WO2002093489A2

WO2002093489A2 - Verfahren für die computertomographie und copmutertomographie-gerät zur durchführung des verfahrens

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Publication number: WO2002093489A2
Application number: PCT/DE2002/001760
Authority: WO
Inventors: Herbert Bruder; Thomas Flohr; Karl Stierstorfer
Original assignee: Siemens Aktiengesellschaft
Priority date: 2001-05-16
Filing date: 2002-05-16
Publication date: 2002-11-21
Also published as: US6859512B2; DE10123798A1; US20040146137A1; JP2004527324A; DE10123798B4; WO2002093489A3

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren für die Computertomographie, nach dem zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektorsystem zum Detektieren des Strahlenbündels der Fokus ohne Relativbewegung zwischen Untersuchungsobjekt und Fokus in Richtung der Systemachse auf einer Fokusbahn um eine Systemachse bewegt wird, wobei das Detektorsystem der empfangenen Strahlung entsprechende Messdaten liefert und wobei die Länge der Fokusbahn wenigstens gleich der Länge eines Teilumlaufintervalls ist, dessen Länge zur vollständigen Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreicht. Dabei werden aus aus einem Teilumlaufintervall stammenden Messdaten Rohbilder berechnet, deren Bildebenen relativ zu einer die Fokusbahn enthaltenden Mittelebene geneigt sind, und mehrere Rohbilder zu einem resultierenden CT-Bild zusammen gefasst.

Description

Beschreibung

Verfahren für die Computertomographie und Computertomographie-Gerät zur Durchführung des Verfahrens

Die Erfindung betrifft ein Verfahren für die Computertomographie, bei dem zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektor- System zum Detektieren des Strahlenbündels der Fokus ohne Relativbewegung zwischen Untersuchungsobjekt und Fokus in Richtung der Systemachse auf einer Fokusbahn um eine Systemachse bewegt wird, wobei das Detektorsystem der empfangenen Strahlung entsprechende Messdaten liefert und wobei die Länge der Fokusbahn wenigstens gleich der Länge eines Teilumlaufin- tervalls ist, dessen Länge zur vollständigen Rekonstruktion eines Computertomographie (CT) -Bildes ausreicht. Die Erfindung betrifft außerdem ein Computertomographie-Gerät zur Durchführung eines solchen Verfahrens.

Bei bekannten Verfahren dieser Art wird aus den von den einzelnen Zeilen gelieferten Messdaten jeweils ein CT-Bild berechnet. Die durch den infolge der Verwendung eines konusförmigen Strahlenbündels auftretenden sogenannten Conewinkel (d.h. die Neigung, der Strahlen zur Bildebene) bedingten Da- teninkonsistenzen können dabei vernachlässigt werden, solange die Anzahl der Zeilen hinreichend gering ist und beispielsweise 4 nicht übersteigt. Bei Detektorsystemen mit einer größeren Anzahl von Zeilen, z.B. 16 Zeilen, treten jedoch in den CT-Bildern, die auf Basis der von den äußeren Zeilen gelieferten Messdaten rekonstruiert werden, erhebliche Artefakte auf .

Abhilfe können hier Verfahren des Feldkamp-Typs bringen, bei denen nach einer Faltung in den Daten eine 3D-Rückprojektion durchgeführt wird. Solche Verfahren sind jedoch erheblich aufwendiger als 2D-Rekonstruktionsverfahren. Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art anzugeben, das auf einfache Weise die durch die Verwendung eines konusförmigen Strahlenbündels be- dingte Artefakte zumindest vermindert. Der Erfindung liegt außerdem die Aufgabe zugrunde, ein Computertomographie-Gerät zur Durchführung eines solchen Verfahrens anzugeben.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Ver- fahren mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1.

Demnach werden aus aus einem Teilumlaufintervall stammenden Messdaten Rohbilder berechnet, deren Bildebenen relativ zu einer die Fokusbahn enthaltenden Mittelebene geneigt sind. Diese Rohbilder, bei denen es sich ebenfalls um CT-Bilder handelt, werden dann zu einem resultierenden CT-Bild zusammen gefasst .

Es wird also deutlich, dass im Falle des erfindungsgemäßen Verfahrens die Bildebenen der Rohbilder von der Bildebene des resultierenden CT-Bildes verschieden sind und im Gegensatz zu der Bildebene des resultierenden CT-Bildes bezüglich der Mittelebene geneigt sind. Infolge der geneigten Bildebenen der Rohbilder ist sichergestellt, dass das resultierende CT-Bild auf Basis von CT-Bildern, nämlich auf Basis der Rohbilder, berechnet werden, die keine oder zumindest keine wesentlichen durch Einflüsse des Conewinkels bestimmte Artefakte enthalten können. Dass solche Artefakte in den Rohbildern nicht oder nur in geringem Maß auftreten können, hat seinen Grund darin, dass für die Rekonstruktion der Rohbilder wegen ihrer geneigten Bildebenen zumindest über einen großen Teil des jeweiligen Teilumlaufintervalls Strahlen vorhanden sind, die in der Bildebene des jeweiligen Rohbildes verlaufen. Da die Rohbilder somit keine oder zumindest keine wesentlichen durch Ein- flüsse des Conewinkels bestimmte Artefakte enthalten, sind die Voraussetzungen dafür gegeben, durch Zusammenfassung mehrerer Rohbilder auch ein artefaktarmes resultierendes CT-Bild bezüglich einer gewünschten Bildebene erzeugen zu können. Zum anderen wird die einem Untersuchungsobjekt zugeführte Strahlendosis gut genutzt, da von mehreren Zeilen von Detektorelementen stammende Messdaten in das resultierende CT-Bild ein- fließen.

Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung erfolgt die Zusammenfassung der Rohbilder zu einem resultierenden CT- Bild durch Gewichtung, wobei die Pixel der Rohbilder jeweils als Quellpixel zu einem entsprechenden Zielpixel des resultierenden CT-Bildes beitragen und der Beitrag eines Quellpixels zu einem Zielpixel in Abhängigkeit von einer geometrischen Bezugsgröße gewichtet wird. Hierdurch wird erreicht, dass das jeweils resultierende CT-Bild nicht nur hinsichtlich der Einflüsse des Conewinkels artefaktarm ist, sondern auch durch die Zusammenfassung mehrerer Rohbilder keine nennenswerte Artefakte entstehen. Dabei kann als geometrische Bezugsgröße der Abstand des jeweiligen Quellpixels von dem entsprechenden Zielpixel und/oder der Abstand des jeweiligen Quellpixels von der Mitte des entsprechenden Teilumlaufinter- valls berücksichtigt werden.

Alternativ kann die Zusammenfassung mehrerer Rohbilder zu einem resultierenden CT-Bild durch Interpolation erfolgen, d.h. , der Wert eines Pixels des resultierenden CT-Bildes wird durch Interpolation aus den entsprechenden Pixeln der zusammenzufassenden Rohbilder ermittelt.

Im Interesse einer hohen Bildqualität des resultierenden CT- Bildes ist es zweckmäßig, wenn Rohbilder berechnet werden, deren Bildebene sich in einer Geraden, insbesondere in einer Tangente, an die Fokusbahn, schneiden.

In Fällen, in denen eine besonders hohe Zeitauflösung er- reicht werden soll, ist es zweckmäßig, Rohbilder aus einem einzigen Teilumlaufintervall zu berechnet. Ansonsten werden gemäß einer bevorzugten Variante der Erfindung bezüglich meh- co ω to IsJ I-^* I-^* cn o Ul O LΠ o LΠ

bezogenen Rohbilder und/oder durch Gewichtung der in die Zusammenfassung einbezogenen Rohbilder eingestellt.

Gemäß einer Variante der Erfindung wird ein Rohbild berechnet und in die Zusammenfassung einbezogen, dessen Bildebene die Mittelebene ist. Da zu erwarten ist, dass im Falle eines solchen Bildes durch den Conewinkel verursachte Artefakte praktisch nicht vorhanden sind, wirkt sich die Einbeziehung eines solchen Rohbildes in die Zusammenfassung günstig auf die Bildqualität des resultierenden CT-Bildes aus.

Gemäß Ausführungsformen der Erfindung kann als resultierendes CT-Bild ein axiales Bild, also ein Bild, dessen Bildebene der Mittelebene entspricht, ein resultierendes CT-Bild mit gegen- über der Mittelebene geneigte Bildebene oder ein resultierendes CT-Bild bezüglich einer nicht ebenen Schnittfläche des Objektes erzeugt werden.

Der ein CT-Gerät betreffende Teil der Aufgabe wird durch die Gegenstände der Patentansprüche 17 bis 34 gelöst, bezüglich deren Vorteile auf die vorstehenden Erläuterungen des erfindungsgemäßen Verfahrens verwiesen wird.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines in den beigefüg- ten schematischen Zeichnungen dargestellten Ausführungsbei- spiels näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 in teils perspektivischer, teils blockschaltbildartiger Darstellung ein mehrere Zeilen von Detektor- elementen aufweisendes CT-Gerät nach der Erfindung,

Fig. 2 einen Längsschnitt durch das Gerät gemäß Fig. 1 in einem ersten Betriebsmodus,

Fig. 3 in zu der Fig. 2 analoger Darstellung einen weiteren Betriebsmodus des CT-Geräts gemäß den Fig. 1 und 2, und Fig. 4 in zu der Fig. 2 analoger Darstellung ein weiteres CT-Gerät in einem Betriebsmodus mit einer gegenüber den Fig. 2 und 3 erhöhten Anzahl aktiver Zeilen von Detektorelementen.

In den Fig. 1 und 2 ist ein zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignetes CT-Gerät der 3. Generation dargestellt. Dessen insgesamt mit 1 bezeichnete Messanordnung weist eine insgesamt mit 2 bezeichnete Röntgenstrahlenquelle mit einer dieser vorgelagerten quellennahen Strahlenblende 3

(Fig. 2) und ein als flächenhaftes Array von mehreren Zeilen und Spalten von Detektorelementen - eines von diesen ist in

Fig. 1 mit 4 bezeichnet - ausgebildetes Detektorsystem 5 mit einer diesem vorgelagerten detektornahen Strahlenblende 6

(Fig. 2) auf. In Fig. 1 sind der Übersichtlichkeit halber nur acht Zeilen von Detektorelementen 4 dargestellt, das Detektorsystem 5 weist jedoch, was in der Fig. 2 punktiert angedeutet ist, weitere Zeilen von Detektorelementen 4 auf.

Die Röntgenstrahlenquelle 2 mit der Strahlenblende 3 einerseits und das Detektorsystem 5 mit der Strahlenblende 6 andererseits sind in aus der Fig. 2 ersichtlicher Weise an einem Drehrahmen 7 einander derart gegenüberliegend angebracht, dass ein im Betrieb des CT-Geräts von der Röntgenstrahlenquelle 2 ausgehendes, durch die einstellbare Strahlenblende 3 eingeblendetes, pyramidenförmiges Röntgenstrahlenbündel, dessen Randstrahlen mit 8 bezeichnet sind, auf das Detektorsystem 5 auftrifft. Dabei ist die Strahlenblende 6 dem mittels der Strahlenblende 3 eingestellten Querschnitt des Röntgen- strahlenbündels entsprechend so eingestellt, dass nur derjenige Bereich des Detektorsystems 5 freigegeben ist, der von dem Röntgenstrahlenbündel unmittelbar getroffen werden kann. Dies sind in dem in den Fig. 1 und 2 veranschaulichten Be- triebsmodus acht Zeilen von Detektorelementen 4, die im Folgenden als aktive Zeilen bezeichnet werden. Die weiteren punktiert angedeuteten Zeilen sind von der Strahlenblende 6 abgedeckt und daher nicht aktiv. Jede Zeile von Detektorelementen 4 weist eine Anzahl K von Detektorelementen auf wobei k = 1 bis K der sogenannte Kanalindex ist. Die aktiven Zeilen L_n von Detektorelementen 4 sind in Fig. 2 mit L_\ bis L_N be- zeichnet, wobei n = 1 bis N der Zeilenindex ist.

Das Röntgenstrahlenbündel weist den in Fig. 2 eingetragenen Conewinkel ß auf, bei dem es sich um den Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in einer die Systemachse Z und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt. Der Fächerwinkel φ des

Röntgenstrahlenbündels, bei dem es sich um den Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in einer rechtwinklig zu der Systemachse Z liegenden und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt, ist in Fig. 1 und 3 eingetragen.

Der Drehrahmen 7 kann mittels einer Antriebseinrichtung 22 um eine mit Z bezeichnete Systemachse in Rotation versetzt werden. Die Systemachse Z verläuft parallel zu der z-Achse eines in Fig. 1 dargestellten räumlichen rechtwinkligen Koordina- tensystems.

Die Spalten des Detektorsystems 5 verlaufen ebenfalls in Richtung der z-Achse, während die Zeilen, deren Breite b in Richtung der z-Achse gemessen wird und beispielsweise 1 mm beträgt, quer zu der Systemachse Z bzw. der z-Achse verlaufen.

Um ein Untersuchungsobjekt, z.B. einen Patienten, in den Strahlengang des Röntgenstrahlenbündel bringen zu können, ist eine Lagerungsvorrichtung 9 vorgesehen, die parallel zu der Systemachse Z, also in Richtung der z-Achse verschiebbar ist, und zwar derart, dass eine Synchronisation zwischen der Rotationsbewegung des Drehrahmens 7 und der Translationsbewegung der Lagerungsvorrichtung in dem Sinne vorliegt, dass das Ver- hältnis von Translations- zu Rotationsgeschwindigkeit konstant ist, wobei dieses Verhältnis einstellbar ist, indem ein gewünschter Wert für den Vorschub h der Lagerungsvorrichtung pro Umdrehung Drehrahmens gewählt wird.

Es kann also ein Volumen eines auf der Lagerungsvorrichtung 9 befindlichen Untersuchungsobjekts im Zuge einer Volumenabtas- tung untersucht werden, wobei die Volumenabtastung in Form einer Spiralabtastung in dem Sinne vorgenommen werden kann, dass unter gleichzeitiger Rotation der Messeinheit 1 und Translation der Lagerungsvorrichtung 9 mittels der Messeinheit pro Umlauf der Messeinheit 1 eine Vielzahl von Projekti- onen aus verschiedenen Projektionsrichtungen aufgenommen wird. Bei der Spiralabtastung bewegt sich der Fokus F der Röntgenstrahlenquelle relativ zu der Lagerungsvorrichtung 9 auf einer in Fig. 1 mit S bezeichneten Spiralbahn.

Ein Volumen des Untersuchungsobjekts kann jedoch infolge des Umstandes, dass mehrere Zeilen von Detektorelementen 4 vorhanden sind, auch im Zuge einer sogenannten Tomogrammabtastung untersucht werden, bei der keine Relativbewegung in Richtung der z-Achse zwischen Messeinheit 1 und Lagerungsvor- richtung 9 stattfindet. Im Falle der Tomogrammabtastung ist also die Größe des untersuchten Volumens durch die Zahl der aktiven Zeilen von Detektorelementen 4 bestimmt.

Während einer Tomogrammabtastung bewegt sich der Fokus F auf einer kreisförmigen Fokusbahn, die in einer im Folgenden als Mittelebene bezeichneten Ebene liegt. Die Schnittgerade der Mittelebene mit der Zeichenebene ist in Fig. 2 strichliert angedeutet und mit MP bezeichnet, wobei die Mittelebene rechtwinklig zu der Zeichenebene der Fig. 2 steht. Ein Ab- schnitt der kreisförmigen Fokusbahn ist in Fig. 1 punktiert angedeutet und mit CP bezeichnet.

Die Tomogrammabtastung kann in Form eines Teilumlaufs oder in Form eines Vollumlaufs erfolgen, wobei der Teilumlauf ein Teilumlaufintervall von wenigstens π + φ fasst, das eine vollständige Rekonstruktion eines CT-Bildes gestattet, während ein Vollumlauf 2π umfasst. Die während der Spiral- oder Tomogrammabtastung aus den Detektorelementen jeder aktiven Zeile des Detektorsystems 5 parallel ausgelesenen, den einzelnen Projektionen entspre- chenden Messdaten werden in einer Datenaufbereitungseinheit 10 einer Digital/Analog-Wandlung unterzogen, serialisiert und an einen Bildrechner 11 übertragen.

Nach einer Vorverarbeitung der Messdaten in einer Vorverar- beitungseinheit 12 des Bildrechners 11 gelangt der resultierende Datenstrom zu einer Schnittbildrekonstruktionseinheit 13, die aus den Messdaten Schnittbilder von gewünschten Schichten des Untersuchungsobjekts rekonstruiert. Im Falle einer Spiralabtastung geschieht dies nach einem an sich be- kannten Verfahren (z.B. 180LI- oder 360LI-Interpolation) ; im Falle einer Tomogrammabtastung nach einem noch im Einzelnen zu beschreibenden erfindungsgemäßen Verfahren.

Die CT-Bilder setzen sich aus matrixartig zusammengesetzten Pixeln zusammen, wobei die Pixel der jeweiligen Bildebene zugeordnet sind, jedem Pixel eine CT-Zahl in Hounsfield Units (HU) zugeordnet ist und die einzelnen Pixel entsprechend einer CT-Zahl/Grauwertskala in einem ihrer jeweiligen CT-Zahl entsprechenden Grauwert dargestellt werden.

Die von der Schnittbildrekonstruktionseinheit 13 und der Röntgenschattenbildrekonstruktionseinheit 15 rekonstruierten Bilder werden auf einer an den Bildrechner 11 angeschlossenen Anzeigeeinheit 16, z.B. einem Monitor, dargestellt.

Die Röntgenstrahlenquelle 2, beispielsweise eine Röntgenröhre, wird von einer Generatoreinheit 17 mit den notwendigen Spannungen und Strömen, beispielsweise der Röhrenspannung U, versorgt. Um diese auf die jeweils notwendigen Werte einstel- len zu können, ist der Generatoreinheit 17 eine Steuereinheit 18 mit Tastatur 19 zugeordnet, die die notwendigen Einstellungen gestattet. Auch die sonstige Bedienung und Steuerung des CT-Gerätes erfolgt mittels der Steuereinheit 18 und der Tastatur 19, was dadurch veranschaulicht ist, dass die Steuereinheit 18 mit dem Bildrechner 11 verbunden ist.

Unter anderem kann die Anzahl N der aktiven Zeilen von Detektorelementen 4 und damit die Position der Strahlenblenden 3 und 6 eingestellt werden, wozu die Steuereinheit 18 mit den Strahlenblenden 3 und 6 zugeordneten Verstelleinheiten 20 und 21 verbunden ist. Weiter kann die Rotationszeit τ eingestellt werden, die der Drehrahmen 7 für eine vollständige Umdrehung benötigt, was dadurch veranschaulicht ist, dass die dem Drehrahmen 7 zugeordnete Antriebseinheit 22 mit der Steuereinheit 18 verbunden ist.

Für den Fall, dass eine Tomogrammabtastung durchgeführt wird, erfolgt die Berechnung der entsprechenden CT-Bilder nach einem im Folgenden näher erläuterten erfindungsgemäßen Verfah- ren.

Dabei wird in einem einer ersten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens entsprechenden Betriebsmodus eine Tomogrammabtastung in Form eines Vollumlaufs (2π) durchge- führt. Aus den dabei gewonnenen Messdaten wird eine Anzahl von N_α einander überlappenden Teilumlaufintervallen entsprechende Messdaten entnommen, aus denen jeweils eine Anzahl von Nui_t Rohbildern berechnet wird, deren Pixel sich auf verschiedene bezüglich der Mittelebene geneigte Bildebenen beziehen.

Aus Fig. 3, in der ein im Querschnitt dargestelltes Untersuchungsobjekt mit OBJ bezeichnet ist, ist ersichtlich, dass im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels vier einander überlappende Teilumlaufintervalle vorhanden sind, d.h. es gilt N_α = 4. Die Teilumlaufintervalle sind in Fig. 3 mit PRIχ bis PRI₄ bezeichnet. Zur Bildung eines Teilumlaufintervalls kann es erforderlich sein, Messdaten vom Anfang und Ende der Tomogrammabtastung zu einem TeilumlaufIntervall zusammenzufügen.

Pro Teilumlaufintervall werden im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels, wie aus Fig. 4 am Beispiel des Teilumlaufintervalls PRI₄ ersichtlich ist, fünf Rohbilder berechnet, d.h. es gilt N„ι_t = 5, was durch die Bildebenen PIi bis PIs der Rohbilder veranschaulicht ist. Es werden also insgesamt N_α * N_tu_t = 20 Rohbildern aus den Messdaten des Vollum- laufs berechnet, die schließlich zu einem resultierenden CT- Bild zusammengefasst werden.

Die Bildebenen PIi bis PI₅ der Rohbilder schneiden sich gemäß Fig. 4 alle in einer Geraden. Bei dieser handelt es sich im Falle des dargestellten Ausführungsbeispiels um die Tangente T an die Mitte M des jeweiligen Teilumlaufintervalls, d.h. an denjenigen Punkt des zu dem Teilumlaufintervall gehörigen Abschnittes der Fokusbahn, der bei der halben Bogenlänge dieses Abschnittes der Fokusbahn liegt.

Für jede dieser Bildebenen PIi bis PI₅ werden nun aus den von den verschiedenen Detektorzeilen Li bis L₈ gelieferten Messdaten diejenigen Messwerte ausgewählt, die den für eine vollständige Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes benötigten Linienintegrale entsprechen, wobei die Auswahl derart erfolgt, dass die zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen ein geeignetes Fehlerkriterium hinsichtlich ihres Abstandes von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes erfüllen, im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ist dies der minimale quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen von der jeweiligen geneigten Bildebene PIi bis PI₅.

Die maximale Neigung, einer vorläufigen Bildebene ist somit durch die Forderung bestimmt, dass für alle benötigten Linienintegrale Messwerte verfügbar sein müssen, deren Strahlen hinreichend nach dem Fehlerkriterium nahe an der geneigten Bildebene liegen.

Aus diesen für jede Bildebenen PIi bis PI₅ aus verschiedenen Messwerten zusammengestellten Linienintegralen wird nun ein zu der jeweiligen Bildebene PIi bis PI₅ gehöriges Rohbild berechnet, z.B. durch das Standard-Rekonstruktionsverfahren der Faltung und Rückprojektion. Die Pixel dieser Rohbildes gehören zu der jeweiligen geneigten Bildebene PIi bis PI₅. Es wird also im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels für jedes Teilumlaufintervall ein Stapel von fünf Rohbildern berechnet .

Die so erhaltenen N_α * N_t,n Rohbilder werden in einem abschlie- ßenden Reformatierungsschritt zu einem resultierenden CT-Bild einer gewünschten, von den Bildebenen PIi bis PI₅ verschiedenen Bildebene zusammengefasst, und zwar in Abhängigkeit von noch zu erläuternden wählbaren Untermodi entweder durch Ge- wichtung oder durch Interpolation. Unabhängig von dem jewei- ligen Untermodus wird im Zuge der Zusammenfassung das Bildrauschen vermindert und die gewünschte Rekonstruktionsschichtdicke eingestellt.

In einem einer zweiten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens entsprechenden Betriebsmodus werden die Rohbilder anstatt aus Messdaten mehrerer im Zuge eines Vollumlaufs gewonnener Teilumlaufintervalle nur aus Messdaten eines einzigen Teilumlaufintervalls berechnet. Dieser Betriebsmodus ist insbesondere für solche Anwendungsfälle von Vorteil, in denen eine möglichst hohe Zeitauflösung erreicht werden soll, z.B. Untersuchungen des Herzens.

Während im Falle des ersten Betriebsmodus die zu mehreren Teilumlaufintervallen gehörigen Rohbilder zu einem resultie- renden CT-Bild zusammengefasst werden, werden demzufolge im Falle des zweiten Betriebsmodus nur zu einem einzigen Teilum- laufintervall gehörige Rohbilder zu einem resultierenden CT- Bild zusammengefasst.

Die Zusammenfassung von Rohbildern zu einem resultierenden CT-Bild erfolgt nach einem sowohl in dem ersten als auch in dem zweiten Betriebsmodus wählbaren ersten Untermodus durch Gewichtung, wobei bei der Zusammenfassung durch Gewichtung, die nach einem von zwei wählbaren Gewichtungsmodi erfolgt, unabhängig von dem jeweils gewählten Gewichtungsmodus derart vorgegangen wird, dass die Pixel der Rohbilder jeweils als

Quellpixel zu einem entsprechenden Zielpixel des resultierenden CT-Bildes beitragen und der Beitrag eines Quellpixels zu einem Zielpixel in Abhängigkeit von einer geometrischen Bezugsgröße gewichtet wird. Mit anderen Worten: Die zu einem Zielpixel gehörige CT-Zahl wird jeweils aus den CT-Zahlen der entsprechenden Quellpixel unter Berücksichtigung der geometrischen Bezugsgröße ermittelt

In dem ersten Gewichtungsmodus wird als geometrische Bezugs- große der Abstand des jeweiligen Quellpixels von dem entsprechenden Zielpixel berücksichtigt.

In dem zweiten Gewichtungsmodus erfolgt zur Vermeidung von Artefakten zusätzlich eine Gewichtung in Abhängigkeit des Abstandes der Quellpixel von der Mitte des jeweiligen Teilumlaufintervalls .

In einem zweiten Untermodus erfolgt die Zusammenfassung der Rohbilder zu einem resultierenden CT-Bild durch Interpolati- on, d.h. die Zielpixel, also die Pixel des resultierenden CT- Bildes werden durch Interpolation, beispielsweise lineare Interpolation, aus den entsprechenden Quellpixeln, also aus den entsprechenden Pixeln der Rohbilder, ermittelt

Außer den beschriebenen Betriebsmodi, Untermodi und Gewichtungsmodi sind sogenannte Schichtmodi wählbar, die dafür maß- 1 Φ cn cn ^•d rl o -Ö E-< 1 Ό 1 cn rH ⁽0 | rH φ rH U Φ d Φ rl Φ 4-> φ φ » l Ό 1 | d -H d Ό

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Falls keine geeigneten Messwerte, d.h. Strahlen, zur Verfügung stehen um das Fehlerkriterium zu erfüllen, können dem Fehlerkriterium entsprechende Messwerte aus mehreren nahe, aber nach dem Fehlerkriterium nicht hinreichend nahe bei der Bildebene des Rohbildes liegenden Messwerte gewonnen werden, beispielsweise indem diese unter geeigneter Gewichtung addiert werden.

Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst auch die Möglichkeit, Rohbilder mehrerer Stapel von Rohbildern, die auf Basis von Tomogrammabtastungen mit verschiedenen in z-Richtung vorzugsweise nur geringfügig beabstandeten Mittelebenen gewonnen wurden, zu einem resultierenden CT-Bild zu überlagern.

Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele wird die Relativbewegung zwischen der Messeinheit 1 und Lagerungsvorrichtung 9 jeweils dadurch erzeugt, dass die Lagerungsvorrichtung 9 verschoben wird. Es besteht im Rahmen der Erfindung jedoch auch die Möglichkeit, die Lagerungsvorrichtung 9 ortsfest zu lassen und statt dessen die Messeinheit 1 zu verschieben. Außerdem besteht im Rahmen der Erfindung die Möglichkeit, die notwendige Relativbewegung durch Verschiebung sowohl der Messeinheit 1 als auch der Lagerungsvorrichtung 9 zu erzeugen.

Das konusförmige Röntgenstrahlenbündel weist im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels einen rechteckigen Querschnitt auf. Im Rahmen der Erfindung sind jedoch auch andere Querschnittsgeometrien möglich.

Im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen finden CT-Geräte der dritten Generation Verwendung, d.h. die Röntgenstrahlenquelle und das DetektorSystem werden während der Bilderzeugung gemeinsam um die Systemachse verlagert. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit

CT-Geräten der vierten Generation, bei denen nur die Röntgenstrahlenquelle um die Systemachse verlagert wird und mit ei- nem feststehenden Detektorring zusammenwirkt, Verwendung finden, sofern es sich bei dem Detektorsystem um ein mehrzelliges Array von Detektorelementen handelt.

Auch bei CT-Geräten der fünften Generation, d.h. CT-Geräten, bei denen die Röntgenstrahlung nicht nur von einem Fokus, sondern von mehreren Foken einer oder mehrerer um die Systemachse verlagerter Röntgenstrahlenquellen ausgeht, kann das erfindungsgemäße Verfahren Verwendung finden, sofern das De- tektorsystem ein mehrzelliges Array von Detektorelementen aufweist .

Die im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen verwendeten CT-Geräte weisen ein Detektorsys- tem mit nach Art einer orthogonalen Matrix angeordneten Detektorelementen auf. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT-Geräten Verwendung finden, deren Detektorsystem in einer anderen Weise flächenhaftes Array angeordnete Detektorelemente aufweist.

Die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele betreffen die medizinische Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens. Die Erfindung kann jedoch auch außerhalb der Medizin, beispielsweise bei der Gepäckprüfung oder bei der Materialunter- suchung, Anwendung finden.

Claims

Patentansprüche

1. Verfahren für die Computertomographie, aufweisend die Verfahrensschritte :

zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektorsystem zum Detektieren des Strahlenbündels wird der Fokus oh- ne Relativbewegung zwischen Objekt und Fokus in Richtung der Systemachse auf einer Fokusbahn um eine Systemachse bewegt, wobei das Detektorsystem der empfangenen Strahlung entsprechende Messdaten liefert und wobei die Länge der Fokusbahn wenigstens gleich der Länge eines Teilumlaufin- tervalls ist, dessen Länge zur vollständigen Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreicht,

aus aus einem Teilumlaufintervall stammenden Messdaten werden Rohbilder berechnet, deren Bildebenen relativ zu einer die Fokusbahn enthaltenden Mittelebene geneigt sind, und

mehrere Rohbilder werden zu einem resultierenden CT-Bild zusammen gefasst.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Zusammenfassung der Rohbilder durch Gewichtung erfolgt, wobei die Pixel der Rohbilder jeweils als Quellpixel zu einem entsprechenden Zielpixel des resultierenden CT-Bildes beitragen und der Beitrag eines Quellpixels zu einem Zielpixel in Abhängigkeit von einer geometrische Bezugsgröße gewichtet wird.

3. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem als geometrische Bezugsgröße der Abstand des jeweiligen Quellpixels von dem ent- sprechenden Zielpixel berücksichtigt wird.

4. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, bei dem als geometrische Bezugsgröße der Abstand des jeweiligen Quellpixels von der Mitte des entsprechenden Teilumlaufintervalls berücksichtigt wird.

5. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Zusammenfassung der Rohbilder durch Interpolation erfolgt.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem Roh- bilder berechnet werden, deren Bildebenen sich in einer Geraden schneiden.

7. Verfahren nach Anspruch 6, bei dem sich die Bildebenen der Rohbilder in einer Tangente an die Fokusbahn schneiden.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem bezüglich mehrerer Teilumlaufintervalle Rohbilder berechnet werden und aus unterschiedlichen Teilumlaufintervallen stammende Rohbilder zu dem resultierenden CT-Bild überlagert werden.

9. Verfahren nach Anspruch 8, bei dem bezüglich mehrerer einander überlappender Teilumlaufintervalle Rohbilder berechnet werden .

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, bei dem Messdaten gewonnen werden, die für jede Zeile von Detektorelementen pro Position des Fokus und pro Detektorelement einen Strahl umfassen, und bei dem die Rekonstruktion eines Rohbildes auf Basis von Messdaten erfolgt, die aus den von den ein- zelnen Zeilen von Detektorelementen gelieferten Messdaten derart ausgewählt werden, dass die zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen ein Fehlerkriterium hinsichtlich ihres Abstandes von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes erfüllen.

11. Verfahren nach Anspruch 10, bei dem als Fehlerkriterium der minimale quadratischer Mittelwert des in z-Richtung ge- messenen Abstandes aller zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes vorgesehen ist.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei dem die Schichtdicke des resultierenden CT-Bildes über Anzahl der in die Zusammenfassung einbezogenen Rohbilder eingestellt wird.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, bei dem die Schichtdicke des resultierenden CT-Bildes durch Gewichtung der in die Zusammenfassung einbezogenen Rohbilder eingestellt wird.

14. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, bei dem ein Rohbild berechnet und in die Zusammenfassung einbezogen wird dessen Bildebene die Mittelebene ist.

15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, bei dem als resultierendes CT-Bild ein axiales Bild erzeugt wird.

16. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, bei dem ein resultierendes CT-Bild mit gegenüber der Mittelebene geneigter Bildebene erzeugt wird.

18. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 16, bei dem die Berechnung der Rohbilder durch Bildrekonstruktion, vorzugsweise auf Basis eines herkömmlichen Rekonstruktionsverfahrens, erfolgt.

19. Computertomographie-Gerät (CT-Gerät) zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 18, aufweisend eine Strahlenquelle mit einem Fokus von dem ein zur Abtastung eines Objekts dienendes konusförmiges Strahlenbündel ausgeht, ein mehrere Zeilen von Detektorelementen auf eisen- des Detektorsystem zum Detektieren des Strahlenbündels und einer Systemachse, um die sich der Fokus auf einer Fokusbahn bewegt, ohne dass eine Relativbewegung zwischen Objekt und Fokus in Richtung der Systemachse stattfindet,

- wobei das Detektorsystem der empfangenen Strahlung entsprechende Messdaten liefert,

- wobei die Länge der Fokusbahn wenigstens gleich der Länge eines Teilumlaufintervalls ist, dessen Länge zur vollständigen Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreicht,

und wobei ein Bildrechner vorgesehen ist, der aus aus einem Teilumlaufintervall stammenden Messdaten Rohbilder berechnet, deren Bildebenen relativ zu einer die Fokusbahn enthaltenden Mittelebene geneigt sind, und mehrere Rohbil- der zu einem resultierenden CT-Bild zusammenfasst .

19. CT-Gerät nach Anspruch 18, bei dem der Bildrechner die Zusammenfassung der Rohbilder durch Gewichtung vornimmt, wobei die Pixel der Rohbilder jeweils als Quellpixel zu einem entsprechenden Zielpixel des resultierenden CT-Bildes beitragen und der Beitrag eines Quellpixels zu einem Zielpixel in Abhängigkeit von einer geometrische Bezugsgröße gewichtet wird.

20. CT-Gerät nach Anspruch 19, bei dem der Bildrechner als geometrische Bezugsgröße den Abstand des jeweiligen Quellpixels von dem entsprechenden Zielpixel berücksichtigt.

21. CT-Gerät nach Anspruch 19 oder 20, bei dem der Bildrech- ner als geometrische Bezugsgröße den Abstand des jeweiligen

Quellpixels von der Mitte des entsprechenden Teilumlaufintervalls berücksichtigt.

22. CT-Gerät nach Anspruch 18, bei dem der Bildrechner die Zusammenfassung der Rohbilder durch Interpolation vornimmt.

23. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 18 bis 22, bei dem der Bildrechner Rohbilder berechnet, deren Bildebenen sich in einer Geraden schneiden.

24. CT-Gerät nach Anspruch 23, bei dem sich die Bildebenen der Rohbilder in einer Tangente an die Fokusbahn schneiden.

25. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 18 bis 24, bei dem der Bildrechner bezüglich mehrerer Teilumlaufintervalle Rohbilder berechnet und aus unterschiedlichen Teilumlaufintervallen stammende Rohbilder zu dem resultierenden CT-Bild überlagert.

26. CT-Gerät nach Anspruch 25, bei dem der Bildrechner bezüglich mehrerer einander überlappender Teilumlaufintervalle Rohbilder berechnet.

27. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 18 bis 26, bei dem das Detektorsystem Messdaten gewinnt, die für jede Zeile von Detektorelementen pro Position des Fokus und pro Detektorele- ment einen Strahl umfassen, und bei dem der Bildrechner die Rekonstruktion eines Rohbildes auf Basis von Messdaten vornimmt, die er aus den von den einzelnen Zeilen von Detektorelementen gelieferten Messdaten derart auswählt, dass die zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strah- len ein Fehlerkriterium hinsichtlich ihres Abstandes von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes erfüllen.

28. CT-Gerät nach Anspruch 27, bei dem der Bildrechner als Fehlerkriterium den minimalen quadratischen Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes verwendet.

29. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 18 bis 28, bei dem die Schichtdicke des resultierenden CT-Bildes über Anzahl der in die Zusammenfassung einbezogenen Rohbilder einstellbar ist.

30. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 18 bis 29, bei dem die Schichtdicke des resultierenden CT-Bildes durch Gewichtung der in die Zusammenfassung einbezogenen Rohbilder einstellbar ist .

31. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 18 bis 30, bei dem der Bildrechner ein Rohbild berechnet und in die Zusammenfassung einbezieht, dessen Bildebene die Mittelebene ist.

32. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 18 bis 31, bei dem der Bildrechner als resultierendes CT-Bild ein axiales Bild erzeugt .

33. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 18 bis 32, bei dem ein resultierendes CT-Bild mit gegenüber der Mittelebene geneigter Bildebene erzeugt wird.

34. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 18 bis 33, bei dem der Bildrechner die Berechnung der Rohbilder durch Bildrekon- struktion, vorzugsweise auf Basis eines herkömmlichen Rekonstruktionsverfahrens, vornimmt.