerfassungsgeometrie, unter Verwendung von Feldkamp's Rekonstruktionsalgorithmus für 3D-Bildrekonstruktionen von vaskulären Strukturen verwendet werden. Wenn der Kegelstrahl-Winkel größer als 5 Grad ist, dann sollte das IV-VTDA-System der vorliegenden Erfindung entweder eine Kreis-plus-Bogen- oder eine Kreis-plus-Linie-Kegelstrahl-Datenerfassungsgeometrie verwenden, um einen vollständigen Projektionsdatensatz für die exakte 3D-Rekonstruktion der abgebildete,n vaskulären Strukturen zu erhalten.
Um eine exakte 3D-Rekonstruktion zu erhalten, wenn eine Kreis-plus-Bogen-Kegelstrahl-Datenerfassungsgeometrie verwendet wird, sollte der oben erläuterte Algorithmus in Verbindung mit einem Volumen-CT-Scannen angewendet werden. Die Kreis-plus-Linie-Kegelstrahl-Datenerfassungsgeometrie ist ein weiteres Verfahren, das verwendet werden kann, um das Problem der Unvollständigkeit von Projektionsdaten aus einer Einzelkreis-Kegelstrahlgeometrie zu lösen. Diese Geometrie entspricht einer Drehung der Röntgenröhre 910 und des 2D-Detektors 911 auf dem Gerüst 902 und danach der Erfassung der Linienprojektionen durch Drehung des Tisches 906. Ein geeigneter Algorithmus für die Kreis-plus-Linie-Kegelstrahl-Datenerfassungsgeometrie wurde von G. S. Zeng und G. T. Gullberg entwickelt und ist beschrieben in „An cone-beam tomography algorithm for orthogonal circle-and-line orbit", Phys. Med. Biol. 1992; 37:563–577 und wurde von H. Hu angewandt. Ein neuer Kegelstrahl-Rekonstruktionsalgorithmus für den Kreis-und-Linien Orbit ist, „Proceeding of 1995 Int'l Meeting on Fully 3D Image Reconstruktion in Radiology and Nuclear Medicine", pp 303–310.
Wie für den Durchschnittsfachmann ersichtlich, kann das IV-VTDA-System der vorliegenden Erfindung dazu verwendet werden, um vaskuläre Bilderzeugungsprozeduren des ganzen Körpers durchzuführen. Das IV-VTDA-System der vorliegenden Erfindung verwendet einen wirklich hohen Objektkontrast, verbunden mit einer CT-Bilderzeugung. Selbst eine Verdünnung von 70:1 von 350 mgI/mg Kontrastmaterial innerhalb einer Arterie stellt mehr als 100 HU's Bildkontrast bei 60keV, der effektiven Energie, bei der ein Standard-CT-Scanner funktioniert, wenn die Spannung der Röntgenröhre 100 kV beträgt, bereit.
Folglich ist das IV-VTDA-System der vorliegenden Erfindung in der Lage, einen Kontrast mit einer ca. dreimal höher verdünnten Konzentration, als die, die gewöhnlich während einer konventionellen IV-VTDA-Untersuchung erreicht wird, abzubilden, während es immer noch eine akzeptable Bildqualität erreicht. Folglich wird bei Verwendung des IV-VTDA-Systems der vorliegenden Erfindung mit einem Flachscheiben-Detektor eine ausreichend niedrige Kontrastauflösung erreicht, um das injizierte, jodierte Kontrastsignal in einer 2 mm Arterie zu isolieren und eine räumliche Auflösung erreicht, um eine 25%ige Stenose einer 2 mm Arterie im menschlichen Körper zu entdecken. Da TFT-Dedektoren in der Lage sind, Projektionen mit einer Rate von 30 oder mehr Frames/Sekunde zu erfassen, wobei jeder von diesen 512 × 512 × 12 oder mehr Datenbits enthält, kann ein einziger Volumenscan innerhalb von 5,0–12,0 Sekunden vervollständigt werden. Folglich ist eine IV-VTDA relativ unempfindlich gegenüber Bewegungsartefakten und einer IA-Angiographie überlegen. Bei Verwendung des IV-VTDA-Systems der vorliegenden Erfindung, anstelle einer IA, werden die arteriellen Punktions- und IA-Katheterrisiken eliminiert.
Die mit dem IV-VTDA-System der vorliegenden Erfindung verwendeten Bilderzeugungsprotokolle verbesserten die genaue Darstellung, Lokalisierung und Visualisierung der nicht das Herz betreffende vaskulären Anatomie und Erkrankung. Das IV-VDTA-System der vorliegenden Erfindung besitzt fünf wichtige Vorteile gegenüber aktuellen, konventionellen, digitalen Angiografiesystemen. Als erstes stellt das IV-VTDA-System der vorliegenden Erfindung echte 3D-Rekonstruktionen bereit, die unter jedem Winkel oder jeder Ebene betrachtet und um jede Achse gedreht werden können. Es ist dem Durchschnittsfachmann bekannt, dass mehrere Ansichten der gleichen vaskulären Anatomie oftmals mehr Informationen übermitteln, als nur eine oder wenige Ansichten. Zusätzlich kann eine Veränderung des Betrachtungswinkels den Unterschied zwischen dem Entdecken und Übersehen einer signifikanten Verletzung ausmachen.
Zweitens gestattet das IV-VTDA-System der vorliegenden Erfindung die direkte Messung des Bereichs der lumina stenosis, was eine objektivere Entscheidung gestattet, ob sich der Patient einer invasiven Prozedur unterziehe sollte oder nicht, oder mit Medikamenten behandelt werden sollte. Augenblicklich können Radiologen und Chirurgen den Stenosebereich nur auf der Basis eines oder mehrerer 2D-Projektionsbilder beurteilen. Die verbesserte Genauigkeit der mit dem IV-VTDA-System der vorliegenden Erfindung erreichbaren Erkrankungsmessung wird auch eine genauere Analyse bei Forschungsergebnissen bei der Erprobung einer medizinischen oder chirurgischen Therapie gestatten. Ein 3D-Datensatz ist auch offener für automatisierte, rechnergestützte 3D-Verletzung-Qualifizierungsverfahren.
Ein dritter Vorteil des IV-VTDA-Systems der vorliegenden Erfindung gegenüber einem konventionellen DSA-System ist der, dass das IV-VTDA-System das Embolierisiko eineer Arterieverkalkung dadurch reduziert, dass die Katheterisierung, die für eine IA-Angiografie notwendig ist, eliminiert wird.
Eine vierte Verbesserung ist, dass das IV-VTDA-System der vorliegenden Erfindung eine objektivere Beurteilung der Ergebnisse einer einzelnen Untersuchungsprozedur bereitstellt, weil die VTDA gestattet, dass die identische Winkelbetrachtung zu unterschiedlichen Zeitpunkten berechnet wird, zum Beispiel vor und nach einem Eingriff. Das erleichtert die Beurteilung der Entwicklung oder Verbesserung einer Stenose. Jedoch bei Verwendung einer konventionellen Angiografie kann ein Radiologe ein einzelnes Gefäß nach der Prozedur nicht unter dem gleichen Winkel sehen, wie es vor der Prozedur zu sehen war.
Ein fünfter Vorteil des IV-VTDA-Systems der vorliegenden Erfindung gegenüber einer konventionellen digitalen Angiografie ist, dass das IV-VTDA-System die Notwendigkeit beseitigt, dass der die Angiografie Durchführende Probeläufe durchführen muss, um den korrekten Winkel zu bestimmen, aus dem die Verletzung zu sehen ist. Da nur ein einziger Volumen-Scan und eine einzige schnelle Kontrastinjektion zur Datenerfassung bei Verwendung des IV-VTDA-Systems der vorliegenden Erfindung notwendig sind, wird die gesamte Röntgenaufnahme- ebenso wie die Prozedurzeit im Vergleich zu denen, die bei der konventionellen DSA notwendig sind, reduziert. Zum Beispiel beträgt bei einem typischen VTDA-Scan die gesamte Patienten-Eingangsaufnahme für typische 288 Aufnahmen 836mR, was einen Reduzierungsfaktor von mehr als 50 bei der in einer DSA-Prozedur verwendeten gesamten Patienten-Eingangsaufnahmen ausmacht. Eine typische DSA-Prozedur verwendet ca. 100 Aufnahmen mit einem Durchschnitt von 400mR pro Aufnahme.
Das IV-VTDA-System der vorliegenden Erfindung funktioniert wie folgt, um ein 3D-Rekonstruktionsbild einer vaskulären Struktur von Interesse zu erhalten. Zuerst wird der Patient P, der schon auf dem Tisch 906 platziert wurde, auf den Standort innerhalb des Gerüstes 902 bewegt. Dann wird eine einzige periphere oder zentrale IV-Kontrastinjektion in die Venenstruktur von Interesse gemacht. Der Injektor 940 wird daraufhin jodierte Kontrastlösungen, zum Beispiel OMNIPLAQUE 300, erhältlich von Winthorp Pharmaceuticals, New York 10016, vorzugsweise in eine oder beide der antecubital fossa (für eine periphere Injektion) oder die superior vena cava (für eine zentrale Injektion) injizieren.
Die in 9 gezeigte Volumen-CT-Scanner-Vorrichtung wird dann auf ihre Arbeitsposition platziert und der Patient wird angewiesen, seinen oder ihren Atem anzuhalten. Dann wird unter Verwendung einer Kegelstrahl-Röntgenquelle 910 und eines 2D-Detektors 911, wie z. B. der oben erläuterte Selen- oder Silikon-TFT-Flachscheiben-Detektor, eine schnelle Volumen-Abtastung der vaskularen Anatomie von Interesse durchgeführt, wenn die injizierte Kontrastlösungen, die von der oben erwähnten Injektionsstelle aus fließt, am Bildstandort, d. h. der vaskulären Anatomie von Interesse (nach einer Zeitverzögerung von mehr als ca. 4 Sekunden, gezählt vom Beginn der Injektion) ankommt. Angenommen, dass die Kreis-plus-Bogen-Erfassungsgeometrie verwendet wird, wird eine 3D-Rekonstruktionsmatrix der beobachteten vaskulären Struktur, wie oben in Verbindung mit der Beschreibung der Verwendung des Volumen-CT-Scanners von 9 erläutert, erhalten. Die Bogen-Messungen werden, wie zuvor erläutert, unter Verwendung der Kipp-Steuerung-/Regelung 915 erhalten. Der von der CT-Scanner-Vorrichtung erhaltene Projektionsdatensatz wird auf die gewünschte 3D-Darstellung, unter Verwendung der in 8 gezeigten Schritte 800–816 konvertiert. Der Injektor 940 ist von E-Z-EM, Inc., Westbury, New York 11590 erhältlich.
Falls eine Kreis-plus-Linie-Datenerfassungsgeometrie verwendet wird, wird der Tisch 906 relativ zum Gerüst 902 in einer bekannten Art und Weise bewegt, um die geradlinigen Projektionsdaten zu erzeugen. Dann können unter Anwendung der Schritte 800 bis 816, in denen bestimmte Gleichungen gemäß der Kreis-plus-Gerade-Datenerfassungsgeometrie modifiziert würden, die Kegelstrahl-Projektionsdaten auf die gewünschte 3D-Darstellung konvertiert werden.
3D-Bilder können sowohl von Subtraktionsprojektionen und Nicht-Subtraktionsprojektionen rekonstruiert werden. Subtraktionsprojektionen werden auf die folgende Art und Weise ausgebildet: zwei Sätze von Projektionsbildern, jeder Satz in gleichmäßigen Abständen über 360° verteilt, werden erfasst. Ein Projektionssatz wird als Abdeckungsprojektion ohne injizierte Jod-Kontrastlösung erfasst und ein weiterer Projektionssatz wird mit indizierter Jod-Kontrastlösung erfasst. Danach wird die Subtraktion auf den winkelförmigen gepaarten und logarithmisch transformierten Bildern durchgeführt, um einen Satz von Subtraktionsprojektionen auszubilden. Vorzugsweise werden die Abdeckungsprojektionen zuerst und dann die Projektionen nach Injektion von Jod-Kontrastlösung erfasst. Subtraktion- und Nicht-Subtraktionsprojektionen für eine vaskuläre Rekonstruktion besitzen unterschiedliche Vorteile. Eine Subtraktion erhöht die Effizienz der Rekonstruktion durch Reduzierung der Anzahl von benötigten Projektionen und verbessert eine Bildqualität durch Reduzierung der Streuungseinfluss- und Strahlhärte-Probleme. Eine Nicht-Subtraktion gestattet ein einfacheres und möglicherweise schnelleres Datenerfassungs-Protokoll bei der Rekonstruktionsdarstellung sowohl der Arterien- als auch Referenzstrukturen und macht sie als anatomische Landmarken nutzbar.
Bei Verwendung des IV-VTDA-Systems der vorliegenden Erfindung werden ein effizienter Kontrast und eine räumliche Auflösung bereitgestellt, um alle vaskulären Gefäße, die derzeit für Untersuchungsmethoden zugänglich sind, zu visualisieren. Zusätzlich deckt das IV-VTDA-System der vorliegenden Erfindung einen viel größeren Abschnitt des menschlichen Körpers in der zu den Schnitten orthogonalen Richtung innerhalb eines einzigen Scans (ungefähr 3–4 mal größer) ab, als ein Spiral-CT abdecken kann und dies ohne eine Bildqualität zu opfern.
ANHANG A
Mit der Beziehung zwischen dem upq – 0- und dem uvw – 0-Koordinatensystem (siehe 4),
und ersetzen der Variablen, ist,
Wie beim Stand der Technik bekannt ist, kann eine große Berechnungseffizienz und Genauigkeit dadurch erreicht werden, dass das Integral mit der Ableitung in Gleichung 9 überlagert wird. Unter Beachtung von Gleichung 10 und Einsetzen der Gleichung 17 in die Gleichung 9 und Überlagern des Integrals mit der Ableitung ist,
Da die partiellen Ableitungen
und
auf der rechten Seite von Gleichung 18 nur einmal berechnet werden müssen, wird der Berechnungsaufwand signifikant reduziert.
ANHANG B
Um den Radon-Würfel (θ, φ, ρ) mit den Projektionsdaten vom kreisförmigen Orbit zu füllen, sollte die Transformationsfunktion zwischen den lokalen uvw – O-Koordinaten und den absoluten xyz – O-Koordinaten (siehe 5) gefunden werden. Der kreisförmige Orbit liegt in der xy-Ebene und der Brennpunkt S wird auf diesen Orbit beschränkt. Der Winkel zwischen der x-Achse und dem Vektor O →S ist als β festgelegt und der Winkel zwischen der p-Achse und der v-Achse ist α. Wenn der Punkt C durch (0, p, 0) im lokalen upq – 0-Koordinatensystem dargestellt ist, kann die Radon-Ebene, die die Linie D₁D₂ und den Punkt S enthält, im uvw – O-Koordinatensystem beschrieben werden als: up + vDcosα + wDsinα – Dp = 0.
Mit Bezug auf 5 kann die Transformation zwischen den lokalen uvw-O-Koordinaten und den absoluten xyz-O-Koordinaten ausgedrückt werden als:
Daher kann die durch Gleichung 19 dargestellte Radon-Ebene in den absoluten xyz-O-Koordinaten bezüglich dem Parametern α, β und p neu geschrieben werden als: x(–Dcosαsinβ + pcosβ) + y(Dcosαcosβ + psinβ) + zDsinα – Dp = 0. (21)
Durch Vergleich der Gleichung 21 mit der anderen Darstellung dieser Radon-Ebene bezüglich φ und ρ: xsinθcosφ + ysinθsinφ + zcosθ – p = 0, (22)kann gezeigt werden, dass:
Das Symbol „~" wird anstelle von „=" in den Gleichungen 23a–23d verwendet, weil es einen beteiligten Faktor von +1 oder –1 geben kann. Jede Radon-Ebene (Gleichung 21), die den kreisförmigen Orbit (x² + y² = D²) schneidet, besitzt zwei Schnittpunkte, außer wenn die Radon-Ebene tangential zum kreisförmigen Orbit ist.
Jeder Punkt stellt seine entsprechende Brennpunkt-Position dar. Um die Qualität der rekonstruierten Bilder zu verbessern, werden beide Projektionen von den zwei Brennpunkten verwendet. Erstens werden die zwei Schnittpunkte B₁ bzw. B₂ genannt und die Positionsanordnung für B₁ → B₂ → O erfolgt links herum. Zweitens ist der Winkel zwischen OB →₁ und der x-Achse β₁ und der zwischen OB →₂ und der x-Achse ist β₂. Dann können für einen vorgegebenen Punkt (θ, φ, ρ) im Radon-Raum, β₁ und β₂ direkt aus dem Koordinaten von Punkt B₁ bzw. B₂ berechnet werden. Die Lösungen der Gleichungen 23a-23d können auch ausgedrückt werden als:
für β₁
und für β₂:
Daher muss, wenn θ, φ, ρ und β diskrete Parameter für ein vorgegebenes (θ, φ, ρ) im Radon-Raum sind, nur eine 1D-Interpolation bezüglich β berechnet werden, was die Interpolationsfehler bedeutend reduziert.
ANHANG C
Mit Bezug auf 7 ist der Bogen-Orbit, der mit der Drehung des Brennpunkts S um die y-Achse mit einem Winkel β und O →S zu Stande kommt, als die u-Achse definiert. Die Transformation zwischen dem lokalen uvw – O-Koordinatensystem und dem absoluten xyz-O-Koordinatensystem kann ausgedrückt werden als:
Wieder kann die durch Gleichung 19 dargestellte Radon-Ebene in die absoluten xyz-O-Koordinaten zurück geschrieben werden als: x(Dsinαsinβ + pcosβ) + yDcosα + y(Dsinαcosβ – psinβ) – Dp = 0. (26)
Ein Vergleich mit Gleichung 23, die die Darstellung der Radon-Ebene bezüglich der Parameter θ ^ und ρ ist, ergibt die folgenden Resultate:
Daher sind die Lösungen der oben genannten Gleichungen für ein vorgegebenes (θ, φ, ρ):
Noch einmal, nur eine 1D-Interpolation bezüglich β muss für die diskreten Werte der Parameter θ, φ, ρ und β berechnet werden.

Claims

Vorrichtung zur Erzeugung eines dreidimensionalen Bildes, das einen inneren Bereich eines Objekts darstellt, mit: einem Strahlungs-Kegelstrahl-Scanner (900), der Kegelstrahl-Projektionssignale (904) erzeugt; wobei dieser Strahlungs-Kegelstrahl-Scanner (900) kreisförmige Kegelstrahl-Projektionssignale (904), die einen kreisförmigen Orbit um das Objekt darstellen, und bogenförmige Projektionssignale (904) erzeugt; eine Einrichtung (928), zur Vor-Gewichtung der kreisförmigen und bogenförmigen Kegelstrahl-Projektionssignale mit Vor-Gewichtungsfaktoren auf der Basis einer Strecke, entlang der jedes der kreisförmigen und bogenförmigen Projektionssignale genommen wird, um vor-gewichtete kreisförmige und bogenförmige Kegelstrahl-Projektionssignale zu erzeugen; eine Einrichtung (928) zur Berechnung von teilweisen Ableitungen der vor-gewichteten kreisförmigen und bogenförmigen Kegelstrahl-Projektionssignale bezüglich räumlicher Koordinaten in einem auf einem Detektor basierenden Koordinatensystem; eine Einrichtung (928) zur neuen Einbindung dieser vorgewichteten kreisförmigen und bogenförmigen Kegelstrahl-Projektionssignale aus dem auf dem Detektor basierenden Koordinatensystem in den Radon-Raum, um Radon-Transformationssignale zu erzeugen; eine Einrichtung (928) zur inversen Radon-Transformation dieser Radon-Transformationssignale; eine Rückprojektions-Einrichtung (928) zur Rekonstruktion der Radon-Transformationssignale in eine dreidimensionale Bilddarstellung und eine Bilderzeugung-Speichereinrichtung (930) um die dreidimensionale Bilddarstellung zu speichern; dadurch gekennzeichnet, dass der Kegelstrahl-Strahlungsscanner (900) einen Gerüst-Rahmen (902) mit einem ersten bogenförmigen Orbit zum Einbau einer Strahlungsquelle (910) und einen zweiten bogenförmigen Orbit zum Einbau eines Strahlungsdetektors (911) aufweist, sodass die Strahlungsquelle (910) und der Strahlungsdetektor (911) beweglich sind, um sowohl bogenförmige Projektionen als auch kreisförmige Projektionen in einer Kreis-Plus-Bogen-Geometrie zu erhalten, ohne den Gerüst-Rahmen (902) zu kippen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die Einrichtung zur neuen Einbindung (928) eine Einrichtung zur (i) neuen Einbindung der vor-gewichteten kreisförmigen Kegelstrahl-Projektionssignale aufweist, um eine erste Ableitung der Radon-Transformationssignale zu erzeugen, (ii) zur neuen Einbindung der vor-gewichteten bogenförmigen Kegelstrahl-Projektionssignale aufweist, um die erste Ableitung der Radon-Transformationssignale in Bereichen zu erzeugen, in denen die kreisförmigen Kegelstrahl-Projektionssignale nicht zur Radontransformation beitragen können und um (iii) eine zweite Ableitung dieser Radon-Transformationssignale aus der ersten Ableitung der Radon-Transformationssignale zu erhalten.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei der Kegelstrahl-Strahlungsscanner ein Volumen-CT-Scanner ist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei der Kegelstrahl-Strahlungsscanner ein Volumen-SPECT-Scanner ist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die Strahlung eine Röntgenstrahlung ist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die Mehrzahl der bogenförmigen Orbits senkrecht zum kreisförmigen Orbit steht.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, die ferner eine Monitoreinrichtung (934) zur Anzeige der dreidimensionalen Bilddarstellung umfasst.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, die ferner eine Einrichtung (932) zur Verarbeitung der gespeicherten dreidimensionalen Bilddarstellung, um dreidimensionale Bilder zu erzeugen und eine Displayeinrichtung (934) zur Anzeige der dreidimensionalen Bilder umfasst.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, die ferner eine zweidimensionale Detektoreinrichtung (911) umfasst, um zweidimensionale Projektionen zu erfassen, um von diesen unmittelbar ein dreidimensionales Objekt zu rekonstruieren.
Vorrichtung gemäß Anspruch 9, wobei der zweidimensionale Detektor ein 2D-Detektor-Array (911) mit einem dynamischen Bereich von gleich oder größer als 1000 : 1 aufweist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 9, wobei der zweidimensionale Detektor (911) entweder ein Selen-Dünnfilm-Transistorarray oder ein Silizium-Dünnfilm-Transistorarray aufweist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 9 wobei die zweidimensionale Detektoreinrichtung (911) in der Lage ist, Projektionen mit einer Rate von mindestens 30 oder mehr Frames pro Sekunde zu erfassen.
Vorrichtung gemäß Anspruch neuen, wobei der zweidimensionale Detektor (911) ein Bildverstärkungs-CCD-Detektor ist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 9, wobei: die zweidimensionale Detektoreinrichtung (911) eine Detektorebene definiert und ein lokales Koordinatensystem mit einem Ausgangspunkt aufweist, wobei eine Radonebene die Detektorebene schneidet, um eine Schnittlinie zu definieren und der Ausgangspunkt und die Schnittlinie durch eine ρ-Achse verbunden werden, die senkrecht zur Schnittlinie steht; und die Einrichtung zur neuen Einbindung (928) eine Einrichtung zur neuen Einbindung der vor-gewichteten kreisförmigen und bogenförmigen Kegelstrahl-Projektionssignale gemäß den nachfolgenden Gleichungen aufweist, wobei D ein Radius des kreisförmigen Orbit ist, (θ, φ, ρ) ein vorgegebener Punkt im Radon-Raum ist, p ein senkrechter Abstand vom Ausgangspunkt zur Schnittlinie, gemessen entlang der ρ-Achse ist, α eine winkelförmige Ausrichtung der ρ-Achse relativ zum lokalen Detektor-Koordinatensystem ist, β ein Drehwinkel des Scanners relativ zur Ebene des kreisförmigen Orbit ist und β₁ und β₂ zwei Schnittpunkte der Radon-Ebene mit dem kreisförmigen Orbit sind: (a) für die vor-gewichteten kreisförmigen Kegelstrahl-Projektionssignale: (i) für β₁
(ii) für β2 :
(b) für die vor-gewichteten bogenförmigen Kegelstrahl-Projektionssignale:
Vorrichtung zur Erzeugung einer dreidimensionalen Bilddarstellung eines inneren Bereichs eines Objekts gemäß Anspruch 1 bis 8, mit: einer beweglichen Halterung (906), auf der das zu scannende Objekt platziert werden kann; dem Gerüst-Rahmen (902), der um diesen inneren Bereich des zu scannenden Objekts in einer zum Objekt senkrechten Ebene gedreht werden kann; einer Röntgenstrahlenquelle (910) und einem zweidimensionalen Detektor (911) die um 180° getrennt voneinander auf diesem Gerüst-Rahmen (902) eingebaut sind, sodass sie sich synchron mit diesem Gerüst-Rahmen (902) drehen; einem Motor (913) zum Kippen des Gerüst-Rahmens (902) um einen Winkel weg von der senkrechten Ebene; einer Einrichtung (912) zum Drehen des Gerüst-Rahmens, während der Gerüst-Rahmen (902) ständig gekippt ist; und einer Einrichtung (914, 915, 924) zur Synchronisation des Kippens und der Drehung des Gerüst-Rahmens (902), sodass das Kippen des Gerüstrahmens eine Mehrzahl von bogenförmigen Orbits definiert.
Vorrichtung gemäß Anspruch 15, wobei die Einrichtung zur Synchronisation einen Steuerung-/Regelungscomputer (924) zur Betätigung des Motors zum Kippen des Gerüst-Rahmens aufweist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 16, wobei die Einrichtung zur Erzeugung einer dreidimensionalen Bilddarstellung (928) Projektionssignale in eine Röntgenstrahl-Dämpfungs-Datenmatrix transformiert.
Vorrichtung gemäß Anspruch 17, wobei jedes Datenelement in dieser Röntgenstrahl-Dämpfungs-Datenmatrix einem Röntgenstrahl-Dämpfungswert an einem bekannten Ort innerhalb des inneren Bereichs des Objekts entspricht.
Vorrichtung gemäß Anspruch 17, die ferner einen Displayprozessor (932) umfasst, der mit der Display-Einrichtung zur Erzeugung eines gewünschten dreidimensionalen Bildes aus der dreidimensionalen Bilddarstellung verbunden ist.
Vorrichtung gemäß jedem der Ansprüche 17 bis 19, wobei die Vorrichtung eine Einrichtung zur Durchführung einer intravenösen digitalen tomografischen Angiographie eines Bereichs des Patienten, der eine Kontrastlösung erhalten hat und zur Erzeugung von dreidimensionalen Angiographiebildern dieser erfassten Daten aufweist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 20, wobei die dreidimensionalen Angiographiebilder eine exakte 3D-Rekonstruktion von abgebildeten Gefäßstrukturen ausbilden.
Vorrichtung gemäß Anspruch 20, wobei ein Volumen-Scan dieses Bereichs des Patienten, der eine Kontrastlösung erhalten hat, in maximal 12,0 Sekunden fertig gestellt werden kann.
Vorrichtung gemäß Anspruch 20, bei der die Kontrastlösung dem Patient nur intravenös injiziert werden kann.