DE102004051821B4

DE102004051821B4 - Verfahren zur Erzeugung von Bildern mit einem Computertomographie-Gerät und Speichermedium einer Recheneinheit eines CT-System

Info

Publication number: DE102004051821B4
Application number: DE102004051821A
Authority: DE
Inventors: Annabella Dr. Rauscher; Karl Dr. Stierstorfer
Original assignee: Siemens Corp
Current assignee: Siemens Corp
Priority date: 2004-10-25
Filing date: 2004-10-25
Publication date: 2006-09-28
Anticipated expiration: 2024-10-26
Also published as: DE102004051821A1

Abstract

Verfahren zur Erzeugung von Bildern in der Computertomographie beinhaltend die folgenden Verfahrensschritte:
1.1. vor der Abtastung eines Untersuchungsobjekts (P) mit mindestens einem von einem Fokus (2) ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel (4), welches in Randbereichen einen Halbschatten bildet, und mit mindestens einem flächigen Detektor (5) mit einer in z-Richtung orientierten Breite (B) zum Detektieren des mindestens einen Strahlenbündels (4) wird der Detektor kalibriert,
1.2. zur Abtastung des Untersuchungsobjekts wird der mindestens eine Fokus (2) auf einer kreis- oder spiralförmigen Fokusbahn (S) um das Untersuchungsobjekt bewegt, wobei der mindestens eine Detektor (5) Ausgangsdaten liefert, die der detektierten Strahlung entsprechen, und
1.3. der Detektor (5) und das Strahlenbündel (4) derart aufeinander abgestimmt werden, dass der Randbereich des Detektors (5) mit dort auftretendem starken Dosisleistungsabfall (dD₀/dt(z)) auch zur Datenerzeugung verwendet wird,
1.4. aus den Ausgangsdaten werden Schnitt- und/oder Volumenbilder des abgetasteten Untersuchungsobjektes rekonstruiert,
1.5. zur Rekonstruktion wird eine räumliche Gewichtung...

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung von Bildern in der Computertomographie beinhaltend zumindest die folgenden Verfahrensschritte:

– vor der Abtastung eines Untersuchungsobjekts, vorzugsweise eines Patienten, mit mindestens einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel, welches in Randbereichen einen Halbschatten bildet, und mit mindestens einem flächigen, vorzugsweise vielzeilig ausgebildeten, Detektor mit einer in z-Richtung orientierten Breite zum Detektieren des mindestens einen Strahlenbündels wird der Detektor kalibriert,
– zur Abtastung des Untersuchungsobjekts wird der mindestens eine Fokus auf einer kreis- oder spiralförmigen Fokusbahn um das Untersuchungsobjekt bewegt, wobei der mindestens eine Detektor Ausgangsdaten liefert, die der detektierten Strahlung entsprechen,
– der Detektor und das Strahlenbündel derart aufeinander abgestimmt werden, dass der Randbereich des Detektors mit dort auftretendem starken Dosisleistungsabfall auch zur Datenerzeugung verwendet wird,
– aus den Ausgangsdaten werden Schnitt- und/oder Volumenbilder des abgetasteten Untersuchungsobjektes rekonstruiert,
– zur Rekonstruktion wird eine räumliche Gewichtung der zur Berechnung verwendeten Ausgangsdaten in Abhängigkeit des datenerzeugenden Strahls vom zu berechnenden Ort (z) vorgenommen.

Verfahren zur Bilderzeugung mit Spiral-CT-Geräten sind allgemein bekannt und werden beispielsweise in den einschlägigen Kapiteln der Veröffentlichungen „Computertomographie", Willi A. Kalender, ISBN 3-89578-082-0, und „Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik", Heinz Morneburg (Hrsg.), ISBN 89578-002-2, deren Offenbarungsgehalt vollinhaltlich übernommen wird, beschrieben.

Grundsätzlich unterscheidet man bei den bekannten Bilderzeugungsverfahren zwischen sogenannten 2D- und 3D-Rekonstruktionsverfahren. Bezüglich des 2D-Rekonstruktionsverfahrens wird beispielhaft auf die US 5,802,134 und bezüglich des 3D-Rekonstruktionsverfahren wird beispielhaft auf die DE 102 48 770 A1 verwiesen. Bei beiden Verfahren ist es bekannt, zur Verbesserung des Rekonstruktionsverfahrens die bei der Abtastung mit großen Kegelwinkeln des Strahlungskegels auftretenden Datenredundanzen durch räumliche Gewichtungsfunktionen zu berücksichtigen. Bezüglich einer solchen räumlichen Gewichtung sei beispielhaft die Patentanmeldung DE 102 44 181.2 genannt, die eine solche Gewichtungsfunktion W(z) beziehungsweise W(q) einführt, wobei z der z-Achse und q der Zeilenzahl des Mehrzeilendetektors entspricht.

Die vorgeschlagenen Gewichtungsfunktionen zeigen alle grundsätzlich das gleiche Verhalten. In der Mitte des Detektors weisen sie den Wert 1 auf und fallen zum Rand des Detektors – jeweils in z-Richtung gesehen – auf 0 ab, um Artefakte zu vermeiden, die durch die scharfen Detektorkanten verursacht werden. Bei dieser Gewichtung wird allerdings nicht ein Dosisleistungsverlauf über die Detektorbreite berücksichtigt, sondern es wird unabhängig vom Dosisleistungsverlauf – ohne Untersuchungsobjekt – eine randseitig geringere Gewichtung vorgeschlagen. Nachteil ist bei diesen Gewichtungen, dass sie zu einer Verringerung der Dosisnutzung führt.

In der Patentschrift US 5,684,855 wird der Dosisleistungsverlauf eines Strahlenbündels über die gesamte Strahlenbreite beschrieben, wobei ein mittlerer Bereich R_M mit weitgehend konstanter Dosisleistung und ein randseitiger Bereich R_S mit starkem Dosisleistungsabfall aufgrund des auftretenden Halbschattens beschrieben wird. Weiterhin ist aus dieser Schrift auch bekannt, bei einem CT die Strahlenblende und den Detek tor so aufeinander abzustimmen, dass auch der immer entstehende Halbschattenbereich R_S des Strahlenbündels auf dem Detektor zur Messung genutzt wird.

Bei dieser Methode werden, wie es bei der Kalibrierung üblich ist, alle Signale des Detektors angeglichen und daher im Randbereich R_S stark angehoben, um den dort auftretenden Dosisleitungsabfall auszugleichen. Damit wird zwar eine verbesserte Dosisleistungsnutzung erreicht, jedoch werden die im Randbereich R_S entstandenen Messwerte nun bei der Rekonstruktion gleichwertig zu Messwerten aus dem mittleren Bereich R_M behandelt, und es entsteht aufgrund des dosisleistungsbedingten randseitig höheren Rauschens eine Bildverschlechterung.

Auch eine Zusammenfassung des Gewichtungsverfahrens aus der DE 102 44 181 A1 und der Patentschrift US 5,684,855 löst dieses Problem nicht, da beide Lehren gegenläufig sind. Die erstgenannte Schrift verlangt zwar eine geringere Gewichtung der randseitigen Strahlen, lehrt dabei aber nicht, wie diese im Zusammenhang zu einem randseitigen Dosisleistungsabfall stehen soll. Eine richtige Anwendung wäre reiner Zufall.

Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zur Erzeugung von CT-Bildern zu finden, welches einerseits eine bessere Dosisnutzung erlaubt, andererseits jedoch die Bildverschlechterung durch die Nutzung von Messwerten, die aus einem Bereich mit geringerer Dosisleitung stammen, vermeidet.

Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.

Bei der Auslegung derzeitiger Spiral-CT-Anlagen mit flächigen oder mehrzeiligen Detektoren wird meist darauf geachtet, über die Breite des Detektors einen möglichst gleichmäßigen plateauartigen Dosisleistungsverlauf zu erhalten. Um dieses zu erreichen, ist es notwendig, den Randbereich des Strahlungs kegels, in dem aufgrund der endlichen Ausdehnung des Fokus kein scharfes Ende, sondern ein stetiger Abfall der Dosisleistung zu finden ist, über die Detektorfläche hinaus auszudehnen. Man ist also bemüht, den Bereich des sogenannten Halbschattens des Dosisleistungsprofils außerhalb der Detektorfläche zu halten. Hierdurch wird ein Teil der benutzten Bestrahlungsdosis ungenutzt verschwendet. Es hilft auch nicht einfach die Randbereiche mitzuverwenden, da hierdurch eine Bildverschlechterung aufgrund des erhöhten Rauschens der Messwerte im Randbereich entsteht.

Die Erfinder haben nun erkannt, dass es entgegen der bisherigen Übung vorteilhaft ist, die geometrische Anordnung zwischen Strahlungskegel und Detektor so zu wählen, dass der Bereich des Dosisleistungsabfalls am Rand des Strahlungskegels vom Detektor miterfasst wird, wobei allerdings die vom Detektor ermittelten Signale im Randbereich aufgrund ihres höheren Rauschens in der richtigen Weise, nämlich dosisleitungsabhängig, heruntergewichtet werden müssen.

Betrachtet man die Auswirkung der Dosisleistung und des damit verbundenen Rauschens auf die Bildqualität, so ergeben sich folgende Überlegungen:
Angenommen, es liegen an einem Detektor die linearen Signale x₁...x_N mit einem Quantenrauschen σ_i proportional zur Wurzel aus dem Signal mit

vor, wobei α eine Konstante ist. Hieraus werden in der CT logarithmische Schwächungswerte berechnet:

wobei x 0 / i der Signalwert ohne Schwächung ist. Das Rauschen der Schwächungswerte kann nach der Gauß-Formel zu

berechnet werden, wobei der Signalwert ohne Schwächung herausfällt. Aus diesen logarithmischen Schwächungswerten X_i mit Rauschen α/x_i soll nun ein gemittelter Wert

berechnet werden, so dass das Gesamtrauschen

unter der Nebenbedingung

minimal wird. Die Lagrange-Multiplikatormethode führt nun auf die optimalen Gewichtungsfaktoren

Das bedeutet also, dass bei der optimalen Nutzung der Detektorausgangssignale die logarithmischen Schwächungswerte des CT proportional zur anliegenden Dosisleistung am jeweiligen Detektorelement ohne Untersuchungsobjekt gewichtet werden müssen. Oder anders ausgedrückt, es sollte optimalerweise die Gewichtungsfunktion w(dD₀/dt(z)) entsprechend den oben ermittelten Gewichtungsfaktoren λ_i proportional zum logarithmischen Detektorausgangssignal ohne Untersuchungsobjekt verlaufen.

Entsprechend diesen Überlegungen schlagen die Erfinder ein verbessertes Verfahren zur Bilderstellung mit einem CT vor, welches die folgenden Verfahrensschritte aufweist:

– vor der Abtastung eines Untersuchungsobjekts, vorzugsweise eines Patienten, mit mindestens einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel, welches in Randbereichen einen Halbschatten bildet, und mit mindestens einem flächigen, vorzugsweise vielzeilig ausgebildeten, De tektor mit einer in z-Richtung orientierten Breite zum Detektieren des mindestens einen Strahlenbündels wird der Detektor kalibriert,
– zur Abtastung des Untersuchungsobjekts wird der mindestens eine Fokus auf einer kreis- oder spiralförmigen Fokusbahn um das Untersuchungsobjekt bewegt, wobei der mindestens eine Detektor Ausgangsdaten liefert, die der detektierten Strahlung entsprechen,
– der Detektor und das Strahlenbündel derart aufeinander abgestimmt werden, dass ein im Randbereich des Detektors auftretender starker Dosisleistungsabfall auch zur Datenerzeugung verwendet wird,
– aus den Ausgangsdaten werden Schnitt- und/oder Volumenbilder des abgetasteten Untersuchungsobjektes rekonstruiert,
– weiterhin werden die zur Rekonstruktion verwendeten Ausgangsdaten einer vorherigen räumlichen Interpolation unterworfen, und
– es werden zur Rekonstruktion die verwendeten Ausgangsdaten mit einer dosisleistungsabhängigen Gewichtungsfunktion, die den randseitigen Dosisleistungsabfall mit mindestens einem Zwischenwert kleiner 1 und größer 0 berücksichtigt, überlagert.

Hierbei wird ausdrücklich auf den Unterschied zwischen einer an sich bekannten räumlichen und einer erfindungsgemäßen dosisabhängigen Gewichtung hingewiesen. Bei der räumlichen Gewichtung geht es dem Wesen nach um eine Interpolation, also um die Synthese von nicht direkt gemessener Information aus gemessener Information. Diese Interpolation wird teilweise auch ungenau als Gewichtung formuliert. Die dosisabhängige Gewichtung jedoch nutzt aus, dass ein bestimmter benötigter Messstrahl tatsächlich mehrmals – eben in verschiedenen Halbumläufen – gemessen worden ist und man erst deshalb die Chance und die Freiheit hat, verschiedene Messungen unterschiedlich zu gewichten. Diese Gewichtung mehrfacher Messungen des gleichen oder zumindest annähernd gleichen Strahls entspricht dem erfindungsgemäßen Verfahren.

Vorteilhaft ist es, wenn die verwendete dosisleistungsabhängige Gewichtungsfunktion in ihrem Verlauf zumindest annähernd dem Dosisleistungsverlauf im randseitigen Halbschattenbereich entspricht.

Auch kann die dosisleistungsabhängige Gewichtungsfunktion in ihrer Form zumindest annähernd dem Verlauf der Signalgüte des Detektors im randseitigen Bereich entsprechen.

Weiterhin kann das verwendete Strahlenbündel mit dem randseitigen Bereich mit starkem Dosisleistungsabfall so auf den Detektor abgestimmt sein, dass der Bereich mit starkem Dosisleistungsabfall ausschließlich in z-Richtung vom Detektor zur Datenerzeugung verwendet wird. Das heißt, die Randbereiche des Detektors in Längsrichtung sind nicht von einer Dosisleistungsänderung betroffen.

Einerseits kann der gewünschte Dosisleistungsverlauf aufgrund der endlichen Ausdehnung des Fokus, also des entstehenden Halbschattens, erreicht werden oder es kann zusätzlich ein entsprechend ausgebildetes Formfilter zwischen Fokus und Detektor verwendet werden, durch welches sich der Dosisleistungsabfall in gewünschter Weise verändern, insbesondere verbreitern, lässt. Hierdurch kann zum Beispiel eine optimale Abstimmung zwischen dem Verlauf der Dosisleistung in z-Richtung und der verwendeten Gewichtungsfunktion bewirkt werden.

Der Dosisleistungsverlauf kann dabei derart ausgebildet werden, dass die Dosisleistung randseitig gegen Null geht. Die Gewichtungsfunktion kann beispielsweise einen zumindest weitgehend trapezförmigen Verlauf annehmen.

Wie bereits erwähnt, kann das erfindungsgemäße Verfahren sowohl in 2D-Rekonstruktionsverfahren als auch in 3D-Rekonstruktionsverfahren integriert werden.

Entsprechend dem Grundgedanken der Erfindung schlagen die Erfinder auch vor, ein CT-Gerät zur Abtastung eines Untersu chungsobjekts mit einem von mindestens einem Fokus ausgehenden Strahlenbündel und mit einem flächig ausgebildeten Detektor mit einer Vielzahl von verteilten Detektorelementen zum Detektieren der Strahlen des Strahlenbündels dahingehend zu verbessern, dass Detektor und Strahlenbündel derart aufeinander abgestimmt sind, dass randseitig innerhalb des Detektors ein Dosisleistungsabfall auftritt und Mittel zur Durchführung des oben geschilderten Verfahrens und seiner besonderen Ausbildungen vorgesehen sind. Hierbei können die genannten funktionalen Mittel zumindest teilweise durch Programme oder Programm-Module verwirklicht werden.

Im Folgenden wird die Erfindung anhand bevorzugter Ausführungsbeispiele mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei lediglich die zum Verständnis der Erfindung wesentlichen Merkmale dargestellt sind. Es werden die folgenden Bezeichnungen verwendet: 1 Gantry; 2 Fokus; 3 Strahlenblende; 4 Strahlenbündel; 5 Detektor; 6 Datei-/Steuerleitung; 7 Recheneinheit; 8 Monitor; 9 Tastatur; B Breite des Detektors; L Länge des Detektors; P Patient; P₁–P_n Programm-Modul; R_M Bereich des Detektors mit ortsunabhängiger Dosisleistung; R_S Bereich des Detektors mit starkem Dosisleistungsabfall zum Rand; S Spiralbahn; V Vorschub; W Wichtung.
Es zeigen im Einzelnen:
1 Ein mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisendes Spiral-CT-Gerät in schematischer Darstellung in z-Richtung;
2 Längsschnitt entlang der z-Achse durch das Gerät gemäß 1;
3 Schematische Darstellung der spiralförmigen Fokus- und Detektorbewegung;
4 Spiralabtastung mit gegenüberliegendem Fokus und Detektor, wobei der randseitig abnehmende Dosisleistungsverlauf des Strahlenbündels auf dem Detektor stattfindet;
5 Dosisleistungsprofil über die Detektorzeilen des Mehrzeilendetektors aus 4;
6 Verlauf der, an das Dosisleistungsprofil der 5 angepassten, Wichtungsfunktion;
7 Spiralabtastung mit gegenüberliegendem Fokus und Detektor und Vorschub, der eine Überlappung der Randbereiche mit Dosisleistungsabfall ergibt;
8 Dosisleistungsprofil über die Detektorzeilen des Mehrzeilendetektors aus 7;
9 Verlauf der, an das Dosisleistungsprofil aus 8 angepassten, Wichtungsfunktion.
In den 1 und 2 ist ein zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignetes Spiral-CT-Gerät mit einem Mehrzeilendetektor dargestellt. Die 1 zeigt schematisch die Gantry 1 mit einem Fokus 2 und einem ebenfalls rotierenden Detektor 5 im Schnitt senkrecht zur z-Achse, während die 2 einen Längsschnitt in Richtung der z-Achse zeigt. Die Gantry 1 weist eine Röntgenstrahlenquelle mit ihrem schematisch dargestellten Fokus 2 und einer dem Fokus vorgelagerten quellennahen Strahlenblende 3 auf. Vom Fokus 2 aus verläuft, begrenzt durch die Strahlenblende 3, ein fächerförmiges Strahlenbündel 4 zum gegenüberliegenden Detektor 5, welches den dazwischenliegenden Patienten P durchdringt. Die Abtastung erfolgt während der Rotation von Fokus 2 und Detektor 5 um die z-Achse, wobei gleichzeitig der Patient P in Richtung der z-Achse bewegt wird. Es entsteht auf diese Weise im Koordinatensystem des Patienten P eine Spiralbahn S für Fokus 2 und Detektor 5 mit einer Steigung oder einem Vorschub V, wie sie/er in der 3 räumlich und schematisch dargestellt ist.
Bei der Abtastung des Patienten P werden über die Daten-/Steuer-Leitung 6 die vom Detektor 5 erfassten dosisabhängigen Signale an die Recheneinheit 7 übertragen. Mit Hilfe bekannter Methoden, die in den dargestellten Programm-Modulen P₁ bis P_n niedergelegt sind, wird anschließend aus den gemessenen Rohdaten die räumliche Struktur des abgetasteten Bereiches des Patienten P bezüglich seiner Absorptionswerte in bekann ter Weise errechnet. Erfindungsgemäß können hierbei alle bekannten 2D- als auch 3D-Rekonstruktionsverfahren angewendet werden, wobei allen Verfahren gemein ist, dass in bekannter Weise eine Gewichtung der Daten über die Breite B des Detektors 5 vorgenommen werden kann. Bei den bekannten Gewichtungen wird jedoch der Dosisleistungsverlauf über die Detektorbreite nicht berücksichtigt.
Die sonstige Bedienung und Steuerung des CT-Gerätes erfolgt ebenfalls mittels der Recheneinheit 7 und der Tastatur 9. Die Ausgabe der errechneten Daten kann über den Monitor 8 oder einen nicht dargestellten Drucker erfolgen.
In der 4 ist eine Momentaufnahme eines CT-Scans eines Patienten P gezeigt. Das von einem Fokus 2 ausgehende Strahlenbündel 4, das eine zentrale Zone R_M mit weitgehend konstanter Dosisleistung und zwei Randzonen R_S mit starkem Dosisleistungsabfall aufweist, bestrahlt einen Detektor 5 über die gesamte Breite B des Detektors.
Der Verlauf der Dosisleistung dD₀/dt ohne zwischenliegendes Untersuchungsobjekt auf dem Detektor ist in der darunter liegenden 5 dargestellt. Da die Randbereiche R_S nur über eine verminderte Photonenanzahl zur Erzeugung eines Signals verfügen, ist hier entsprechend der auftretenden Photonenanzahl mit einem erhöhten Rauschen zu rechnen. Erfindungsgemäß werden daher die Messergebnisse, welche sich aus Bereichen des Detektors mit verminderter Dosisleistung oder Photonenzahl und damit höherem Rauschen ergeben, auch bei der Rekonstruktion entsprechend ihrer erhöhten Unsicherheit des Messergebnisses mit geringerer Gewichtung herangezogen.
Für eine optimale Nutzung der Dosisleistung ist es notwendig, dass die Gewichtung entsprechend der veränderten Dosisleistung verläuft, d.h. die Wichtung geringer 1 muss auch dort beginnen, wo der Dosisleistungsabfall beginnt. Ein solch typischer Verlauf der erfindungsgemäßen Gewichtungsfunktion w(dD₀/dt) über die Breite B eines Mehrzeilendetektors ist in der 6 dargestellt. Die 5 und 6, die, ebenso wie die 4, zueinander bezüglich der z-Achse synchron dargestellt sind, sollen zeigen, dass die Wichtungsfunktion beidseits des Detektors je nach Anzahl und Breite der Detektorzeilen zumindest einen Zwischenwert zwischen 0 und 1 aufweist, mit dem die randseitigen Schwächungswerte des Detektors gewichtet werden.
Wird, wie es ebenfalls im Rahmen der Erfindung liegt, durch ein zusätzlich eingebautes Formfilter der Bereich R_S des starken Dosisleistungsabfalles verbreitert, so werden entsprechend mehr Detektorzeilen mit einer entsprechenden Wichtungsfunktion bei der Rekonstruktion berücksichtigt.
Ein spezieller Fall des erfindungsgemäßen Verfahrens ist in den 7 bis 9 dargestellt. In der 7 wird schematisch der Spiral-Scan eines Patienten dargestellt, bei dem die gestrichelten Strahlenbündel jeweils um eine Vollumdrehung beziehungsweise um den Vorschub V versetzt zum ersten Strahlenbündel 4 dargestellt sind. Der Vorschub V ist so gewählt, dass eine Überlappung der Abtastung ausschließlich und genau in den Randbereichen R_S mit abfallender Dosisleistung stattfindet. Hierdurch ergibt sich eine vollkommen gleichmäßige Dosisleistungsbelastung des Patienten über den gesamten Scan-Bereich. Im Randbereich wird der Abfall der Dosisleistung der rechten Seite des Strahlenbündels bei der n-ten Umdrehung durch den Anstieg der Dosisleistung der linken Seite des Strahlenbündels der n+1-ten Umdrehung genau kompensiert. Dieser Zusammenhang ist in der darunter liegenden 8 gezeigt. Zusätzlich werden die Messergebnisse in den überlappenden Bereichen, wie in 9 dargestellt, entsprechend der benutzten Dosisleistung für den jeweiligen Messwert gewichtet, so dass im Ergebnis eine optimale Bildqualität mit minimaler Dosisbelastung und bester Dosisnutzung entsteht.
Die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele betreffen die medizinische Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens. Die Erfindung kann jedoch auch außerhalb der Medizin, bei spielsweise bei der Gepäckprüfung oder bei der Materialuntersuchung, Anwendung finden.
Es versteht sich, dass die vorstehend genannten Merkmale der Erfindung nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen.
Insgesamt wird mit der Erfindung also einerseits ein Verfahren zur Erzeugung von Bildern mit einem Spiral-Computertomographie-Gerät und ein solches CT-Gerät vorgestellt, bei dem Detektor und Strahlenbündel derart aufeinander abgestimmt sind, dass randseitig innerhalb des Detektors ein Dosisleistungsabfall auftritt und zur Rekonstruktion die verwendeten Ausgangsdaten mit einer dosisleistungsabhängigen Gewichtungsfunktion (w(dD₀/dt(z))) überlagert werden, die dem randseitigen Dosisleistungsabfall mit mindestens einem Zwischenwert kleiner 1 und größer 0 entspricht.

Claims

Verfahren zur Erzeugung von Bildern in der Computertomographie beinhaltend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. vor der Abtastung eines Untersuchungsobjekts (P) mit mindestens einem von einem Fokus (2) ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel (4), welches in Randbereichen einen Halbschatten bildet, und mit mindestens einem flächigen Detektor (5) mit einer in z-Richtung orientierten Breite (B) zum Detektieren des mindestens einen Strahlenbündels (4) wird der Detektor kalibriert, 1.2. zur Abtastung des Untersuchungsobjekts wird der mindestens eine Fokus (2) auf einer kreis- oder spiralförmigen Fokusbahn (S) um das Untersuchungsobjekt bewegt, wobei der mindestens eine Detektor (5) Ausgangsdaten liefert, die der detektierten Strahlung entsprechen, und 1.3. der Detektor (5) und das Strahlenbündel (4) derart aufeinander abgestimmt werden, dass der Randbereich des Detektors (5) mit dort auftretendem starken Dosisleistungsabfall (dD₀/dt(z)) auch zur Datenerzeugung verwendet wird, 1.4. aus den Ausgangsdaten werden Schnitt- und/oder Volumenbilder des abgetasteten Untersuchungsobjektes rekonstruiert, 1.5. zur Rekonstruktion wird eine räumliche Gewichtung der zur Berechnung verwendeten Ausgangsdaten in Abhängigkeit des datenerzeugenden Strahls vom zu berechnenden Ort (z) vorgenommen, dadurch gekennzeichnet, dass 1.6. zur Rekonstruktion die verwendeten Ausgangsdaten mit einer dosisleistungsabhängigen Gewichtungsfunktion (w(dD₀/dt(z))) überlagert werden, die dem randseitigen Dosisleistungsabfall mit mindestens einem Zwischenwert kleiner 1 und größer 0 entspricht.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die dosisleistungsabhängige Gewichtungsfunktion (w(dD₀/dt(z))) in ihrem Verlauf zumindest annähernd dem Dosisleistungsverlauf (dD₀/dt(z)) im randseitigen Halbschattenbereich entspricht.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die dosisleistungsabhängige Gewichtungsfunktion (w(dD₀/dt(z))) in ihrer Form zumindest annähernd dem Verlauf der Signalgüte des Detektors (5) im randseitigen Bereich entspricht.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der randseitige Bereich des Strahlenbündels mit starkem Dosisleistungsabfall ausschließlich in z-Richtung vom Detektor zur Datenerzeugung verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Gewichtungsfunktion (w(dD₀/dt(z))) proportional zum logarithmischen Detektorausgangssignal ohne Untersuchungsobjekt verläuft.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass der randseitig abfallende Dosisleistungsverlauf (dD₀/dt(z)) aufgrund der endlichen Ausdehnung des Fokus (2) erreicht wird (Halbschattenbereich).
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der randseitig abfallende Dosisleistungsverlauf (dD₀/dt(z)) durch ein entsprechend ausgebildetes Formfilter zwischen Fokus (2) und Detektor (5) erreicht wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der randseitig abfallende Dosisleistungsverlauf (dD₀/dt(z)) derart ausgebildet wird, dass die Dosisleistung (dD₀/dt) randseitig im Messbereich des Detektors gegen Null geht.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der randseitig abfallende Dosisleistungsverlauf (dD₀/dt(z)) derart ausgebildet wird, dass die Dosisleistung (dD₀/dt) randseitig im Messbereich des Detektors gegen einen Wert größer Null geht.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die dosisleistungsabhängige Gewichtungsfunktion (w(dD₀/dt(z))) zumindest weitgehend einen trapezförmigen Verlauf annimmt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass bei einer Spiralabtastung der Vorschub derart eingestellt ist, dass sich beim Abtasten der vordere und der hintere Bereich des Detektors mit ansteigender und abfallender Dosisleistung überlappen.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass ein spiralförmiger Scan durchgeführt wird und der Vorschub derart eingestellt wird, dass sich die randseitigen Bereiche mit Dosisleitungsabfall derart überlappen, dass das gesamte Untersuchungsobjekt mit konstanter Dosisleistung gescannt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass ein spiralförmiger Scan durchgeführt wird und der Vorschub derart eingestellt wird, dass der Weg des Beginns des Dosisleistungsabfalls auf der einen Seite des Detektors mit dem Weg des Endes des Detektors auf der anderen Seite zusammenfällt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass das Rekonstruktionsverfahren ein 2D-Rekonstruktionsverfahren ist.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass das Rekonstruktionsverfahren eine 3D-Rekonstruktionsverfahren ist.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass das Rekonstruktionsverfahren ein SMPR-Verfahren (SMPR = segmented multiple plane reconstruction) ist.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass das Untersuchungsobjekt ein Patient (P) ist.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass der flächige Detektor vielzeilig ausgebildet ist.
Speichermedium einer Recheneinheit (7) eines CT-Systems, dadurch gekennzeichnet, dass die Recheneinheit (7) Programm-Module (P₁–P_n) enthält, welche im Betrieb das Verfahren gemäß einem der voranstehenden Ansprüche durchführen.