WO2009132854A1 - Vorrichtung und verfahren zum erzeugen einer ct-rekonstruktion eines objekts mit einem hochaufgelösten interessierenden objektbereich - Google Patents

Vorrichtung und verfahren zum erzeugen einer ct-rekonstruktion eines objekts mit einem hochaufgelösten interessierenden objektbereich Download PDF

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WO2009132854A1
WO2009132854A1 PCT/EP2009/003149 EP2009003149W WO2009132854A1 WO 2009132854 A1 WO2009132854 A1 WO 2009132854A1 EP 2009003149 W EP2009003149 W EP 2009003149W WO 2009132854 A1 WO2009132854 A1 WO 2009132854A1
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data set
resolution
reconstruction
projection
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Steven Oeckl
Theobald Fuchs
Tobias SCHÖN
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Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V.
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    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
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    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/432—Truncation

Definitions

  • Embodiments of the present invention are concerned with ways to create a CT reconstruction of an object having a high resolution in a particularly interesting object area, the resolution being lower in other object areas adjacent to the object area of interest.
  • NDT nondestructive testing
  • the achievable resolution is essentially limited by two factors. This is on the one hand the finite extent of the radiation source, d. H. the area from which the radiation used for tomography is emitted (for example the focal spot of an x-ray tube), and the finite extent of the detector elements. With finite expansion of one of these two components, the idealized view of an idealized "x-ray beam" of infinitesimal expansion through the object to be examined is no longer given to the many reconstruction algorithms underlying it.
  • the pixels used to scan the individual projection images in the X-ray sensitive detector such as those of an electronic flat-panel converter (for example, a CCD with radiation-converting coating or a direct-converting semiconductor detector or the like), each have a finite spacing, whereby the resolution is also limited. Since this usually corresponds to the practical conditions, it shall be assumed in the following without restriction of generality that the extent of the radiation source is less than the limitation of the resolution caused by the finite distance of the detector pixels.
  • the object can not be positioned at any distance from the detector, since otherwise the geometric projection of the object would protrude beyond the detector.
  • the artifact content in the reconstructed layers or models thus increasingly affects the meaningfulness of the images until, in extreme cases, they no longer contain usable information.
  • the resolution is therefore limited by the apparatus used and, in particular, by the resolution of the sensor used.
  • the condition established by the image reconstruction algorithm of the complete imaging of the object in the individual projections limits the spatial resolution, since this limits the optical magnification of the object to be examined on the detector caused by geometrical variations of the distances between detector and object ,
  • Some embodiments of the present invention enable the detailed CT imaging of an object region of interest within an object by first generating a first projection data set of the object with a first, low resolution, and then having a second projection data set comprising only the object region of interest with a second , higher resolution is detected.
  • a CT reconstruction of the first area of the object with the first resolution can be obtained, wherein the object area of interest located within or at the edge of the first area can be reconstructed with the second, higher resolution ,
  • the first and the second area are recorded simultaneously, for example by using two detectors of different geometric extent and spatial resolution.
  • the high-resolution detector can be arranged, for example, in front of the low-resolution detector, whereby the regions of the low-resolution detector shaded by the high-resolution detector can be substituted by using the image data of the high-resolution detector to detect the missing data in the image of the detector low resolution.
  • the object is moved or becomes the distance between the detector and the object varies, so that the object can be recorded by means of a detector with different magnification factors in order to obtain the artifact-free high-resolution representation of the object region of interest (ROI "region of interest") by the subsequent combination of the two projection data sets.
  • ROI region of interest
  • the concept of dual recording or double generation of projection data sets of different resolution can also be implemented in conjunction with different X-ray sources or with X-radiation of different wavelengths. Since the absorption cross section of X-radiation is dependent on material and energy, maximum image contrast, depending on the object being examined, can be achieved at different energies of the X-radiation used. Thus, if the object to be examined contains different materials, different X-ray energies can lead to the resolution achievable being identical for both materials, despite the different absorption properties.
  • resolution in the context of this application or the invention is thus to be understood not merely as spatial resolution, but as a term which describes how much information can be obtained from the data or the individual projection photographs.
  • a detector of arbitrarily high spatial resolution the information obtained is approximately zero when X-ray of such low energy is used that it is almost completely absorbed by the object. In the extreme case of extremely high X-ray energy, in which hardly any absorption takes place, this naturally also applies.
  • the first projection images with the lower resolution and the higher-resolution part of the object of the second projection image and the object regions of the first image by the corresponding object regions (the object regions of interest) of the second, higher-resolution projection image replace.
  • a standard CT reconstruction algorithm can be used if the data provided to it has been scanned at the same resolution.
  • the first low-resolution projection image in the resolution of the second projection image by, for example, obtaining the image information for the resampled locations by interpolation from the lower resolution image information.
  • a combination recording or a resulting intermediate recording to which a standard CT algorithm can be applied can then be formed by replacing the image information of the newly scanned first projection image at the location of the object region of interest with the image information of the second projection image becomes.
  • a second possible combination and a second combination rule associated therewith result when the data in the second projection image are processed in such a way that only information about the high-frequency image portions in the object region of interest is taken from it.
  • the low-frequency image information (low spatial frequencies) is already present in the first projection image. included. If this preprocessing of the second projection data set is carried out such that all image information or approximately all image information is contained above a cutoff frequency defined by the maximum mapable location information in the lower resolution images of the first projection data set, both projection data sets can be simply added combine the corresponding recordings so that the resolution of the second projection recordings is available in the object area of interest without artefacts or similar picture disturbances being caused by the separate preprocessing.
  • a pre-transformation for the second projection exposures is used to extract those higher-frequency image portions associated with the object region of interest corresponding to a wavelet decomposition of the image in the back-propagated image.
  • the representation or wavelet decomposition can be chosen so that the wavelets contribute to the reconstruction only in the object region of interest, but there describe the relevant information, namely the high-frequency image components.
  • combination recordings can be obtained, which provides the desired high resolution artifact-free in the object region of interest.
  • the high-frequency and the low-frequency image components can be processed and reconstructed separately, wherein a combination of the representations after the reconstruction can be effected by addition.
  • Fig. 1 shows a setup of a CT system
  • FIG. 2 schematically shows the generation of two projection data sets of different resolution
  • Fig. 4 shows an embodiment of a combination rule for combining the projection images of different resolution to obtain a CT reconstruction of the object region of interest
  • FIG. 5 shows an alternative embodiment of a combination rule to obtain a CT reconstruction from two different resolution projection data sets
  • FIG. 6 shows another embodiment of a combination rule to obtain a CT reconstruction from two projection data sets of different resolution
  • Fig. 7 shows another embodiment of a combination rule.
  • FIG. 1 shows schematically the basic elements and their relative arrangement of a CT measurement setup, the understanding of which is required for the following discussion of some embodiments of the invention.
  • FIG. 1 shows an (idealized) X-ray source 2 assumed to be punctiform, by means of which an X-ray source 2, which is located within a measuring field 4, is located. ordered object is imaged onto a detector 6.
  • the punctual X-ray source 2 the achievable spatial resolution limiting factors are the distance b of the X-ray source 2 to the detector 6, the distance a of the X-ray source 2 to the center (position of the axis of rotation) of the measuring field 4, the size of the object W (here assumed as diameter of the measuring field), as well as the distance ⁇ of two adjacent pixels or detector elements of the detector 6, the total geometric extent of which should be in the considered dimension D.
  • the object in this case replaced by the spatial extent W of the measuring field 4
  • the object should be completely contained horizontally in the individual projection images of the detector 6.
  • a projection data set comprising a plurality of projection images is usually obtained by either rotating the object or the measuring field 4 relative to the arrangement of the X-ray source 2 and the detector 6, wherein the angle increments ⁇ i of the rotation can in principle be chosen freely, as will be seen below will be executed.
  • the X-ray source 2 and the detector 6 can be rotated about the center of rotation (center of the measuring field 4).
  • magnification factor M is given by the distances of the axis of rotation (on which usually the object is stored centrally) from the detector or from the source
  • D the width of the input surface of the detector, which is typically determined by the type of flat-panel converter installed in the CT system and can not be adapted to different problems.
  • Fig. 2 shows an embodiment of the invention in which a first projection data set having a first area of the object comprising an area of interest is generated with a first resolution, while a second projection data set for the object area of interest is generated with a second, higher resolution.
  • FIG. 2 a shows the situation in which a projection data set of the entire object (measuring field) 4 is first generated by means of one and the same detector 6, this projection data record having a first resolution which is determined by the geometrical relationships described above.
  • FIG. 2 b illustrates how a second projection data set can be obtained with the same detector 6 for an object region 10 of interest, which is arranged here in the center of the measurement field 4 without restricting generality.
  • object region 10 of interest which is arranged here in the center of the measurement field 4 without restricting generality.
  • alternative embodiments or alternative applications of the concept can also image areas of interest of interest that are not in the center of the rotation in high-resolution.
  • the distance between object 4 (or between the center of rotation 12) and detector 6 is varied to change the magnification factor.
  • the detector away from the object or to be moved to change the magnification. This corresponds in the transmitted sense to a detector or two separate detectors, as described below, which have a high-resolution range within a low-resolution range.
  • the detector is connected to a combination device 8, which makes it possible to combine the projection data sets, as explained below.
  • FIGS. 2 a and 2 b show a measurement of the same object twice with different magnification factors in order to enable a high-resolution reconstruction without artifacts within an object region 10 of interest.
  • the magnification is chosen such that the object can be completely imaged in all projections and reconstructed artifact-free with a first resolution.
  • the second measurement is performed with a magnification factor that can be selected based on the desired resolution to be achieved, without taking into account a complete detection of the entire object rauss.
  • FIGS. 2a and 2b thus show two possible operating modes of a detection device 7, which makes it possible to generate a first projection data record with a first resolution and a second projection data record with a second, higher resolution.
  • the combining means 8 allows to combine the first and second projection data sets according to a combination rule to obtain a CT reconstruction of the first area 4 of the first resolution object and the second object of higher resolution object region 10 of interest.
  • ROI region of interest
  • the number of acquired projections will be the same for both measurements described above. However, the total time for both measurements To reduce gene and thus increase the testing performance of a designed according to this invention computed tomography system, the projection number in the first measurement (which completely images the object) can be reduced so far that only within the high resolution to be reconstructed portion of the minimum requirements for Winkelabtastuhg be fulfilled.
  • the fact that one is only interested in the image information within the object region of interest can additionally be taken into account by the fact that, even in the lower-resolution image, only for the object region of interest, the information, in view of the reduced resolution, maximum possible resolution are recorded.
  • FIG. 3 shows an alternative embodiment for the simultaneous generation of a first projection data set and a second projection data set by means of two different detectors of different resolution. For reasons of clarity, only the schematic, two-dimensional top view of a first detector 20 and a second detector 22 is shown here.
  • the first detector 20, which has a lower spatial resolution, can be arranged, for example, in front of or behind the second detector 22 of the higher spatial resolution. If it is necessary for the image reconstruction or the combination of the images, the image information missing from the second detector 22 by shading on the projection images of the first detector 20 can then easily be substituted by the image information of the second detector 22. An example of such a substitution would be to weight or otherwise combine the intensities of the high resolution pixels to arrive at an intensity value corresponding to a detector pixel of the first detector 20.
  • the arrangement shown here by way of example is not limited to quadratic geometries, rather all detector forms can be combined with one another as desired.
  • the second detector 22 may be arranged so that it does not completely cover an even number of pixels of the first detector 20, as indicated here for the sake of simplicity.
  • the second detector 22 may be movably disposed relative to the first detector 20, as indicated here by a directional arrow 24, for example, so that the second detector 22 moves in two dimensions (x and y directions) relative to the first detector 20 can be.
  • This can be used in setups that are not completely rotationally symmetric, ie in which the second detector 22, as already shown here, is not arranged in the center of the first detector 20, the second detector during rotation of the object of the region of interest or to track the object area of interest.
  • the second detector 22 can also be movable in 3 dimensions in order in addition to be able to vary the effective resolution of the second detector 22 independently of the first detector 20.
  • a second detector in front of a first detector acts as a pre-filter for the X-ray radiation and ensures, at a constant tube voltage or X-ray energy, that the beam qualities and thus the contrast with which different materials are imaged are between the two projections of different spatial resolution differ.
  • a two-spectra data record can additionally be recorded, which can be evaluated with the known methods for material analysis.
  • FIG. 4 shows a first example of a combination rule that can be used to obtain CT reconstructions of an object in which an object of interest is obtained. mapped at high resolution without creating artifacts.
  • the illustration in FIG. 4 schematically picks up the detectors 20 and 22, as introduced in FIG.
  • a first projection image is generated with a first, low resolution
  • the second detector 22 is a second projection image with a second, higher resolution.
  • the individual projection images of the object from the same perspective can, as indicated in FIG. 4, be combined before being transferred to a standard CT image algorithm.
  • the first projection image of the first detector 20 is resampled with the resolution of the second detector 22. This may be done in a step of resampling 24.
  • the image information with the higher resolution can be generated, for example, by interpolation techniques from the image information of the first projection image of the first detector 20 to produce a first intermediate image 26.
  • a second intermediate image 30 can be generated from the second projection image by supplementing image information outside of the interesting object region recorded directly by the second detector 22 with a resolution corresponding to the resolution of the second detector 22 ,
  • the image information required for supplementing the second intermediate image can be obtained from the image information of the first projection image 20.
  • the intermediate image third intermediate image
  • the image information already is contained in the second projection image 22, are completely removed from the interpolated intermediate image representation 26 of the first projection image before the summation so that there is no intensity-related "overexposure" of the relevant image region.
  • FIG. 4 shows a method for combining the two data sets by supplementing the data missing in the high-resolution measurement in the areas of the missing information with the complete data from the complementary measurement. All that is required is a corresponding rescaling of the complete data to a finer sampling raster, with the densities of the sampled projection values being in the same ratio as the magnification factors.
  • the high-resolution projections are supplemented at the edge of the real image by virtual detector columns whose entries are taken from the complete data at the appropriate angle of view with respect to the beam through the center of rotation.
  • FIG. 5 illustrates an alternative possibility of the combination, ie an alternative implementation of a combination rule to combine the first projection data set and the second projection data set or the information contained within the data set, in order to directly reconstruct high-resolution image data in the enlarged measured partial area of the object receive.
  • a back projection of the projection data set 50 with the first, low resolution can first be performed separately from a back projection of the second projection data set 52 of the second, higher resolution.
  • a CT reconstruction of the first projection data set can be performed with conventional CT image reconstruction algorithms. These For example, applying global effect filters to the individual projection images to obtain filtered projection images 54. By means of the back projection of the filtered projection images, a low-resolution CT reconstruction 56 of the data can be carried out.
  • a filtering of the projection recordings associated with this data record with a local and frequency local filter can be performed to obtain a high-frequency filtered representation of the higher resolution projection photographs 58 to obtain.
  • the backprojection 60 then generates an intermediate CT reconstruction of the object in the object region of interest, which contains information only about high-frequency image components (inter-backprojection or interim reconstruction 62). If the intermediate CT reconstruction contains only image components of a frequency which lies above a cutoff frequency defined by the finite resolution of the first projection recordings, the separately generated intermediate CT reconstructions 56 and 62 can be combined by means of a combiner 64 in order to produce the so-called the combined step is to obtain a CT reconstruction 66 of the object in which the object region of interest with the second, higher resolution is contained, without image artifacts being produced by the image reconstruction.
  • Fig. 5 shows an example of a direct method for reconstructing high-resolution image data in the magnified measured subregion of the object by using a wavelet-based reconstruction.
  • the property of the wavelet coefficients is exploited that they are local in space as well as in frequency space, thus contributing only to a limited frequency and spatial portion in the image.
  • the high-frequency contributions from the high-resolution data set can be supplemented casually so that the object is free of artifacts induced by incompleteness of the projections at one go, and with the desired resolution in the central subarea , can be reconstructed.
  • FIGS. 6 and 7 illustrate two alternative possibilities of how, according to the invention, a 3-D reconstruction, that is to say a CT reconstruction of an object including the object region to be highly resolved, can be generated.
  • a 3-D reconstruction that is to say a CT reconstruction of an object including the object region to be highly resolved
  • the combination of the projection data sets of different resolution can be carried out before the actual CT reconstruction (FIG. 6).
  • a separate CT reconstruction based on the first and the pre-transformed second projection data set can be performed before combining the two intermediate CT reconstructions so obtained to obtain the final CT reconstruction of the object.
  • CT reconstruction it is possible to use any desired CT reconstruction algorithms of the kind previously known or developed in the future.
  • FIG. 6 shows an example of how, by combining the projection data sets prior to the actual CT reconstruction, a CT reconstruction of the object can be obtained which has a high spatial resolution in the object area of interest.
  • a first Projection data set 50 of the object made, which comprises at least a first projection image with a first resolution.
  • a second projection data set 52 for the object region of interest is created beforehand, simultaneously or later, which has at least one second projection image of a second, higher resolution (than the resolution of the first projection data set).
  • the projection images of the first projection data set with the lower resolution contain spatial frequencies or image frequencies, up to a predetermined limit frequency limited by the resolution.
  • the projection images of the second projection data set also contain spatial frequencies or image frequencies above this cutoff frequency due to the higher spatial resolution.
  • the second projection data set or the projection image of the second projection data set is pre-transformed in order to obtain a pre-transformed second projection data set 58 having only image frequencies above a predetermined frequency.
  • This frequency may be, for example, the cutoff frequency of the first projection data set, but also a different frequency, which is adapted to the cutoff frequency or tuned to this.
  • the pre-transformation can be, for example, a high-pass filtering. However, any other pre-transformations are also applicable that result in only image frequencies above a predetermined cut-off frequency being included in the pre-transformed second projection data set.
  • only included in the second projection data set also means that the lower frequencies need not be completely removed, but that it is also sufficient to suppress them with respect to the high-frequency image components.
  • the first projection data set can be subjected to low-pass filtering, which is connected to the cut-off frequency of the high-pass filtering of the second projection. onsrissasatzes is adjusted.
  • this low-pass filtering can also be dispensed with since the data of the first projection data set, per se, have a cutoff frequency above which no image frequencies can be contained in the projection images due to the finite detector resolution with which the first projection data set was obtained.
  • a CT reconstruction 66 is finally generated according to a combination rule having the first resolution in the first region of the object and the second, higher resolution in the object region of interest .
  • a third projection data record 80 is first formed for this purpose by a combination of the first projection data set 50 and the pre-transformed second projection data record 58.
  • it is alternatively also possible to generate the combination by means of a likewise pre-transformed representation of the first projection data set.
  • the combination is formed in such a way that the third projection data record in the object region of interest contains image frequencies which are both above and below the predetermined cutoff frequency on which the pre-transformation of the second projection data set is based.
  • One way to perform this combination is a wavelet synthesis of the first projection data set and the pre-transformed second projection data set to arrive at the third projection data set.
  • the CT reconstruction 66 is then obtained by applying a CT reconstruction algorithm to the third projection data set.
  • the projection data sets are not combined by interpolation / extrapolation, Instead, the high frequencies are extracted in the projection data set with the high magnification or the high resolution by means of suitable filtering, wherein the low frequencies can optionally also be extracted in the projection data set with the lower magnification by suitable filtering.
  • These high and low frequency components may then be combined by wavelet synthesis or other suitable means into a new projection 80 containing all the frequencies in the region-of-interest (the object of interest 10).
  • the frequencies that can or should be extracted from the individual projection data sets are specified by the framework conditions and can be freely varied within wide limits.
  • a factor to be considered may be, for example, the magnification factor, which results, for example, from the fact that the region-of-interest should be imaged with maximum magnification for a given detector geometry. That is, the magnification factor ensures that the corresponding frequencies are actually present in the projections.
  • more than two projection data sets, as illustrated in FIG. 6, may be formed and combined in the equivalent manner.
  • the method illustrated in FIG. 6 has the advantage that no artefacts occur through numerical interpolation / extrapolation. This is the case with conventional methods in which the projection data sets with the high magnification are continued only on the basis of the low magnification projection data sets, for which purpose they have to be interpolated. Due to the necessary interpolation / extrapolation results in these methods when joining the projections a numerical inaccuracy. In addition, it can not be guaranteed that all frequencies are completely present in the composite projection. However, this is advantageous for artifact-free reconstruction. By the method described in Fig. 6 and also in Fig. 7 below however, it ensures that all the necessary frequencies are present in the region-of-interest, allowing for artifact-free reconstruction in the region-of-interest.
  • FIG. 7 shows an alternative procedure for generating a CT reconstruction 66 which has a higher resolution in the object region of interest than in the regions of the object surrounding this object region.
  • the method described in FIG. 7 corresponds to the method described in FIG. 6, so that reference is made to the description of FIG. 6 with regard to the description of these steps.
  • first separate intermediate CT reconstructions are generated, which are subsequently copied to the final CT reconstruction 66. That in other words, from the first projection data set 50 or its pre-transformed representation 82, a first intermediate CT reconstruction 90 is generated. Equivalently, a second intermediate CT reconstruction 92 is generated from the pre-transformed second projection data set 58, which of course also has image frequencies above the predetermined cutoff frequency even in the 3-dimensional representation.
  • the CT reconstruction 66 is then obtained by a combination of the first intermediate CT reconstruction 90 and the second intermediate CT reconstruction 92. According to one embodiment of the invention, the combination of these two intermediate CT reconstructions 90 and 92 takes place by means of a wavelet synthesis.
  • the method proposed in Fig. 7 is also based on using different projection data sets.
  • the projection data set with the high Magnification or resolution (the second projection data set 52) are filtered so that the resulting reconstruction 92 only contains the necessary for a wavelet synthesis high frequencies.
  • the projection data set with the lower magnification can be filtered such that the resulting reconstruction contains only the low frequencies necessary for a wavelet synthesis, if this property does not result from the finite detector resolution itself. From these two reconstruction data sets, the region-of-interest can be assembled artifact-free (for example by means of a wavelet synthesis).
  • the method described in FIG. 7 has the advantage, for example, that fewer projection images are required for the projection data set in the combination of already performed intermediate reconstructions for the reconstruction of the low frequencies from the projections with lower resolution. This is precisely the case since intermediate reconstructions are first generated, ie the combination does not already take place on the basis of the projection images. For example, using a dyadic discretization, it is sufficient to measure only half as many projections at the lower magnification as at the higher magnification. This saves on the one hand measurement time and on the other hand reduces the radiation load for the object to be examined.
  • FIGS. 4 to 7 merely describe two examples of a suitable combination or combination of the first projection data set and the second projection data set.
  • the data of two consecutive measurements with different magnification ratios within a particular portion of the object may be combined to provide high resolution image data without sacrificing image quality.
  • the embodiments of the present invention have been discussed primarily in connection with material testing, their application to human diagnostic methods is readily possible.
  • the method can be used, in particular, for inspecting large components which have been manufactured from any materials by any manufacturing process, for which a particularly high requirement is placed on the spatial resolution effective in the test in their inner subareas.
  • a particularly high requirement is placed on the spatial resolution effective in the test in their inner subareas.
  • the test accuracy is greatly improved by the concept described above, both in terms of sensitivity to cracks, voids and pores, as well as specificity in the separation of true and false positive defect findings.
  • the inventive method for CT reconstruction of an object can be implemented in hardware or in software.
  • the implementation may be on a digital storage medium, in particular a Diskette or CD with electronically readable control signals that can interact with a programmable computer system so that the inventive method for CT reconstruction of an object is performed.
  • the invention thus also consists in a computer program product with a program code stored on a machine-readable carrier for carrying out the method according to the invention, when the computer program product runs on a computer.
  • the invention can thus be realized as a computer program with a program code for carrying out the method when the computer program runs on a computer.

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Abstract

Eine CT-Rekonstruktion eines Objekts (4) mit einem hochaufgelösten interessierenden Objektbereich (10) kann artefaktfrei erzeugt werden, indem ein erster Projektionsdatensatz eines ersten, den interessierenden Objektbereich (10) umfassenden Bereichs (4) des Objekts mit mindestens einer ersten Projektionsaufnahme einer ersten Auflösung und ein zweiter Projektionsdatensatz des interessierenden Objektbereichs (4) mit mindestens einer zweiten Projektionsaufnahme einer zweiten, höheren Auflösung, erzeugt wird. Der erste und der zweite Projektionsdatensatz können gemäß einer Kombinationsregel kombiniert werden, um eine CT-Rekonstruktion (66) des ersten Bereichs des Objekts (4) mit der ersten Auflösung und des interessierenden Objektbereichs (10) mit der zweiten, höheren Auflösung zu erhalten.

Description

Vorrichtung und Verfahren zum Erzeugen einer CT- Rβkonstruktion eines Objekts mit einem hoch- aufgelösten interessierenden Objektbereich
Beschreibung
Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung befassen sich mit Möglichkeiten, eine CT-Rekonstruktion eines Ob- jekts zu erzeugen, die in einem besonders interessierenden Objektbereich eine hohe Auflösung aufweist, wobei die Auflösung in anderen, an den interessierenden Objektbereich angrenzenden bzw. diesen umfassenden Objektbereichen geringer ist.
Bei der zerstörungsfreien Prüfung (ZfP) von Objekten bzw. der Untersuchung von Patienten mittels Röntgencomputertomo- graphie wird die erzielbare Auflösung im Wesentlichen durch zwei Faktoren begrenzt. Dies ist zum einen die endliche Ausdehnung der Strahlungsquelle, d. h. desjenigen Bereichs, von dem die zur Tomographie verwendete Strahlung emittiert wird (beispielsweise der Brennfleck einer Röntgenröhre) , zum Anderen die endliche Ausdehnung der Detektorelemente. Bei endlicher Ausdehnung einer dieser beiden Komponenten ist die vielen Rekonstruktionsalgorithmen zugrundeliegende idealisierte Betrachtungsweise eines idealisierten „Röntgenstrahls" infinitesimaler Ausdehnung durch das zu untersuchende Objekt nicht mehr gegeben.
Die zur Abtastung der einzelnen Projektionsbilder im rönt- gensensitiven Detektor verwendeten Pixel, wie beispielsweise die eines elektronischen Flachbildwandlers (beispielsweise einer CCD mit strahlungskonvertierender Beschichtung oder eines direkt konvertierenden Halbleiterdetektors oder dergleichen) , haben selbstverständlich jeweils endlichen Zwischenabstand, wodurch die Auflösung ebenfalls begrenzt wird. Da dies üblicherweise den praktischen Gegebenheiten entspricht, soll im Folgenden ohne Beschränkung der Allgemeinheit angenommen werden, dass die Ausdehnung der Strahlungsquelle kleiner als die die Begrenzung der Auflösung durch den endlichen Abstand der Detektorpixel verursacht ist.
Um mittels Standardalgorithmen eine Serie von Röntgenpro- jektionsbildern, also eine Mehrzahl von Aufnahmen, die aus unterschiedlichen Perspektiven mittels eines ausgedehnten ein- oder zweidimensionalen Detektors gewonnen wurde, artefaktfrei rekonstruieren zu können, muss das Objekt in jeder der aufgenommenen Projektionen in horizontaler Ausdehnung vollständig enthalten sein (wenn das Objekt oben und/oder unten über den Detektor hinausragt, dann führt dies nicht zu Artefakten in der Rekonstruktion) . Mit anderen Worten muss bei einer dreidimensionalen Rekonstruktion (CT-Rekonstruktion) auf jedem zweidimensionalen Schattenbild (Projektion) das Objekt in horizontaler Ausdehnung vollständig abgebildet sein. Die horizontale Ausdehnung beschreibt daher in diesem Zusammenhang diejenige Orientierung des Objekts, bezüglich derer die Perspektive durch die Rotation verändert wird. In der dazu senkrechten, vertikalen Richtung kann das Objekt unvollständig abgebildet werden. Bei punktförmiger Strahlungsquelle und Detektor mit endlichen Ausmaßen kann folglich das Objekt nicht beliebig weit vom Detektor entfernt positioniert werden, da sonst die geometrische Projektion des Objekts über den Detektor hinausragen würde. Je stärker die Bedingung, das Objekt in jeder Projektion vollständig abzubilden, verletzt wird, desto ausgeprägter sind die durch den Bildrekonstruktionsalgorithmus hervorgerufenen Störungen in den CT- Schnittbildern bzw. in den dreidimensionalen Rekonstruktionen des untersuchten Objekts. Der Artefaktanteil in den rekonstruierten Schichten bzw. Modellen beeinträchtigt somit zunehmend die Aussagekraft der Bilder, bis diese im Extremfall keine verwertbaren Informationen mehr enthalten. Zum einen wird die Auflösung also durch die verwendete Apparatur und dabei insbesondere durch die Auflösung des verwendeten Sensors begrenzt. Zum anderen begrenzt die durch den Bildrekonstruktionsalgorithmus aufgestellte Bedingung der vollständigen Abbildung des Objekts in den einzelnen Projektionen die räumliche Auflösung, da dadurch die durch geometrische Variationen der Abstände zwischen Detektor und Objekt verursachte optische Vergrößerung des zu untersuchenden Objekts auf dem Detektor nach oben be- grenzt wird.
Dies ist besonders bei geometrisch ausgedehnten Objekten relevant, wie beispielsweise bei der zerstörungsfreien Materialprüfung von Motoren oder ähnlich großen Bauteilen, bei denen mit der zur Verfügung stehenden Sensorauflösung feine Details nicht mehr aufgelöst werden können, wenn, wie oben beschrieben, das gesamte Objekt in jeder Projektionsansicht auf den Sensor endlicher Größe abgebildet werden muss .
Die Möglichkeit, einen vollständigen Satz von Projektionsdaten in einer vergrößerten Ansicht zu erhalten, indem je Projektion nicht das vollständige Objekt abgebildet wird, existiert nur eingeschränkt, da dann der Bildrekonstrukti- onsalgorithmus erhebliche Artefakte produziert. Dies begründet sich darin, dass der Bildrekonstruktionsalgorithmus davon lebt, die vollständige Information über das Objekt aus allen Perspektiven zu enthalten. Dies ist jedoch dann nicht der Fall, wenn in den Projektionen der Rand des Objekts jeweils nicht abgebildet wird. Dieser Rand trägt jedoch bei einer um 90° gedrehten Ansicht zum Absorptionskoeffizienten und somit zur gesamten Röntgenabsorption mit bei, so dass der CT-Rekonstruktionsalgorithmus in der Rekonstruktion erhebliche Artefakte produziert, wobei deren Größe mit dem Anteil des am Rand des Objekts nicht abgebildeten Bereiches zunimmt. Es besteht also die Notwendigkeit, auch bei geometrisch stark ausgedehnten Objekten Teilbereiche eines Objekts vollständig und artefaktfrei mittels CT-Verfahren untersuchen zu können.
Einige Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung ermöglichen die detailgenaue CT-Abbildung eines interessierenden Objektbereichs innerhalb eines Objekts, indem zunächst ein erster Projektionsdatensatz des Objekts mit einer ersten, niedrigen Auflösung erzeugt wird und indem danach ein zweiter Projektionsdatensatz, der nur den interessierenden Objektbereich umfasst, mit einer zweiten, höheren Auflösung erfasst wird. Durch Kombination der so gewonnenen ersten und zweiten Projektionsdatensätze gemäß einer Kombinationsregel kann eine CT-Rekonstruktion des ersten Bereichs des Objekts mit der ersten Auflösung erhalten werden, wobei der innerhalb oder am Rand des ersten Bereichs angeordnete interessierende Objektbereich mit der zweiten, höheren Auflösung rekonstruiert werden kann. Dabei ist es insbesondere möglich, durch die zweimalige Erfassung des Objekts, einen vollständigen Datensatz zu rekonstruieren, der frei von Bildartefakten innerhalb des interessierenden Objektbereichs bleibt.
Dabei werden gemäß einigen Ausführungsbeispielen der erste und der zweite Bereich simultan aufgenommen, indem beispielsweise zwei Detektoren unterschiedlicher geometrischer Ausdehnung und Ortsauflösung verwendet werden. Dabei kann der Detektor hoher Auflösung beispielsweise vor dem Detek- tor niedriger Auflösung angeordnet werden, wobei die von dem Detektor hoher Auflösung abgeschatteten Bereiche des Detektors niedriger Auflösung durch Verwendung der Bilddaten des Detektors hoher Auflösung substituiert werden können, um die fehlenden Daten im Bild des Detektors nied- riger Auflösung zu ergänzen.
Bei einigen Ausführungsbeispielen wird das Objekt bewegt bzw. es wird der Abstand zwischen Detektor und Objekt variiert, so dass das Objekt mittels eines Detektors mit unterschiedlichen Vergrößerungsfaktoren aufgenommen werden kann, um durch die nachfolgende Kombination der beiden Projektionsdatensätze die artefaktfrei hochaufgelöste Darstellung des interessierenden Objektbereichs (ROI „region of interest") zu erhalten.
Ferner kann gemäß einigen Ausführungsbeispielen das Konzept der doppelten Aufnahme bzw. des doppelten Erzeugens von Projektionsdatensätzen unterschiedlicher Auflösung auch in Verbindung mit unterschiedlichen Röntgenquellen bzw. mit Röntgenstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge implementiert werden. Da der Absorptionsquerschnitt von Röntgenstrahlung material- und energieabhängig ist, kann maximaler Bildkontrast, je nach untersuchtem Objekt, bei unterschiedlichen Energien der verwendeten Röntgenstrahlung erzielt werden. Enthält das zu untersuchende Objekt also unterschiedliche Materialien können unterschiedliche Röntgen- energien dazu führen, dass die erzielbare Auflösung trotz der unterschiedlichen Absorptionseigenschaften für beide Materialien identisch hoch ist.
Der Begriff Auflösung ist im Kontext dieser Anmeldung bzw. der Erfindung also nicht lediglich als Ortsauflösung zu verstehen, sondern als Begriff, der beschreibt, wie viel Information aus den Daten bzw. den einzelnen Projektionsaufnahmen gewonnen werden kann. Als anschauliches Beispiel mag hier dienen, dass, obwohl ein Detektor mit beliebig hoher Ortsauflösung verwendet wird, die erhaltene Informa- tion näherungsweise null ist, wenn Röntgenstrahlung so geringer Energie verwendet wird, dass diese fast vollständig vom Objekt absorbiert wird. Im Extremfall äußerst hoher Röntgenenergie, bei der kaum Absorption stattfindet, gilt dies selbstverständlich ebenfalls.
Werden zwei Projektionsaufnahmen mit jeweils unterschiedlichen Auflösungen angefertigt, ergeben sich unterschiedliche Möglichkeiten bzw. Kombinationsregeln, gemäß derer die beiden Projektionsaufnahmen bzw. die aus mehreren Projektionsaufnahmen bestehenden unterschiedlichen Projektionsdatensätze derart kombiniert werden können, dass sich im interessierenden Objektbereich ein artefaktfreies Bild mit der hohen Auflösung der zweiten Projektionsaufnahme ergibt.
Zum einen besteht die Möglichkeit, die ersten Projektionsaufnahmen mit der niedrigeren Auflösung und den höher aufgelösten Teil des Objekts der zweiten Projektionsaufnah- me zu kombinieren und die Objektbereiche der ersten Aufnahme durch die dazu korrespondierenden Objektbereiche (die interessierenden Objektbereiche) der zweiten, höher aufgelösten Projektionsaufnahme zu ersetzen. Ein Standard-CT- Rekonstruktionsalgorithmus kann dann angewendet werden, wenn die ihm zur Verfügung gestellten Daten mit derselben Auflösung abgetastet wurden.
Daher ist es möglich, gewissermaßen als erste Kombinationsregel die erste Projektionsaufnahme niedriger Auflösung in der Auflösung der zweiten Projektionsaufnahme neu abzutasten, indem beispielsweise die Bildinformation für die neu abgetasteten Orte bzw. Positionen durch Interpolation aus den Bildinformationen der niedrigeren Auflösung gewonnen werden. Eine Kombinationsaufnahme bzw. eine daraus resul- tierende Zwischenaufnahme, auf die ein Standard-CT- Algorithmus angewandt werden kann, kann dann dadurch gebildet werden, dass die Bildinformation der neu abgetasteten ersten Projektionsaufnahme an der Stelle des interessierenden Objektbereichs durch die Bildinformation der zweiten Projektionsaufnahme ersetzt wird.
Eine zweite Kombinationsmöglichkeit und eine dazu zugeordnete zweite Kombinationsregel ergeben sich, wenn die Daten in der zweiten Projektionsaufnahme so bearbeitet werden, dass diesen lediglich Information über die hochfrequenten Bildanteile in dem interessierenden Objektbereich entnommen wird. Die niederfrequente Bildinformation (niedrige Ortsfrequenzen) ist bereits in den ersten Projektionsauf- nahmen enthalten. Wird diese Vorverarbeitung des zweiten Projektionsdatensatzes so durchgeführt, dass sämtliche Bildinformationen bzw. näherungsweise sämtliche Bildinformationen oberhalb einer Grenzfrequenz, die durch die maxi- mal abbildbare Ortsinformation in den niedriger aufgelösten Bildern des ersten Projektionsdatensatzes definiert ist, enthalten ist, lassen sich beide Projektionsdatensätze durch einfache Addition der entsprechenden Aufnahmen so kombinieren, dass in dem interessierenden Objektbereich die Auflösung der zweiten Projektionsaufnahmen zur Verfügung steht, ohne dass durch das getrennte Vorprozessieren Artefakte oder ähnliche Bildstörungen entstehen.
Bei einigen Ausführungsbeispielen wird eine Vortransforma- tion für die zweiten Projektionsaufnahmen verwendet, um diejenigen, dem interessierenden Objektbereich zugeordneten höherfrequenten Bildanteile zu extrahieren, die im rückpro- jizierten Bild einer Wavelet-Zerlegung der Aufnahme entsprechen. Durch die Eigenschaft der Orts- und Frequenzloka- lität der Wavelet-Basisfunktionen kann obiges Kriterium sichergestellt werden. Das heißt, die Darstellung bzw. Wavelet-Zerlegung kann so gewählt werden, dass die Wavelets lediglich im interessierenden Objektbereich zur Rekonstruktion beitragen, dort jedoch die relevante Information, nämlich die hochfrequenten Bildanteile, beschreiben. Auf diese Art und Weise können Kombinationsaufnahmen erhalten werden, die im interessierenden Objektbereich die gewünschte hohe Auflösung artefaktfrei liefert. Dabei können insbesondere die hochfrequenten und die niederfrequenten Bildan- teile getrennt prozessiert und rekonstruiert werden, wobei eine Kombination der Darstellungen nach der Rekonstruktion durch Addition erfolgen kann.
Eine Rückschluss von der zu erzielenden Wavelet-Darstellung der rekonstruierten Aufnahmen auf die Filter bzw. Operationen einer Vortransformation, die auf die einzelnen Projektionsaufnahmen anzuwenden sind, sind für den Fachmann ohne weiteres möglich. Einige spezielle Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung werden in den nachfolgenden Absätzen anhand der beigefügten Figuren eingehender erläutert. Dabei zeigen:
Fig. 1 ein Setup eines CT-Systems;
Fig. 2 schematisch das Erzeugen zweier Projektionsdatensätze unterschiedlicher Auflösung;
Fig. 3 schematisch eine alternative Möglichkeit zur gleichzeitigen Erzeugung zweier Projektionsdatensätze unterschiedlicher Auflösung;
Fig. 4 ein Ausführungsbeispiel einer Kombinationsregel zum Kombinieren der Projektionsaufnahmen unterschiedlicher Auflösung, um eine CT-Rekonstruktion des interessierenden Objektbereichs zu erhalten;
Fig. 5 ein alternatives Ausführungsbeispiel einer Kombinationsregel, um eine CT-Rekonstruktion aus zwei Projektionsdatensätzen unterschiedlicher Auflösung zu erhalten;
Fig. 6 ein weiteres Ausführungsbeispiel einer Kombinationsregel, um eine CT-Rekonstruktion aus zwei Projektionsdatensätzen unterschiedlicher Auflösung zu erhalten; und
Fig. 7 ein weiteres Ausführungsbeispiel einer Kombinationsregel.
Fig. 1 zeigt schematisch die grundlegenden Elemente und deren relative Anordnung eines CT-Messaufbaus, deren Ver- ständnis zur folgenden Diskussion einiger Ausführungsbeispiele der Erfindung erforderlich ist. Dabei zeigt Fig. 1 eine (idealisiert) als punktförmig angenommene Röntgenquelle 2, mittels derer ein innerhalb eines Messfeldes 4 ange- ordnetes Objekt auf einen Detektor 6 abgebildet wird. Die, bei punktförmiger Röntgenquelle 2, die erzielbare Ortsauflösung begrenzenden Faktoren sind der Abstand b der Röntgenquelle 2 zum Detektor 6, der Abstand a der Röntgenquelle 2 zum Zentrum (Position der Drehachse) des Messfeldes 4, die Größe des Objekts W (hier angenommen als Durchmesser des Messfeldes), sowie der Abstand Δ zweier benachbarter Pixel bzw. Detektorelemente des Detektors 6, dessen gesamte geometrische Ausdehnung in der betrachteten Dimension D betragen soll.
Wie bereits oben beschrieben, sollte für die Anwendung von Standard-CT-Bildrekonstruktionsverfahren das Objekt (in diesem Fall ersetzt durch die räumliche Ausdehnung W des Messfeldes 4) in horizontaler Ausdehnung vollständig in den einzelnen Projektionsaufnahmen des Detektors 6 enthalten sein. Ein Projektionsdatensatz bestehend aus mehreren Projektionsaufnahmen wird üblicherweise dadurch gewonnen, dass entweder das Objekt bzw. das Messfeld 4 relativ zur Anordnung von Röntgenquelle 2 und Detektor 6 rotiert wird, wobei die Winkelinkremente Δαi der Rotation im Prinzip frei gewählt werden können, wie es weiter unten noch ausgeführt werden wird. Alternativ kann, wie beispielsweise bei einem Computertomographen zur Verwendung in der Humanmedizin, die Röntgenquelle 2 und der Detektor 6 um das Rotationszentrum (Zentrum des Messfeldes 4) rotiert werden. Wird obige Forderung nach vollständiger Abbildung des Objekts in den Projektionen erfüllt, bedeutet dies, dass eine effektive Ortsauflösung Δeffektiv von der Größe des Objekts und damit von der maximal einsetzbaren Vergrößerung abhängt, da die effektive Abtastung (innerhalb des Objekts) durch einen Detektor (Pixelabstand Δ) reziprok mit dem Vergrößerungsfaktor kleiner wird:
Δeffektiv = Δ/M ( 1 ) Der Vergrößerungsfaktor M ist dabei gegeben durch die Abstände der Drehachse (auf der üblicherweise das Objekt mittig gelagert wird) vom Detektor bzw. von der Quelle
M - ≥a. (2:
Mit b als dem Abstand der Quelle zum Detektor und a als dem Abstand der Quelle zum Drehmittelpunkt.
Es sei W der Durchmesser des Messfeldes und damit die maximale Objektgröße, die garantiert, dass jede Projektion vollständig auf dem Detektor abgebildet wird. Die Obergrenze für die Vergrößerung folgt hieraus als
M"» = ^' (3)
mit D als die Breite der Eingangsfläche des Detektors, die typischerweise durch die Bauart des in dem CT-System installierten Flachbildwandlers festgelegt ist und nicht an unterschiedliche Problemstellungen angepasst werden kann.
Für einen Flachbildwandler mit ND Detektorelementen pro Spalte oder Zeile (wobei die Gültigkeit dieser Überlegung nicht auf quadratische Detektoren beschränkt ist) gilt:
D = ND • Δ ( 4 )
und somit
W Δef fektiV( mln = Δ / Mraax = — ( 5 )
Nn
Das heißt, dass bei vollständiger Abbildung des Objekts im oben beschriebenen Sinn selbst bei ausreichend kleinem Brennfleck die Auflösung effektiv durch W/ND begrenzt ist. Zum Beispiel lässt sich ein zylindrisches Gussteil mit 200 mm Durchmesser unter Verwendung eines 1.024-spaltigem Detektor nicht besser als mit ca. 195 μm Auflösung in den Schnittebenen abbilden.
Das Wählen eines so großen Vergrößerungsfaktors, dass für jede Projektion lediglich ein innerer Teilbereich eines Objekts innerhalb des Messfeldes 4, dafür jedoch mit größe- rer Vergrößerung, aufgenommen wird, ist aufgrund der vorhergehenden Überlegungen unmöglich, da dies zu starken Bildartefakten führen würde, die im Extremfall eine sinnvolle Interpretation der Aufnahmen nicht mehr möglich machen.
Fig. 2 zeigt ein Ausführungsbeispiel der Erfindung, bei dem ein erster Projektionsdatensatz mit einer ersten, einen interessierenden Objektbereich umfassenden Bereich des Objekts mit einer ersten Auflösung erzeugt wird, während ein zweiter Projektionsdatensatz für den interessierenden Objektbereich mit einer zweiten, höheren Auflösung erzeugt wird. Dies ermöglicht es, die beiden Projektionsdatensätze mittels einer geeigneten Kombinationsregel zu kombinieren, um zu einer CT-Rekonstruktion des Objekts bzw. des interes- sierenden Teils des Objekts zu gelangen, die im interessierenden Objektbereich hochaufgelöst ist, ohne Artefakte aufzuweisen.
Fig. 2 bedient sich dabei derselben Symbole und Terminolo- gie wie in Fig. 1 bereits eingeführt, so dass auf eine erneute Erläuterung der entsprechenden Komponenten verzichtet werden kann.
Generell gilt, dass im Kontext dieser Beschreibung funkti- onsgleiche oder funktionsähnliche Elemente mit denselben Bezugszeichen versehen sind, wobei deren Beschreibung anhand der einzelnen Figuren wechselseitig aufeinander anwendbar ist. Fig. 2a zeigt die Situation, wie mittels ein und desselben Detektors 6 zunächst ein Projektionsdatensatz des gesamten Objekts (Messfeldes) 4 erzeugt wird, wobei dieser Projekti- onsdatensatz eine erste Auflösung aufweist, die durch die oben beschriebenen geometrischen Verhältnisse bestimmt ist.
Fig. 2b illustriert, wie ein zweiter Projektionsdatensatz mit demselben Detektor 6 für einen interessierenden Objekt- bereich 10, der hier ohne Beschränkung der Allgemeinheit im Zentrum des Messfeldes 4 angeordnet ist, gewonnen werden kann. Alternative Ausführungsbeispiele bzw. alternative Anwendungen des Konzepts können selbstverständlich auch interessierende Objektbereiche hochaufgelöst abbilden, die sich nicht im Zentrum der Rotation befinden.
Wie in Fig. 2b dargestellt, wird zur Änderung des Vergrößerungsfaktors der Abstand zwischen Objekt 4 (bzw. zwischen dem Zentrum der Rotation 12) und Detektor 6 variiert. Dazu kann beispielsweise der Detektor vom Objekt weg bzw. darauf zu bewegt werden, um die Vergrößerung zu verändern. Diese entspricht im Übertragenen Sinn einem Detektor bzw. zwei getrennten Detektoren, wie sie weiter unten beschrieben werden und die einen hochauflösenden Bereich innerhalb eines niedrigauflösenden Bereiches aufweisen.
Der Detektor ist mit einer Kombinationseinrichtung 8 verbunden, die es ermöglicht, die Projektionsdatensätze, wie weiter unten ausgeführt, zu kombinieren.
Mit anderen Worten zeigen die Fig. 2a und 2b eine zweimalige Messung desselben Objekts mit unterschiedlichen Vergrößerungsfaktoren, um eine hochaufgelöste Rekonstruktion ohne Artefakte innerhalb eines interessierenden Objektbereichs 10 zu ermöglichen. Bei der ersten Messung wird die Vergrößerung so gewählt, dass das Objekt vollständig in allen Projektionen abgebildet und artefaktfrei mit einer ersten Auflösung rekonstruiert werden kann. Die zweite Messung wird mit einem Vergrößerungsfaktor durchgeführt, der anhand der erwünschten zu erzielenden Auflösung gewählt werden kann, ohne dass dabei auf eine vollständige Erfassung des gesamten Objekts Rücksicht genommen werden rauss.
Die Figuren 2a und 2b zeigen somit zwei mögliche Betriebsarten einer Erfassungseinrichtung 7, die es ermöglicht einen ersten Projektionsdatensatz mit einer ersten Auflösung und eine zweiten Projektionsdatensatz mit einer zwei- ten, höheren Auflösung, zu erzeugen.
Die Kombinationseinrichtung 8 erlaubt, den ersten und den zweiten Projektionsdatensatz gemäß einer Kombinationsregel zu kombinieren, um eine CT-Rekonstruktion des ersten Be- reichs 4 des Objekts mit der ersten Auflösung und des interessierenden Objektbereichs 10 mit der zweiten, höheren Auflösung zu erhalten.
Beide Datensätze lassen sich durch geeignete Mittel so kombinieren, dass in dem interessierenden Objektbereich (ROI = region of interest) , hier beispielsweise der zentrale Bereich, die gewünschte Auflösung erzielt wird, ohne dass die Bildqualität im Volumendatensatz, welcher das gesamte Objekt repräsentiert, nach der CT-Rekonstruktion aus der Unvollständigkeit der Daten resultierende Artefakte aufweist .
Ausführungsbeispiele geeigneter Kombinationen bzw. geeigneter Kombinationsregeln (Mitteln zum Kombinieren) werden nachfolgend anhand der Fig. 4 und 5 noch eingehender erläutert werden.
Bei dem in den Figuren 2a und 2b vorgeschlagenen Vorgehen ergibt sich hinsichtlich der Winkelinkremente, in denen die Rotation durchgeführt wird, auch die Möglichkeit, durch geschickte Wahl derselben, die Anzahl der erforderlichen Projektionen bezüglich der Auflösung zu optimieren und somit die Effizienz zu erhöhen und Messzeit zu sparen. Das heißt, bei einem durch das zur Verfügung stehende CT- System vorgegebenen Flachbildwandler vorbestimmter Größe ist der vom Benutzer wählbare Parameter für die Anzahl der Winkelpositionen auf dem Vollkreis, aus denen Projektionsbilder akquiriert werden, wählbar.
Die radiale Abtastung im Abstand RM vom Drehzentrum 12 ergibt sich bei einem angenommenen Winkelinkrement von Δα direkt aus der Bogenlänge:
Δr = RM • Δα (6)
Das Winkelinkrement folgt direkt aus der Anzahl der Winkel- Positionen auf dem Vollkreis:
Δα = 2π
N„
Setzt man die radiale Abtastung am Rande des Messfeldes (dem maximalen Abstand zweier Strahlen in aufeinanderfolgenden Projektionen) dem Abtastabstand Δeffektiv innerhalb der Projektion aus (1) gleich, ergibt sich für die Zahl der Projektionswinkel :
Figure imgf000016_0001
oder
W-π
N0=N0 -M !9) D
Im einfachsten Fall wird die Zahl der akquirierten Projektionen bei beiden im Vorangegangenen beschriebenen Messungen gleich sein. Um jedoch die Gesamtzeit für beide Messun- gen zu reduzieren und somit die Prüfleistung eines gemäß dieser Erfindung konzipierten Computertomographiesystems zu erhöhen, kann die Projektionszahl bei der ersten Messung (welche das Objekt vollständig abbildet) so weit reduziert werden, dass nur innerhalb des mit hoher Auflösung zu rekonstruierenden Teilbereichs die Mindestanforderungen für die Winkelabtastuhg erfüllt werden.
Das heißt, der Tatsache, dass man lediglich an der Bildin- formation innerhalb des interessierenden Objektbereichs interessiert ist, kann zusätzlich dadurch Rechnung getragen werden, dass auch in der niedriger aufgelösten Aufnahme nur für den interessierenden Objektbereich die Information mit der, angesichts der reduzierten Auflösung, maximal mögli- chen Auflösung aufgezeichnet werden.
Fig. 3 zeigt ein alternatives Ausführungsbeispiel zum gleichzeitigen Erzeugen eines ersten Projektionsdatensatzes und eines zweiten Projektionsdatensatzes mittels zweier unterschiedlicher Detektoren unterschiedlicher Auflösung. Aus Gründen der Übersichtlichkeit ist hier lediglich die schematische, zweidimensionale Aufsicht eines ersten Detektors 20 und eines zweiten Detektors 22 dargestellt.
Der erste Detektor 20, der eine geringere Ortsauflösung besitzt, kann z.B. vor oder hinter dem zweiten Detektor 22 der höheren Ortsauflösung angeordnet sein. Sofern es für die Bildrekonstruktion bzw. die Kombination der Bilder erforderlich ist, kann dann ohne weiteres die von dem zweiten Detektor 22 durch Abschattung auf den Projektionsaufnahmen des ersten Detektors 20 fehlende Bildinformation durch die Bildinformation des zweiten Detektors 22 substituiert werden. Ein Beispiel für eine solche Substitution wäre etwa, die Intensitäten der hochaufgelösten Pixel gewichtet zu summieren oder anderweitig zu kombinieren, um zu einem Intensitätswert zu gelangen, der einem Detektorpixel des ersten Detektors 20 entspricht. Die hier exemplarische gezeigte Anordnung ist dabei nicht auf quadratische Geometrien beschränkt, vielmehr sind sämtliche Detektorformen beliebig miteinander kombinierbar. Auch kann der zweite Detektor 22 so angeordnet sein, dass dieser nicht eine geradzahlige Anzahl von Pixeln des ersten Detektors 20 vollständig überdeckt, wie hier der Einfachheit halber angedeutet.
Ferner kann gemäß einigen Ausführungsbeispielen der zweite Detektor 22 relativ zum ersten Detektor 20 beweglich angeordnet sein, wie hier beispielsweise durch einen Richtungspfeil 24 angedeutet, so dass der zweite Detektor 22 in zwei Dimensionen (x- und y-Richtung) relativ zum ersten Detektor 20 bewegt werden kann. Dies kann bei Setups, die nicht vollständig rotationssymmetrisch sind, bei denen also der zweite Detektor 22, wie hier bereits gezeigt, nicht im Zentrum des ersten Detektors 20 angeordnet ist, dazu verwendet werden, den zweiten Detektor bei Rotation des Objekts der Region of Interest bzw. dem interessierenden Objektbereich nachzuführen. Ferner kann der 2. Detektor 22 auch in 3 Dimensionen beweglich sein, um so zusätzlich die effektive Auflösung des 2. Detektors 22 unabhängig vom 1. Detektor 20 variieren zu können.
Zusätzlich wirkt ein zweiter Detektor vor einem ersten Detektor wie ein Vorfilter für die Röntgenstrahlung und sorgt bei einer konstanten Röhrenspannung bzw. Röntgenener- gie dafür, dass sich die Strahlenqualitäten und damit der Kontrast, mit dem unterschiedliche Materialien abgebildet werden, zwischen den beiden Projektionen unterschiedlicher Ortsauflösung unterscheiden. Dadurch kann zusätzlich ein Zwei-Spektren-Datensatz aufgezeichnet werden, der mit den bekannten Methoden zur Materialanalyse ausgewertet werden kann.
Fig. 4 zeigt ein erstes Beispiel einer Kombinationsregel, die verwendet werden kann, um CT-Rekonstruktionen eines Objekts zu erhalten, in denen ein interessierender Objekt- bereich mit hoher Auflösung abgebildet wird, ohne Artefakte zu erzeugen. Die Darstellung in Fig. 4 greift dabei die Detektoren 20 und 22 schematisch auf, wie sie in Fig. 3 eingeführt wurden. Dabei wird mittels des ersten Detektors 20 eine erste Projektionsaufnahme mit einer ersten, niedrigen Auflösung erzeugt und mit dem zweiten Detektor 22 eine zweite Projektionsaufnahme mit einer zweiten, höheren Auflösung. Die einzelnen Projektionsaufnahmen des Objekts aus derselben Perspektive können, wie in Fig. 4 angedeutet, kombiniert werden, bevor sie einem Standard-CT- Bildalgorithmus übergeben werden. Dazu wird, wie es in Fig. 4 dargestellt ist, die erste Projektionsaufnahme des ersten Detektors 20 mit der Auflösung des zweiten Detektors 22 neu abgetastet. Dies kann in einem Schritt der Neuabtastung 24 erfolgen. Die Bildinformationen mit der höheren Auflösung können dabei beispielsweise durch Interpolationstechniken aus den Bildinformationen der ersten Projektionsaufnahme des ersten Detektors 20 erzeugt werden, um ein erstes Zwischenbild 26 zu erzeugen.
Alternativ oder zusätzlich kann, wie es durch den Ergänzungsschritt 28 angedeutet ist, ein zweites Zwischenbild 30 aus der zweiten Projektionsaufnahme erzeugt werden, indem Bildinformationen außerhalb des direkt mittels des zweiten Detektors 22 aufgenommenen interessierenden Objektbereichs mit einer zur Auflösung des zweiten Detektors 22 korrespondierenden Auflösung ergänzt wird. Die zur Ergänzung erforderlichen Bildinformationen zur Erzeugung des zweiten Zwischenbildes können dabei aus den Bildinformationen der ersten Projektionsaufnahme 20 gewonnen werden. In beiden Fällen ist es zur Erzeugung des Zwischenbildes (drittes Zwischenbild) , welches einem Standard-CT-Algorithmus übergeben werden kann, erforderlich, die erste Projektionsaufnahme 20 und die zweite Projektionsaufnahme 22 geeignet zu kombinieren. Dies kann, sofern das erste Zwischenbild 26 direkt mit der zweiten Projektionsaufnahme 22 kombiniert wird, beispielsweise durch eine Summation 32 geschehen. Dabei kann alternativ auch die Bildinformation, die bereits in der zweiten Projektionsaufnahme 22 enthalten ist, aus der interpolierten Zwischenbilddarstellung 26 der ersten Projektionsaufnahme vor der Summation vollständig entfernt werden, so dass es zu keiner intensitätsmäßigen „Überbe- lichtung" des betreffenden Bildbereiches kommt.
Mit anderen Worten zeigt Fig. 4 eine mit Methode zur Kombination der beiden Datensätze, indem die in der hochauflösenden Messung fehlenden Daten in den Bereichen der fehlen- den Information durch die vollständigen Daten aus der komplementären Messung ergänzt werden. Dabei muss lediglich eine entsprechende Umskalierung der vollständigen Daten auf ein feineres Abtastraster durchgeführt werden, wobei die Dichten der abgetasteten Projektionswerte im gleichen Verhältnis wie die Vergrößerungsfaktoren stehen. Die hochaufgelösten Projektionen werden am Rand des realen Bildes durch virtuelle Detektorspalten ergänzt, deren Einträge aus den vollständigen Daten unter dem entsprechenden Sichtwinkel bezüglich des Strahls durch das Drehzentrum entnommen werden.
Fig. 5 illustriert eine alternative Möglichkeit der Kombination, also eine alternative Implementierung einer Kombinationsregel, um den ersten Projektionsdatensatz und den zweiten Projektionsdatensatz bzw. die innerhalb der Datensatzes enthaltenen Informationen zu kombinieren, um eine direkte Rekonstruktion von hochauflösenden Bilddaten im vergrößert gemessenen Teilbereich des Objekts zu erhalten.
Dabei kann eine Rückprojektion des Projektionsdatensatzes 50 mit der ersten, niedrigen Auflösung zunächst getrennt von einer Rückprojektion des zweiten Projektionsdatensatzes 52 der zweiten, höheren Auflösung durchgeführt werden. Vorausgesetzt, in dem ersten Projektionsdatensatz 50 wird das Objekt mit dem interessierenden Objektbereich vollständig abgebildet, kann eine CT-Rekonstruktion des ersten Projektionsdatensatzes mit herkömmlichen CT- Bildrekonstruktionsalgorithmen vorgenommen werden. Diese beinhalten beispielsweise das Anwenden global wirkender Filter auf die einzelnen Projektionsaufnahmen, um gefilterte Projektionsaufnahmen 54 zu erhalten. Mittels der Rückprojektion der gefilterten Projektionsaufnahmen kann eine niedrig aufgelöste CT-Rekonstruktion 56 der Daten erfolgen. Unabhängig davon kann, basierend auf dem zweiten Projektionsdatensatz 52 der höheren Auflösung, eine Filterung der diesem Datensatz zugeordneten Projektionsaufnahmen mit einem orts- und frequenzlokalen Filter (beispielsweise korrespondierend zu einer Wavelet-Zerlegung) vorgenommen werden, um eine hochfrequenzgefilterte Repräsentation der Projektionsaufnahmen der höheren Auflösung 58 zu erhalten.
Durch die Rückprojektion 60 wird dann eine Zwischen-CT- Rekonstruktion des Objekts in dem interessierenden Objektbereich erzeugt, die lediglich Informationen über hochfrequente Bildanteile enthält (Zwischen-Rückprojektion bzw. Zwischen-Rekonstruktion 62) . Enthält die Zwischen-CT- Rekonstruktion lediglich Bildanteile einer Frequenz, die oberhalb einer durch die endliche Auflösung der ersten Projektionsaufnahmen definierte Grenzfrequenz liegt, können die getrennt voneinander erzeugten Zwischen-CT- Rekonstruktionen 56 und 62 mittels eines Kombinierers 64 kombiniert werden, um nach dem so erfolgten Kombinations- Schritt eine CT-Rekonstruktion 66 des Objekts zu erhalten, in der der interessierende Objektbereich mit der zweiten, höheren Auflösung enthalten ist, ohne dass durch die Bildrekonstruktion Bildartefakte erzeugt wurden. Während der Kombination von 56 und 62 wird gegebenenfalls 56 mit einem Operator behandelt, der zu den auf der Projektion angewandten Filtern für die Rekonstruktion der tieffrequenten Anteile assoziiert ist, und 62 wird mit einem Operator behandelt, der mit den auf der Projektion angewandten Filtern für die Rekonstruktion der hochfrequenten Anteile assoziiert ist, bevor die beiden so vorprozessierten Zwi- schen-CT-Rekonstruktionen addiert werden. Mit anderen Worten zeigt Fig. 5 ein Beispiel einer direkten Methode zur Rekonstruktion von hochauflösenden Bilddaten im vergrößert gemessenen Teilbereich des Objekts durch Anwendung einer wavelet-basierten Rekonstruktion. Dabei wird die Eigenschaft der Wavelet-Koeffizienten ausgenutzt, dass diese sowohl im Ortsraum als auch im Frequenzraum lokal sind, also nur zu einem begrenzten Frequenz- sowie räumlichen Abschnitt im Bild beitragen. Daher können bei einer Wavelet-Rekonstruktion des vollständigen Datensatzes im zentralen Bereich des Objekts zwanglos die hochfrequenten Beiträge aus dem hochauflösenden Datensatz ergänzt werden, so dass in einem Zug das Objekt frei von durch Unvollständigkeit der Projektionen induzierte Artefakte, sowie im zentralen Teilbereich mit der erwünschten Auflösung, rekon- struiert werden kann.
Die Fig. 6 und 7 illustrieren zwei alternative Möglichkeiten, wie erfindungsgemäß eine 3-D Rekonstruktion, also eine CT-Rekonstruktion eines Objekts inklusive des hoch aufzulö- senden interessierenden Objektbereichs erzeugt werden kann. Dabei kann die Kombination der Projektionsdatensätze unterschiedlicher Auflösung zum einen vor der eigentlichen CT- Rekonstruktion vorgenommen werden (Fig. 6) . Zum anderen kann eine getrennte CT-Rekonstruktion basierend auf dem ersten und dem vortransformierten zweiten Projektionsdatensatz vorgenommen werden, bevor die beiden so erhaltenen intermediären CT-Rekonstruktionen kombiniert werden, um die endgültige CT-Rekonstruktion des Objekts zu erhalten.
Bei der CT-Rekonstruktion können dabei beliebige CT- Rekonstruktionsalgorithmen verwendet werden, wie sie bislang bekannt oder in Zukunft entwickelt werden.
Fig. 6 zeigt dabei ein Beispiel, wie durch Kombination der Projektionsdatensätze vor der eigentlichen CT- Rekonstruktion eine CT-Rekonstruktion des Objekts erhalten werden kann, die im interessierenden Objektbereich eine hohe Ortsauflösung aufweist. Dabei wird zunächst ein erster Projektionsdatensatz 50 des Objekts angefertigt, der mindestens eine erste Projektionsaufnahme mit einer ersten Auflösung umfasst. Zusätzlich wird vorher, gleichzeitig oder später ein zweiter Projektionsdatensatz 52 für den interessierenden Objektbereich erstellt, der mindestens eine zweite Projektionsaufnahme einer zweiten, höheren Auflösung (als die Auflösung des ersten Projektionsdatensatzes) aufweist. Somit enthalten die Projektionsaufnahmen des ersten Projektionsdatensatzes mit der niederen Auflö- sung Ortsfreguenzen bzw. Bildfrequenzen, bis zu einer durch die Auflösung limitierten vorbestimmten Grenzfrequenz. Die Projektionsaufnahmen des zweiten Projektionsdatensatzes enthalten aufgrund der höheren Ortsauflösung auch Ortsfrequenzen bzw. Bildfrequenzen oberhalb dieser Grenzfrequenz.
In einem Schritt der Vortransformation 70 wird der zweite Projektionsdatensatz bzw. die Projektionsaufnahme des zweiten Projektionsdatensatzes vortransformiert, um einen vortransformierten zweiten Projektionsdatensatz 58 zu erhalten, der lediglich Bildfrequenzen oberhalb einer vorbestimmten Frequenz aufweist. Diese Frequenz kann dabei beispielsweise die Grenzfrequenz des ersten Projektionsdatensatzes, aber auch eine andere Frequenz sein, die auf die Grenzfrequenz angepasst bzw. auf diese abgestimmt ist. Die Vortransformation kann dabei beispielsweise eine Hochpassfilterung sein. Beliebige andere Vortransformationen sind jedoch ebenfalls anwendbar, die dazu führen, dass lediglich Bildfrequenzen oberhalb einer vorbestimmten Grenzfrequenz in dem vortransformierten zweiten Projektionsdatensatz enthalten sind. Lediglich in dem zweiten Projektionsdatensatz enthalten bedeutet dabei selbstverständlich auch, dass die niederen Frequenzen nicht vollständig entfernt sein müssen, sondern dass es auch ausreicht, diese bezüglich der hochfrequenten Bildanteile zu unterdrücken.
Parallel dazu kann optional der erste Projektionsdatensatz einer Tiefpassfilterung unterzogen werden, die an die Grenzfrequenz der Hochpassfilterung des zweiten Projekti- onsdatensatzes angepasst ist. Alternativ kann diese Tief- passfilterung jedoch auch entfallen, da die Daten des ersten Projektionsdatensatzes aufgrund der endlichen Detektorauflösung, mit der der erste Projektionsdatensatz gewon- nen wurde, per se eine Grenzfrequenz aufweisen, oberhalb derer keine Bildfrequenzen in den Projektionsaufnahmen enthalten sein können.
Gemäß einigen Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfin- düng wird beim Kombinieren des ersten und des vortransformierten zweiten Projektionsdatensatzes gemäß einer Kombinationsregel letztendlich eine CT-Rekonstruktion 66 erzeugt, die im ersten Bereich des Objekts die erste Auflösung und im interessierenden Objektbereich die zweite, höhere Auflö- sung aufweist. Gemäß dem in Fig. 6 beschriebenen Ausführungsbeispiel wird dazu zunächst ein dritter Projektionsdatensatz 80 durch eine Kombination des ersten Projektionsdatensatzes 50 und des vortransformierten zweiten Projektionsdatensatzes 58 gebildet. Wie bereits erwähnt, ist es alternativ auch möglich, die Kombination mittels einer ebenfalls vortransformierten Repräsentation des ersten Projektionsdatensatzes zu erzeugen. Wesentlich ist, dass die Kombination derart gebildet wird, dass der dritte Projektionsdatensatz in dem interessierenden Objektbereich Bildfrequenzen enthält, die sowohl oberhalb als auch unterhalb der vorbestimmten Grenzfrequenz sind, die der Vortransformation des zweiten Projektionsdatensatzes zugrunde liegt. Eine Möglichkeit, diese Kombination durchzuführen, ist eine Wavelet-Synthese des ersten Projektionsdatensatzes und des vortransformierten zweiten Projektionsdatensatzes, um zum dritten Projektionsdatensatz zu gelangen.
Die CT-Rekonstruktion 66 wird dann erhalten, indem ein CT- Rekonstruktionsalgorithmus auf den dritten Projektionsda- tensatz angewendet wird.
Mit anderen Worten, werden in Fig. 6 die Projektionsdatensätze nicht durch Interpolation/Extrapolation kombiniert, sondern es werden im Projektionsdatensatz mit der hohen Vergrößerung bzw. der hohen Auflösung durch eine geeignete Filterung die hohen Frequenzen extrahiert, wobei optional zusätzlich im Projektionsdatensatz mit der geringeren Vergrößerung durch geeignete Filterung die tiefen Frequenzen extrahiert werden können. Diese hoch- und tieffrequen- ten Anteile können dann durch eine Wavelet-Synthese oder eine andere geeignete Maßnahme zu einer neuen Projektion 80, die alle Frequenzen in der region-of-interest (dem interessierenden Objektbereich 10) enthält, vereint werden. Die Frequenzen, die aus den einzelnen Projektionsdatensätzen extrahiert werden können bzw. sollten, werden durch die Rahmenbedingungen vorgegeben und können in weiten Grenzen frei variiert werden. Ein zu berücksichtigender Faktor kann dabei beispielsweise der Vergrößerungsfaktor sein, der sich beispielsweise daraus ergibt, dass die region-of-interest mit maximaler Vergrößerung bei gegebener Detektorgeometrie abgebildet werden soll. D.h., der Vergrößerungsfaktor stellt sicher, dass die entsprechenden Frequenzen auch tatsächlich in den Projektionen vorhanden sind. Alternativ oder zusätzlich können mehr als zwei Projektionsdatensätze, wie in Fig. 6 illustriert, gebildet und auf die äquivalente Art und Weise kombiniert werden.
Das in Fig. 6 illustrierte Verfahren hat den Vorteil, dass keine Artefakte durch numerische Interpolation/Extrapolation auftreten. Dies ist bei herkömmlichen Verfahren der Fall, bei denen die Projektionsdatensätze mit der hohen Vergrößerung lediglich basierend auf den Projek- tionsdatensätzen der geringen Vergrößerung fortgesetzt werden, wozu diese interpoliert werden müssen. Aufgrund der notwendigen Interpolation/Extrapolation ergibt sich bei diesen Verfahren beim Zusammenfügen der Projektionen eine numerische Ungenauigkeit . Zudem kann nicht sichergestellt werden, dass alle Frequenzen vollständig in der zusammengesetzten Projektion vorhanden sind. Dies ist jedoch für eine artefaktfreie Rekonstruktion vorteilhaft. Durch das in Fig. 6 und auch nachfolgend in Fig. 7 beschriebene Verfahren ist es jedoch sichergestellt, dass in der region-of-interest alle notwendigen Frequenzen vorhanden sind, wodurch eine artefaktfreie Rekonstruktion in der region-of-interest ermöglicht wird.
Fig. 7 zeigt ein alternatives Vorgehen zur Erzeugung einer CT-Rekonstruktion 66, die im interessierenden Objektbereich eine höhere Auflösung aufweist, als in den diesen Objektbereich umgebenden Bereichen des Objekts. Bezüglich der Erzeugung der Projektionsdatensätze und deren möglicher Vortransformation entspricht das in Fig. 7 beschriebene Verfahren dem in Fig. 6 beschriebenen Verfahren, so dass bezüglich der Beschreibung dieser Schritte auf die korrespondierende Beschreibung zur Fig. 6 verwiesen wird.
Der Unterschied besteht darin, dass basierend auf dem ersten Projektionsdatensatz und dem vortransformierten zweiten Projektionsdatensatz zunächst getrennte intermediäre CT-Rekonstruktionen erzeugt werden, die nachfolgend zu der endgültigen CT-Rekonstruktion 66 kopiert werden. D.h. mit anderen Worten, aus dem ersten Projektionsdatensatz 50 bzw. dessen vortransformierter Repräsentation 82 wird eine erste intermediäre CT-Rekonstruktion 90 erzeugt. Äquivalent dazu wird aus dem vortransformierten zweiten Projektionsda- tensatz 58 eine zweite intermediäre CT-Rekonstruktion 92 erzeugt, die selbstverständlich auch in der 3-dimensionalen Repräsentation lediglich Bildfrequenzen oberhalb der vorbestimmten Grenzfrequenz aufweist. Die CT-Rekonstruktion 66 wird dann durch eine Kombination der ersten intermediären CT-Rekonstruktion 90 und der zweiten intermediären CT- Rekonstruktion 92 erhalten. Gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung erfolgt die Kombination dieser beiden intermediären CT-Rekonstruktionen 90 und 92 mittels einer Wave- let-Synthese .
D.h., das in Fig. 7 vorgeschlagene Verfahren basiert ebenfalls auf dem Verwenden unterschiedlicher Projektionsdatensätze. Dabei kann der Projektionsdatensatz mit der hohen Vergrößerung bzw. Auflösung (der zweite Projektionsdatensatz 52) so gefiltert werden, dass die daraus entstehende Rekonstruktion 92 nur noch die für eine Wavelet-Synthese notwendigen hohen Frequenzen enthält. Optional kann der Projektionsdatensatz mit der geringeren Vergrößerung so gefiltert werden, dass die daraus entstehende Rekonstruktion lediglich die für eine Wavelet-Synthese notwendigen tiefen Frequenzen enthält, sofern sich diese Eigenschaft nicht aus der endlichen Detektorauflösung selbst ergibt. Aus diesen beiden Rekonstruktionsdatensätzen kann (beispielsweise mittels einer Wavelet-Synthese) die region-of- interest artefaktfrei zusammengesetzt werden.
Das in Fig. 7 beschriebene Verfahren hat dabei beispiels- weise den Vorteil, dass bei der Kombination von bereits erfolgten intermediären Rekonstruktionen für die Rekonstruktion der tiefen Frequenzen aus den Projektionen mit geringerer Auflösung weniger Projektionsaufnahmen für den Projektionsdatensatz erforderlich sind. Dies ist gerade deshalb der Fall, da zuerst intermediäre Rekonstruktionen erzeugt werden, die Kombination also nicht bereits auf Grundlage der Projektionsaufnahmen erfolgt. Verwendet man beispielsweise eine dyadische Diskretisierung, reicht es bei der geringeren Vergrößerung, lediglich halb so viele Projektionen zu messen wie bei der höheren Vergrößerung. Dies spart zum einen Messzeit und reduziert zum anderen die Strahlungsbelastung für das zu untersuchende Objekt.
Die Fig. 4 bis 7 beschreiben lediglich zwei Beispiele für eine geeignete Verknüpfung bzw. Kombination des ersten Projektionsdatensatzes und des zweiten Projektionsdatensatzes. Wie aufgrund der obigen Beschreibung offenbar wird, können auf beliebige andere Arten die Daten zweier aufeinanderfolgender Messungen mit unterschiedlichen Vergröße- rungsverhältnissen innerhalb eines bestimmten Teilbereichs des Objekts kombiniert werden, um hochauflösende Bilddaten ohne Beeinträchtigung der Bildqualität zu liefern. Mit anderen Worten ist es also möglich, mittels beliebiger anderer Methoden aus zwei oder mehreren Aufnahmen desselben Objekts mit unterschiedlicher geometrischer Vergrößerung die Rekonstruktion großer Messbereiche mit einer so hohen räumlichen Auflösung zu ermöglichen, wie sie mit einer einzelnen Messung nicht erzielt werden kann (Multi-Scan-CT, Multi-Scan ROI-CT) .
Obwohl die erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiele überwie- gend im Zusammenhang mit Materialprüfungen diskutiert wurden, ist deren Anwendung auf Diagnostizierverfahren am Menschen ohne weiteres möglich. Bei der Verwendung zur zerstörungsfreien Materialprüfung kann das Verfahren insbesondere zur Inspektion großer Bauteile, die mittels belie- biger Herstellungsverfahren aus beliebigen Materialien gefertigt wurden, verwendet werden, für die in deren inneren Teilbereichen eine besonders hohe Anforderung an die bei der Prüfung wirksame Ortsauflösung gestellt wird. Als Beispiel könnte dabei die Prüfung von Leichtmetallguss- Kolben oder Turbinenschrauben für Kraftwerke oder Generatoren dienen. Die Prüfgenauigkeit wird durch das oben beschriebene Konzept stark verbessert, sowohl hinsichtlich der Sensitivität auf Risse, auf Fehlstellen und Poren als auch hinsichtlich der Spezifität bei der Trennung von richtig und falsch positiven Defektbefunden.
Darüber hinaus erlaubt es die Anwendung des erfindungsgemäßen Konzepts, zeitgleich, d. h. mit lediglich einer einzigen CT-Rekonstruktion, die weiteren Bereiche des Objekts mit einer niedrigen Ortsauflösung zu überprüfen, wobei die Prüfung mit der niedrigen Ortsauflösung gegebenenfalls durch eine weitere Überprüfung mittels eines Verfahrens geringerer Eindringtiefe ergänzt werden kann.
Abhängig von den Gegebenheiten kann das erfindungsgemäße Verfahren zur CT-Rekonstruktion eines Objekts in Hardware oder in Software implementiert werden. Die Implementation kann auf einem digitalen Speichermedium, insbesondere einer Diskette oder CD mit elektronisch auslesbaren Steuersignalen erfolgen, die so mit einem programmierbaren Computersystem zusammenwirken können, dass das erfindungsgemäße Verfahren zur CT-Rekonstruktion eines Objekts ausgeführt wird. Allgemein besteht die Erfindung somit auch in einem Computer-Programm-Produkt mit einem auf einem maschinenlesbaren Träger gespeicherten Programmcode zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens, wenn das Computer- Programm-Produkt auf einem Rechner abläuft. In anderen Worten ausgedrückt kann die Erfindung somit als ein Computer-Programm mit einem Programmcode zur Durchführung des Verfahrens realisiert werden, wenn das Computer-Programm auf einem Computer abläuft.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zum Erzeugen einer CT-Rekonstruktion eines Objekts (4) mit einem hochaufgelösten interessierenden Objektbereich (10), umfassend:
Erzeugen eines ersten Projektionsdatensatzes (20; 50) eines ersten, den interessierenden Objektbereich (10) umfassenden Bereichs (4) des Objekts mit mindestens einer ersten Projektionsaufnahme einer ersten Auflösung;
Erzeugen eines zweiten Projektionsdatensatzes (22; 52) für den interessierenden Objektbereich (4) mit mindes- tens einer zweiten Projektionsaufnahme einer zweiten, höheren Auflösung;
Vortransformieren des zweiten Projektionsdatensatzes (52), um einen vortransformierten zweiten Projektions- datensatz (58) zu erhalten, der in dem interessierenden Objektbereich lediglich Bildfrequenzen oberhalb einer vorbestimmten Grenzfrequenz enthält, welche gleich oder größer einer durch die erste Auflösung definierten oberen Abbildungsfrequenz in dem ersten Pro- jektionsdatensatz ist; und
Kombinieren des ersten (20; 50) und des vortransformierten zweiten (58) Projektionsdatensatzes gemäß einer Kombinationsregel, um eine CT-Rekonstruktion (66) des ersten Bereichs des Objekts (4) mit der ersten Auflösung und des interessierenden Objektbereichs (10) mit der zweiten, höheren Auflösung zu erhalten.
2. Verfahren gemäß Anspruch 1, bei dem beim Erzeugen des ersten Projektionsdatensatzes (20; 50) das gesamte Objekt abgebildet wird.
3. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 oder 2, bei dem der erste Projektionsdatensatz (20; 50) mit einer durch eine Relativposition eines Detektors (6) zu dem Objekt (4) gegebenen ersten Vergrößerung mittels des Detektors (6) aufgezeichnet wird; und
der zweite Projektionsdatensatz mit einer durch eine zweite Relativposition zwischen Detektor (6) und Objekt (4) gegebenen zweiten Vergrößerung mittels des Detektors (6) erzeugt wird, wobei die zweite Vergrößerung höher ist als die erste Vergrößerung.
4. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 oder 2, bei dem
der erste Projektionsdatensatz (22; 52) mittels eines Detektors (6) mit einer ersten Ortsauflösung erzeugt wird; und
der zweite Projektionsdatensatz (22; 52) mittels eines zweiten Detektors mit einer zweiten, höheren Ortsauflösung erzeugt wird.
5. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem
der erste Projektionsdatensatz (22; 52) mit Röntgenstrahlung einer ersten Röntgenenergie erzeugt wird; und
der zweite Projektionsdatensatz (22; 52) mit Röntgen- Strahlung einer zweiten Röntgenenergie erzeugt wird, deren Energie derart vorbestimmt ist, dass die Rönt- genabsorption des Materials des Objekts (4) bei Verwendung der zweiten Röntgenenergie zu einer Projektionsaufnahme führt, deren Kontrast größer oder kleiner ist als der Kontrast der ersten Projektionsaufnahme.
6. Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem beim Kombinieren aus dem ersten Projektionsdatensatz und dem vortransformierten zweiten Projektionsdatensatz (58) ein dritter Projektionsdatensatz des den interessierenden Objektbereich umfassenden Bereichs erzeugt wird, der in dem interessierenden Objektbereich Bildfrequenzen oberhalb und unterhalb der vorbestimmten Grenzfrequenz enthält.
7. Verfahren gemäß Anspruch 6, bei dem der dritte Projektionsdatensatz durch eine Wavelet-Synthese des ersten Projektionsdatensatzes und des vortransformierten zweiten Projektionsdatensatzes (58) erhalten wird.
8. Verfahren gemäß Anspruch 6 oder 7, bei dem gemäß der Kombinationsregel die CT-Rekonstruktion (66) aus dem dritten Projektionsdatensatz unter Verwendung eines CT-Rekonstruktionsalgorithmus erzeugt wird.
9. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem beim Kombinieren gemäß der Kombinationsregel aus dem ersten Projektionsdatensatz (20; 50) eine erste intermediäre CT-Rekonstruktion und aus dem vortransformierten zweiten Projektionsdatensatz (20; 50) eine zweite intermediäre CT-Rekonstruktion unter Verwendung eines CT-Rekonstruktionsalgorithmus erzeugt wird.
10. Verfahren gemäß Anspruch 9, bei dem die CT- Rekonstruktion (66) durch Kombination der ersten in- termediäre CT-Rekonstruktion und der zweiten intermediäre CT-Rekonstruktion erhalten wird.
11. Verfahren gemäß Anspruch 10, bei dem die Kombination der ersten intermediäre CT-Rekonstruktion und der zweiten intermediäre CT-Rekonstruktion mittels einer Wavelet-Synthese erfolgt.
12. Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der durch die Vortransformation erzeugte vortransformierte zweite Projektionsdatensatz (58) zu einer Wavelet-Darstellung einer CT-Rekonstruktion (62) des interessierenden Objektbereichs korrespondiert.
13. Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, zusätzlich umfassend:
Erzeugen eines oder mehrerer weiterer Projektionsdatensätze mit höherer Auflösung als die erste Auflösung für einen oder mehrere weitere interessierende Objektbereiche; und
Kombinieren des ersten und des oder der mehreren weiteren Projektionsdatensätze gemäß der Kombinationsregel .
14. Vorrichtung zum Erzeugen einer CT-Rekonstruktion eines Objekts (4) mit einem hochaufgelösten interessierenden
Objektbereich (10), umfassend:
eine Erfassungseinrichtung (7), die ausgebildet ist um
einen ersten Projektionsdatensatz (20; 50) eines ersten, den interessierenden Objektbereich (10) umfassenden Bereichs (4) des Objekts mit mindestens einer ersten Projektionsaufnahme einer ersten Auflösung; und
eine zweiten Projektionsdatensatz (22; 52) eines interessierenden Objektbereichs (4) mit mindestens einer zweiten Projektionsaufnahme einer zweiten, höheren Auflösung, zu erzeugen; und
eine Kombinationseinrichtung (8), die ausgebildet ist, ein Vortransformieren des zweiten Projektionsdatensatzes (52) vorzunehmen, um einen vortransformierten zweiten Projektionsdatensatz (58) zu erhalten, der in dem interessierenden Objektbereich lediglich Bildfrequenzen oberhalb einer vorbestimmten Grenzfrequenz enthält, welche gleich oder größer einer durch die erste Auflösung definierten oberen Abbildungsfrequenz in dem ersten Projektionsdatensatz ist, und um den ersten (20; 50) und den vortransformierten zweiten Projektionsdatensatz gemäß einer Kombinationsregel zu Kombinieren, um eine CT-Rekonstruktion (66) des ersten Bereichs (4) des Objekts mit der ersten Auflösung und des interessierenden Objektbereichs (10) mit der zweiten, höheren Auflösung zu erhalten.
15. Vorrichtung gemäß Anspruch 14, bei der die Erfassungs- einrichtung (7) ausgebildet ist, um beim Erzeugen des ersten Projektionsdatensatzes (20; 50) das gesamte Objekt abzubilden.
16. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 14 oder 15, bei dem die Erfassungseinrichtung (7) derart ausgebildet ist, dass
der erste Projektionsdatensatz (20; 50) mit einer durch eine Relativposition eines Detektors (6) zu dem Objekt (4) gegebenen ersten Vergrößerung mittels des Detektors (6) aufgezeichnet wird; und
der zweite Projektionsdatensatz mit einer durch eine zweite Relativposition zwischen Detektor (6) und Ob- jekt (4) gegebenen zweiten Vergrößerung mittels des Detektors (6) erzeugt wird, wobei die zweite Vergrößerung höher ist als die erste Vergrößerung.
17. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 14 oder 15, bei dem die Erfassungseinrichtung (7) derart ausgebildet ist, dass der erste Projektionsdatensatz (22; 52) mittels eines Detektors (6) mit einer ersten Ortsauflösung erzeugt wird; und
der zweite Projektionsdatensatz (22; 52) mittels eines zweiten Detektors mit einer zweiten, höheren Ortsauflösung erzeugt wird.
18. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 14 bis 17, bei der die Erfassungseinrichtung (7) derart ausgebildet ist, dass
der erste Projektionsdatensatz (22; 52) mit Röntgenstrahlung einer ersten Röntgenenergie erzeugt wird; und
der zweite Projektionsdatensatz (22; 52) mit Röntgenstrahlung einer zweiten Röntgenenergie erzeugt wird, deren Energie derart vorbestimmt ist, dass die Rönt- genabsorption des Materials des Objekts (4) bei Verwendung der zweiten Röntgenenergie zu einer Projektionsaufnahme führt, deren Kontrast größer oder kleiner ist als der Kontrast der ersten Projektionsaufnahme.
19. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 14 bis 18, bei der die Kombinationseinrichtung (8) derart ausgebildet ist, dass die durch die Vortransformation erzeugte vortransformierte zweite Projektionsaufnahme (58) zu einer Wavelet-Darstellung einer CT-Rekonstruktion (62) des interessierenden Objektbereichs korrespondiert.
20. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 14 bis 19, bei der die Erfassungseinrichtung (7) derart ausgebildet ist, um einen oder mehrere weiterer Projektionsdaten- sätze mit höherer Auflösung als die zweite Auflösung für einen oder mehrere weitere interessierende Objektbereiche zu erzeugen.
21. Computerprogramm mit einem Programmcode zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 13, wenn das Programm auf einem Computer abläuft.
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