DE69128114T3

DE69128114T3 - Bildgerät und Verfahren

Info

Publication number: DE69128114T3
Application number: DE69128114T
Authority: DE
Inventors: Dominic J. Heuscher
Original assignee: Picker International Inc
Current assignee: Philips Nuclear Medicine Inc
Priority date: 1990-08-14
Filing date: 1991-07-19
Publication date: 2002-09-19
Anticipated expiration: 2011-07-20
Also published as: JP3398843B2; EP0713677A1; DE69128114T2; EP0471455A3; US5262946A; EP0471455A2; DE69128114D1; EP0471455B1; JPH06125890A; EP0471455B2

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft Bildgebungsvorrichtungen und -verfahren. Sie findet insbesondere Anwendung in der Rekonstruktion von spiralförmigen Volumenansichten unter Verwendung von Computertomographie(CT)-Geräten und wird mit speziellem Bezug auf diese beschrieben. Es ist jedoch zu beachten, daß die Erfindung auch Anwendungen in Verbindung mit anderen Arten von Volumenbildgebung, bei mehrfachen Einschnittbildern, Bildern von kontinuierlich rotierenden Röntgenstrahlquellen, getriggerter Bildgebung und ähnlichem finden wird.
Bei der spiralförmigen oder schraubenförmigen Abtastung rotiert die Röntgenquelle fortlaufend, während der Auflagetisch für den Patienten sich mit einer konstanten linearen Geschwindigkeit bewegt. Auf diese Weise stellen die erfaßten Daten effektiv einen schraubenförmigen Pfad konstanter Neigung durch den Patienten dar. Üblicherweise werden die Daten als Reihe paralleler, zur Längsachse des Patienten querstehender Ebenen gespeichert und gehandhabt, oder genauer gesagt als dreidimensionale rechteckige Matrix aus Speicherzellen, wie in US-Patent Nr. 3,432,657 beschrieben ist.
Um die erfaßten Spiraldaten in eine herkömmliche dreidimensionale rechteckige Matrix einzupassen, werden eine Reihe paralleler Ebenen durch die erfaßten Spiraldaten definiert, mit einer Ebene pro Spiralumdrehung, d. h. bei jeweils 0º der Rotation der Quelle. Während des Zyklusses der Datenerfassung werden eine Reihe von Ansichten oder Fächer von Daten bei vorbestimmten Winkelschritten um den Patienten herum erfaßt. Potentiell fällt eine Ansicht pro Ebene, herkömmlicherweise die 0º- oder 12-Uhr-Ansicht, direkt in die Ebene, so daß keine Mittelung oder Wichtung notwendig ist. Für jede verbleibende Ansicht der Ebene gibt es zwei entsprechende Ansichts- oder Datenfächer, einen aus der Umdrehung, die der Ebene vorausgeht, und einen aus der Umdrehung, die der Ebene folgt. Diese Ansichten werden entsprechend ihrer relativen Entfernung von der Ebene gemittelt oder gewichtet. Auf diese Weise wird ein vollständiger Satz gewichteter Ansichten erzeugt, um einen herkömmlichen 360º-CT-Rekonstruktionsalgorithmus auszuführen. Man vergleiche das im Dezember 1986 an Mori erteilte US-Patent Nr. 4,630,202 und das im Dezember 1988 an Nishimura et al. erteilte US-Patent Nr. 4,789,929.
Insbesondere offenbart das letztere dieser Patente ein Gerät, welches die in Anspruch 10 definierten Merkmale aufweist, mit der Ausnahme, daß offenbart wird, daß die Interpolationsvorrichtung entsprechende Ansichten, die über zwei Umdrehungen um den Spiralpfad erfaßt wurden, interpoliert.
Eines der Probleme bei dem spiralförmigen Abtastverfahren besteht darin, daß bei bestimmten Anwendungen übermäßig viele Teilvolumenartefakte verursacht wurden. Ein anderes Problem besteht darin, daß die lineare Interpolation oder Wichtung nur bei Rekonstruktionsverfahren, die auf 360º-Umdrehung basieren, anwendbar ist, nicht bei 180º- und Fächerrekonstruktionsalgorithmen. Man vergleiche das im Oktober 1981 an Walters erteilte US-Patent Nr. 4,293,912.
Ein anderes Problem bei dem linearen Interpolationsverfahren besteht darin, daß es bei Computertomographen der vierten Generation, welche die Quellenfächer-Rekonstruktion anwenden, Fehler einbringt. Bei einem CT-Gerät der dritten Generation, bei welchem die Röntgenquelle und ein Bogen aus Detektoren gemeinsam um die Schicht rotieren, wird jeder Datenfächer oder jede Ansicht sofort in einer Ebene parallel zu den künstlich definierten, quer gerichteten Schichten erfaßt. Bei einem CT-Gerät der vierten Generation gibt es einen parallelen Ring aus stationären Detektoren, die den Patienten umgeben. Bei der Quellenfächer-Rekonstruktion wird jeder Detektor in überwachten, zeitversetzten Intervallen abgetastet, wobei eine Ansicht oder ein Fächer aus Daten erzeugt wird, wenn die Quelle hinter dem Untersuchungsbereich rotiert. Da sich der Patient zwischen der ersten und der letzten Datenabtastung des Ansichts- oder Datenfächers in Längsrichtung bewegt, sind die Ansichten entlang des spiralförmigen Pfades verzerrt oder verkantet. Das lineare Interpolationsschema, welches annimmt, daß die Ansichten parallel zu den künstlich definierten Ebenen liegen, bringt Fehler ein.
Ein anderes Problem bei dem linearen Interpolationsverfahren besteht darin, daß es besonders empfindlich für Veränderungen in der Rotationsgeschwindigkeit der Röntgenstrahlen, der Geschwindigkeit, mit welcher der Patient bewegt wird, und für Schwankungen im Ausgang der Röntgenröhre ist.
Die kontinuierliche Rotation der Röntgenstrahlquelle bei einem stationären Patienten wird für die getriggerte Abtastung verwendet. Man vergleiche z. B. das im September 1989 an Mori erteilte US-Patent Nr. 4,868,748. Bei diesem Verfahren bleibt der Patient stationär und die Röntgenröhre rotiert fortlaufend in derselben Ebene des Patienten. In Reaktion auf die R-Zacke des Herzzyklus des Patienten wird die Röntgenröhre oder ihr Verschluß zugeschaltet, um eine Datenansicht zu erfassen. Auf diese Weise werden Daten über mehrere Herzzyklen erfaßt, um einen Schnitt durch das Herz des Patienten bei angehaltener Tätigkeit zu rekonstruieren.
Natürlich ist dieses Verfahren nicht auf die spiralförmige Volumenbildgebung anwendbar.
Ein anderes Bildgebungsverfahren bei CT-Geräten nach dem Stand der Technik beinhaltet die Erzeugung zweier rekonstruierter Bilder durch dieselbe Schicht, aber mit unterschiedlichen Energien. Die beiden Bilder unterschiedlicher Energien können gleichzeitig erfaßt werden, indem die Röntgenröhre abwechselnd auf hohen und niedrigen Energiepegel gepulst wird, so daß abwechselnd die Ansichten für hohen und für niedrigen Energiepegel erfaßt werden. Man vergleiche "Generalized Image Combinations in Dual KVP Digital Radiography", Lehmann et al., Med. Phys. 8(5), Sept./Okt. 1981. Alternativ könnten die beiden Bilder nacheinander erfaßt werden, d. h. alle Ansichten bei niedriger Energie und nachfolgend alle Ansichten bei hoher Energie, wie in "Evaluation of Prototype Dual-Energy Computed Tomographic Apparatus, I Phantom Studies", Calendar, et al., Med. Phys. 13 (3) Mai/Juni 1986 und in "Evaluation of Prototype Dual- Energy Computed Tomographic Apparatus II Determination of Vertebral Bone Mineral Content", Vetter, et al., Med. Phys. 13 (3) Mai/Juni 1986 beschrieben ist. Jedes dieser Verfahren erfordert jedoch zwei Rotationen pro Schicht, eine Rotation, um die Niedrigenergie-Bilddaten zu erfassen und eine Rotation, um die Hochenergie-Bilddaten zu erfassen oder eine Rotation, um die Hälfte der Niedrigenergie- und die Hälfte der Hochenergie-Bilddaten zu erfassen, und eine zweite Rotation, um die andere Hälfte der Niedrigenergie- und die andere Hälfte der Hochenergie-Bilddaten zu erfassen. Da zwei Umdrehungen pro Bildsatz erforderlich sind, ist das Doppelenergie-Bildgebungsverfahren gemäß dem Stand der Technik nicht für die linear gewichtete schraubenförmige Abtastung geeignet.
EP-A-0113879 offenbart ein Computertomographie-Gerät, bei welchem Röntgenstrahlen von einer Schicht durch ein Objekt in solcher Weise computergestützt verarbeitet werden, daß ein tomographisches Bild der Schicht des Objekts rekonstruiert wird. Das CT-Gerät beinhaltet eine Tischliege zur Auflage des zu untersuchenden Objekts, eine Antriebssteuerschaltung für die Tischliege, um einen kontinuierlichen Transport der Tischliege entlang der Längsachse des Objekts zu steuern, eine Röntgenstrahlquelle, um die Schicht des Objekts mit fächerförmigen Röntgenstrahlen zu bestrahlen, sowie eine Detektormatrix zum Erfassen der fächerförmigen Röntgenstrahlen, welche die Schicht des Objekts durchdrungen haben. Das CT-Gerät beinhaltet ferner eine Montageplattform, auch als Gantry bezeichnet, zur Montage der Röntgenstrahlquelle und der Detektormatrix in solcher Weise, daß die Röntgenstrahlquelle bezüglich der Schicht des Objekts der Detektormatrix gegenüberliegend angeordnet ist. Die Montageplattform führt außerdem eine relative Bewegung zwischen der Röntgenstrahlquelle und der Detektormatrix in einer Ebene aus, welche senkrecht zu der Längsachse des Objekts liegt. Die schraubenförmige Abtastung erfolgt dann durch kontinuierliche Bewegung der Tischliege. Eine Rekonstruktionssteuerschaltung verarbeitet die von der Detektormatrix gewonnenen, schraubenförmig abgetasteten Projektionssignale derartig, daß ein tomographisches Bild der Schicht des Objekts rekonstruiert wird. EP-A-0113879 offenbart nicht die Interpolation von Röntgenstrahlen, welche zu 180º entgegengesetzte Pfade durchlaufen haben.
Es ist ein Ziel der vorliegenden Erfindung, ein neues und verbessertes Bildgebungsgerät und -verfahren zur Verfügung zu stellen.
Gemäß eines ersten Aspekts vorliegender Erfindung wird ein Verfahren zur Bildgebung zur Verfügung gestellt, das folgende Schritte beinhaltet: Bewegen einer Strahlungsquelle und eines Objekts relativ zueinander, so daß das Objekt entlang eines im allgemeinen spiralförmigen Pfades bestrahlt wird; Erfassen mehrerer Ansichten von Bilddaten, wobei jede Ansicht durch eine Winkelposition um das Objekt herum und durch eine axiale Position entlang einer Spirale bestimmbar ist, wobei jede Ansicht Strahlen einer Strahlung umfaßt; Interpolieren von Strahlen, welche zu 180º entgegengesetzte Pfade zurückgelegt haben, wobei die Strahlen von Ansichten abgeleitet werden, die während mehr als zwei Umdrehungen entlang des im allgemeinen spiralförmigen Pfades erfaßt wurden; und Rekonstruieren der interpolierten Ansichten zu einem/einer jeweiligen von mehreren parallelen Schnitten oder Schichten durch das Objekt, wobei der Schritt der Rekonstruktion beinhaltet, mehrere der interpolierten Ansichten, die einen Winkel von weniger als 360º um die Spirale umspannen, zu rekonstruieren.
Gemäß eines zweiten Aspekts vorliegender Erfindung wird eine Bildgebungsvorrichtung zur Verfügung gestellt, die folgendes aufweist: Einrichtungen zum Bewegen einer Strahlungsquelle und eines Objekts relativ zueinander, so daß das Objekt entlang eines im allgemeinen spiralförmigen Pfades bestrahlt wird; und einen Bogen von Strahlungsdetektoren zum Empfangen von Strahlung, die das Objekt durchdrungen hat; Einrichtungen zum Zusammensetzen der von den Strahlungsdetektoren erfaßten Strahlung zu mehreren Ansichten, wobei jede Ansicht durch eine Winkelposition der Ansicht um das Objekt herum und durch eine axiale Position entlang eines Spiralpfades bestimmbar ist, wobei jede Ansicht Strahlen einer Strahlung umfaßt; Interpolationseinrichtungen zum Interpolieren von Strahlen, die zu 180º entgegengesetzte Pfade zurückgelegt haben, wobei die Strahlen von Ansichten abgeleitet werden, die während mehr als zwei Umdrehungen um den allgemein spiralförmigen Pfad erfaßt worden sind; Rekonstruktionseinrichtungen zum Rekonstruieren der interpolierten Ansichten in eine Bilddarstellung, wobei die Rekonstruktionseinrichtungen mehrere der interpolierten Ansichten rekonstruieren, welche einen Winkel von weniger als 360º um die Spirale herum umspannen; und Speichereinrichtungen zum Speichern der Bilddarstellung.
Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, daß sie eine schnellere Volumenabtastung ermöglicht.
Ein anderer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist der, daß sie die volumetrische oder dreidimensionale Doppelenergie- Abtastung erleichtert.
Ein anderer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, daß das Abtastverfahren mit einer zyklischen physiologischen Bewegung des Patienten synchronisiert werden kann.
Ein anderer Vorteil besteht darin, daß die Auswirkungen der Schwankungen der Rotationsgeschwindigkeit der Strahlungsquelle und der Geschwindigkeit der Bewegung des Patienten minimiert werden können.
Ein weiterer Vorteil besteht darin, daß die längsseitige Bildqualität verbessert ist und Teilvolumeneffekte minimiert sind.
Eine Bildgebungsvorrichtung und Bildgebungsverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung werden nun beispielhalber unter Bezug auf die beiliegenden Zeichnungen beschrieben, in welchen:
Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform der Bildgebungsvorrichtung gemäß vorliegender Erfindung ist;
Fig. 2 die Geometrie des Untersuchungsbereichs innerhalb der Bildgebungsvorrichtung veranschaulicht;
die Fig. 3A bis 3D verschiedene, nicht der vorliegenden Erfindung entsprechende, lineare Wichtungsfunktionen innerhalb einer Bildgebungsvorrichtung darstellen;
die Fig. 4A und 4B Interpolations- oder Wichtungsfunktionen für auf 180º basierende Rekonstruktionsalgorithmen darstellen;
die Fig. 5A bis 5D nicht der vorliegenden Erfindung entsprechende Kompensationen für Geschwindigkeitsschwankungen der Rotation der Röhrenmontierung und des Tisches darstellen, insbesondere von Änderungen in den Wichtungsfunktionen zur Ausführung der Kompensation; und
die Fig. 6A bis 6C Schwankungen im Röntgenstrahlstrom und bei den kV und entsprechende Wichtungsfunktionen für Doppel-kV-Bildgebungsverfahren darstellen.
Bezugnehmend auf Fig. 1 umfaßt die Vorrichtung ein CT-Gerät 10, das eine Strahlungsquelle 12 wie beispielsweise eine Röntgenröhre aufweist, um einen Fächerstrahl aus Strahlung durch einen Untersuchungsbereich 14 zu projizieren. Die Röntgenröhre ist so auf einer drehbaren Röhrenmontierung 16 montiert, daß der Fächerstrahl aus Strahlung um den abgetasteten Kreis rotiert. Eine Kollimator- und Verschlußvorrichtung 18 kollimiert den Strahlungsstrahl in einen oder mehrere schmale, ebene Strahlen und schaltet den Strahl selektiv an und ab. Der Strahl kann auch elektronisch an der Röntgenröhre 12 an- und ausgeschaltet werden. Ein Motor 20 liefert Bewegungsenergie, um die Röhrenmontierung 16 fortlaufend um den Untersuchungsbereich rotieren zu lassen. Eine Rotationspositions-Codiereinrichtung 22 ist mit dem Motor und der Röhrenmontierung verbunden, um die Rotationsposition der Röhrenmontierung zu messen.
Bei dem beschriebenen CT-Gerät der vierten Generation ist ein Ring aus Strahlungsdetektoren 24 außen um den Untersuchungsbereich herum montiert. Wegen mechanischer und mathematischer Zweckmäßigkeit sind die Detektoren 24 stationär um die rotierende Röhrenmontierung in derselben Ebene wie die Röntgenröhre montiert. Bezugnehmend auf Fig. 2 wird ein Bogen aus Detektoren gleichzeitig in kurzen Zeitabständen abgetastet, wenn die Strahlungsquelle 12 hinter dem Untersuchungsbereich 14 rotiert, um Ansichten oder Fächerdatensätze zu erzeugen. Um Detektorfächer-Datensätze zu erzeugen, wird ein beispielhafter Detektor 26 erstmals an einer Winkelposition 0 abgetastet, wenn sich die Strahlungsquelle an einer Stelle 28a befindet, die eine Seite des Untersuchungsbereichs 14 tangiert und wird schrittweise aufgenommen, bis die Strahlungsquelle einen Punkt 28b in einer Linie von dem Detektor erreicht, die tangential zu der anderen Seite des Untersuchungsbereichs liegt. Für eine Quellenfächer-Geometrie wird jeder der Detektoren zwischen den Detektoren 26a und 26b gleichzeitig abgetastet, um eine Quellenfächer-Ansicht oder einen Quellenfächer-Datensatz zu erzeugen. Der erfaßte Quellenfächer-Datensatz kann durch die Winkelposition φ seiner Spitze um den Untersuchungsbereich herum identifiziert werden. Jeder Datenstrahl zwischen der Quelle und einem der Detektoren wird durch einen Winkel β beschrieben. Jeder Strahl des Quellenfächers ist auch durch seinen Winkel Gamma (γ) relativ zu der gemeinsamen Achse identifizierbar. Die Quelle ist in einem Radius S von der Mitte des Untersuchungsbereichs angeordnet, und der Detektorenring 24 ist in einem Radius D vom Zentrum des Untersuchungsbereichs angeordnet. Bei einem Computertomographen der dritten Generation, auf welche die Erfindung gleichermaßen anwendbar ist, ist ein einziger Bogen aus Detektoren zwischen den Detektoren 28a und 28b auf der Röhrenmontierung 16 zur Rotation mit der Quelle montiert.
Die Quellenfächer-Geometrie der dritte Generation wird mathematisch auf dieselbe Weise beschrieben.
Wiederum auf Fig. 1 bezugnehmend trägt eine Patientenliege 30 ein Objekt, insbesondere einen menschlichen Patienten, in einer liegenden Stellung. Eine Vorrichtung wie z. B. ein Motor 32 ist vorgesehen, um die Liege mit einer wählbaren Geschwindigkeit durch den Untersuchungsbereich zu bewegen. Eine Codiereinrichtung 34 ist mit dem Motor 32, der beweglichen Patientenauflagevorrichtung 30 und dem Antriebsmechanismus zwischen diesen verbunden, um die aktuelle Lage der Patientenauflagefläche aufzunehmen, während der Patient durch den Untersuchungsbereich 14 bewegt wird.
Eine Abtastvorrichtung 40 tastet die Ansichts- oder Datensätze, die einer jeweiligen Winkelposition φ um den Untersuchungsbereich 14 herum entsprechen, für jede von mehreren Rotationen der Röntgenstrahlquelle ab. Ein Bildprozessor 42 wandelt die spiralförmig abgetasteten Ansichten in mehrere Bilddarstellungen, die parallelen Ebenen entsprechen, um. Der Bildprozessor beinhaltet einen Bildspeicher 44, in welchem die Bilddaten gespeichert werden, und der durch eine Kombination der Rotationsnummer R, des Bild- oder Blickwinkels φ und des Strahlwinkels β in der Ansicht adressierbar ist. Der Bildprozessor 42 beinhaltet ferner eine Filter- oder Interpolationsvorrichtung 46 zur Interpolation der Spiraldaten in dem Speicher für Spiralansichten 44 in Daten paralleler Schichten. Die Interpolationsvorrichtung 46 bearbeitet mehrere Ansichten einander entsprechender Blickwinkel φ mit einer Filter- oder Interpolationsfunktion, die von einem Filterfunktionsspeicher 48 zur Verfügung gestellt wird.
Eine Steuervorrichtung 50 indiziert den Blickwinkel φ zu einem der Blickwinkel in einem vollständigen Satz von Ansichten, z. B. den Ansichten, die in regelmäßigen Schritten auf 360º um den Untersuchungsbereich herum angeordnet sind. Mehrere Ansichten, die einem einzelnen Blickwinkel φ entsprechen, werden zu der Interpolationsvorrichtung übertragen, um zu einer interpolierten Ansicht gefiltert zu werden. Jede interpolierte Ansicht wird in einer Speichereinrichtung für interpolierte Ansichten 52 gespeichert, bis ein vollständiger Satz von Ansichten für die Rekonstruktion erzeugt ist. Danach verwendet eine Bildrekonstruktionseinrichtung 54 ein herkömmliches gefiltertes Rückprojektionsverfahren oder einen anderen Rekonstruktionsalgorithmus, um jede von mehreren Schichten zu rekonstruieren und die sich ergebenden Schichten in einer Speichereinrichtung 56 für Volumendaten zu speichern. Die Speichereinrichtung für Volumendaten speichert eine rechteckige Pixelmatrix, die einer von mehreren Schichten entspricht, wobei die Schichten einen Abstand voneinander aufweisen, der mit der Auflösung der Pixel in einer Schicht vergleichbar ist. Auf diese Weise können die Daten in der Speichervorrichtung für Volumendaten als ein rechteckiges Datenvolumen aufgefaßt werden. Eine Volumenspeicher-Zugriffseinrichtung und ein Bildprozessor 58 greift auf ausgewählte Speicherzellen der Speichervorrichtung 56 für Volumendaten zu, um Informationen der Strahlungsabschwächung oder -absorption, die ein entsprechendes Volumen oder eine Fläche durch den Patienten repräsentieren, herauszuziehen, und wandelt diese Informationen in ein Bildsignal zur Anzeige auf einer Anzeigevorrichtung 60 wie beispielsweise einem Monitor um.
Bezugnehmend auf Fig. 3A speichert die Speichervorrichtung 48 für Interpolationsfunktionen mehrere Filter- oder Interpolationsfunktionen. Fig. 3A vergleicht eine modifizierte lineare Wichtungsfunktion 62 mit einer linearen Wichtung 64 nach dem Stand der Technik. Die modifizierte lineare Wichtungsfunktion W(φ) = 0 für R > 1,5 mit einer mittleren Breite von 1,1, wobei φ = R·360º ist, und R der Rotationsindex oder die längsseitige Position ist. W(φ) und ihre erste Ableitung sind beide stetig, wie durch die Rundungen bei R = 0 und R = +1 dargestellt ist. Der Rotationsindex R ist die Summe des Gesamtrotationsindex m und des Teilrotationsindex r. Darüber hinaus weist die Wichtungsfunktion eine Wichtung von eins auf, d. h.
W(φm) = 1, für 0 < r < 1 (1)
wobei
φm = (r + m)360º
ist und die Momente erster Ordnung gleich Null sind, d. h.
(r + m)·(W(φm) = 0, für 0 < r < 1 (2)
In Fig. 3B wird eine kubische Wichtungsfunktion 66, die vier aufeinanderfolgende Rotationen umfaßt, mit der herkömmlichen linearen Interpolation 64 verglichen. Bei der kubischen Interpolation ist
W(φ) = 0, für R > 2 (3)
mit einer mittleren Breite von 1,1. W(φ) und ihre erste Ableitung sind wiederum stetig, und die Bedingungen der Gleichungen (1) und (2) sind ebenfalls gültig. Analog kann auch eine kubische Wichtungsfunktion der Form 68 verwendet werden, wobei gilt:
W(φ) = 0, für R > 3 (4)
und mit einer Breite (in halber Höhe), die gleich 1,6 Rotationen ist.
Fig. 3C vergleicht die herkömmliche lineare Wichtung 64 mit einer 7-bogigen schraubenförmigen Wichtungsfunktion 70, wobei gilt:
W(φ) = 0, für R > 4 (5)
Wiederum sind die Funktion und ihre erste Ableitung stetig und die Bedingungen der Gleichungen (1) und (2) treffen zu.
Bezugnehmend auf Fig. 3D weist die herkömmliche lineare Wichtung der Kurve 64 ein relativ begrenztes Frequenzverhalten 72 entlang der z-Achse auf. Im Unterschied dazu weist die 7-bogige schraubenförmige Wichtungsfunktion 70 ein viel klareres Frequenzverhalten 74 in z-Richtung auf. Man beachte, daß das Frequenzverhalten der 7-bogigen schraubenförmigen Wichtung 74 relativ flach ist und relativ schnell abfällt, was die Glättung erübrigt, die zuvor bei der linearen Wichtungsfunktion notwendig war.
Es sollte angemerkt werden, daß der Rotationsindex oder die Längsposition R in den Fig. 3A bis 3D nicht digital gemessen wird. Das heißt, wenn der Detektor die genau ganzzahligen Werte R = 0, ±1, ±2 usw. bei 0º, dann bei 90º kreuzt, beträgt die Position von R -0,75, +0,25, +1,25 usw.
Gemäß einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendet die Rekonstruktionsvorrichtung 54 einen Rekonstruktionsalgorithmus, der auf Ansichten basiert, die 180º plus den Fächerwinkel umspannen, wie z. B. der Algorithmus, der in US-Patent Nr. 4,293,912 dargestellt ist, welches im Oktober 1981 an Walters erteilt wurde. Um die 180º-Redundanz in den Daten am effektivsten mit Interpolationsfunktionen der zuvor beschriebenen Formen aber der halben Ausdehnung zu verwenden, wird der Interpolationsfilter aus dem Filterspeicher 48 auf einer 180º- Basis neu definiert. Insbesondere die lineare Wichtung 64 würde zu einer eher verzogenen als einer ebenen Bilddarstellung führen.
Bezugnehmend auf Fig. 4A soll ein bevorzugtes Verfahren zur Verwendung von Rekonstruktionsverfahren auf 180º-Basis eine Wichtungsfunktion verwenden, die sowohl auf dem Blickwinkel γ als auch auf dem Winkel β jedes einzelnen Strahls in der Ansicht basiert. Der Kurvensatz 80 beinhaltet die modifizierte lineare Funktion 62 für den Mittel- oder Null-Strahl der Ansicht oder des Fächers. Die Kurve 82 stellt die verschobene modifizierte Wichtungsfunktion für den Strahl an einer Außenseite des Fächers dar, und die Kurve 84 stellt die verschobene modifizierte Wichtungsfunktion für den Strahl an der entgegengesetzten Außenseite des Fächers dar. Für jeden Strahl zwischen dem Außen- und dem Mittelstrahl wird die Wichtungsfunktion um einen Bruchteil der dargestellten Differenz verschoben. Jede Wichtungskurve und ihre erste Ableitung sind weiterhin stetig, genügen aber nun den nachstehenden Gleichungsbedingungen (6) und (7). Die Summe der Wichtungsfunktionen für Strahlen, die einander zu 180º gegenüberliegen, ist gleich Eins.
W(γm'(-1)mβ) = 1 für γm = (r + m)(180º) (6)
Ebenso sind die Momente erster Ordnung gleich Null, d. h.
(r + m + (-1)mβ/180)·W(γm'(-1)mβ) = 0 (7).
Für Projektionsdaten, die in Form von Quellenfächern
Vs(φ + n·360º,β) (s für source - Quelle)
organisiert sind, ergibt die längsseitige Interpolation:
D&sub1;&sub8;&sub0;(φ,β) = WS(φ + n·360º,β)·Vs(φ + n·360º,β) (8a)
wobei: Ws(φ + n·360º,β) = W(γ + β, β)
und WS(γ,β) die Wichtungsfunktion ist, die den Bedingungen (6) und (7) genügt, und φ = 0 bis 360º ist, sowie
β = -β&sub0;/2 bis β&sub0;/2
β&sub0; = der Fächerwinkel, der den Abtastkreis 14 definiert.
Die resultierenden Projektionsdaten um 360º D&sub1;&sub8;&sub0;(φ,β) weisen nicht mehr eine Wichtung von Eins auf, sondern haben statt dessen eine mittlere Wichtung, die 180º umspannt. Diese Daten können rekonstruiert werden, indem man die standardgemäße Windungs- oder Faltungsrückprojektion von D&sub1;&sub8;&sub0;(φ,β) für φ = 0 bis 360º verwendet. Für Projektionsdaten, die als Detektorfächer VD(θ + n·360º,α) organisiert sind, ergibt die längsseitige Interpolation:
D&sub1;&sub8;&sub0;(θ,α) = WD (θ + n·360º,α)·VD(θ + n·360º,α) (8b)
wobei α die Winkelposition des Strahls in dem Detektorfächer ist, und man WD(θ + n·360º,α) erhält, indem WS(φ + n·360º,β) aus dem Quellenfächer-Format in das Detektorfächer-Format neu abgebildet wird. Wiederum können diese Daten rekonstruiert werden, indem man die standardgemäße Faltungsrückprojektion von D&sub1;&sub8;&sub0;(θ,α) für θ = 0 bis 360º verwendet.
Analog kann die Wichtungsfunktion W&sub1;&sub8;&sub0;(γ,β) für die kubische Wichtungsfunktion der Kurve 66 aus Fig. 3B wie in Fig. 4B dargestellt strahlabhängig gemacht werden. Insbesondere wird die kubische Wichtungsfunktion 66 für den Mittelstrahl verwendet. Für den Strahl an einer Außenseite ist die Wichtungsfunktion verzerrt, wie durch die Kurve 86 dargestellt ist, und für den Strahl auf der anderen Außenseite des Fächers ist die Kurve wie bei 88 dargestellt verzerrt. In der dargestellten Ausführungsform stehen die Außenstrahlen der Kurven 86 und 88 für β = ±23º.
Betrachtet man einen anderen Aspekt der Erfindung, so kann die Filterfunktion 54 zur Rekonstruktion auch auf Basis des Blickwinkels φ und des Strahlwinkels β verändert werden, um den Frequenzgehalt der Projektionen zu verändern. Der Rumpf eines menschlichen Objekts ist z. B. im allgemeinen oval, d. h. er ist deutlich breiter als höher. Die Weglänge durch den Patienten ist für einige Strahlen deutlich länger als für andere. Gemäß eines anderen Aspekts der Erfindung werden die Querschnittsgröße und -form des Patienten gemessen, um die relative Weg- oder Pfadlänge für jeden Blick- und Strahlwinkel zu bestimmen. Alternativ können die Strahllängen für einen oder mehrere standardisierte Querschnitte berechnet und gespeichert werden, und der am ehesten entsprechende Querschnitt kann ausgewählt werden. Die Bandbreite der Filterfunktion wird im allgemeinen in Proportion zu der Strahllänge durch das Objekt angepaßt. Bei einem ovalen menschlichen Rumpf werden Projektionen um 0º oder direkt über dem Kopf am wenigsten gefiltert, und jene nahe +90º werden am stärksten gefiltert. Analoge Vorteile können erreicht werden, indem die Filterfunktion nur mit dem Blickwinkel φ verändert wird.
Wie in Fig. 1 gezeigt, sind ein Monitor 90 für die Herz- oder eine andere physiologische Bewegung und die Codiereinrichtungen 22 mit einer Rotationssteuereinrichtung 92 verbunden. Die Rotationssteuereinrichtung steuert den Motor 20 in solcher Weise, daß die Röntgenquelle 12 synchron mit dem normalen Herzzyklus des Patienten rotiert. Was insbesondere die bevorzugte Ausführungsform betrifft, so befindet sich die Röntgenröhre 12 an demselben vorbestimmten Punkt im Herzzyklus an derselben vorbestimmten Winkelposition.
Die Synchronisation der Bewegung der Quelle 12 mit Herz- oder anderen zyklischen Patientenbewegungen wird vorteilhaft in Verbindung mit dem winkelabhängigen Filterverfahren angewendet. Indem Ansichten, bei denen sich das Herz in einer vorgewählten Phase befindet, leicht gefiltert werden, und Ansichten, die aufgenommen werden, wenn sich das Herz in einer anderen Phase befindet, stärker gefiltert werden, wird die Herz- oder die mit dem Herzen verbundene Bewegung weniger verschwommen dargestellt. Bei geeigneter Filterung kann man eine weitestgehend eingefrorene Aktion des Herzens erhalten. Natürlich kann die Bewegung der Quelle 12 mit anderen Bewegungen des Objekts synchronisiert werden. Auf diese Weise ist die Rekonstruktion zu Ebenen mit der minimalen Filterung hin ausgerichtet. Wenn die minimale Filterung bei 0º oder direkt darüber erfolgt, wird die Bildgebung in der sagittalen oder koronalen Ebene verstärkt und eine verschlechternde Bewegung minimiert.
Dieses Verfahren ist auch bei der Ausführung schneller Abtastungen zur Beobachtung der Beförderung eines Kontrastmittels, das dem Patienten injiziert wurde, anwendbar. Als Beispiel einer speziellen Anwendungsform wird der Patient in einer ersten Richtung bewegt, um eine Schraubenlinie aus Daten zu erzeugen, und wird dann in der anderen Richtung bewegt, um eine zweite, kreuzende Schraubenlinie in der entgegengesetzten Richtung zu erzeugen, die dasselbe Volumen abdeckt. Dies minimiert die Verzögerung zwischen den Durchläufen, aber liefert keine Zeitdaten für eine gegebene Schicht in gleichmäßigen Abständen. In einer zweiten Ausführungsform wird eine steil geneigte Schraubenlinie ausgewählt, beispielsweise eine, welche nur etwa die Hälfte der üblichen Anzahl von Ansichten erfaßt. Der Patient kann dann zum Ausgangspunkt zurückgeschoben werden, und die andere Hälfte der Ansichten wird entlang einer zweiten Schraubenlinie erfaßt. Dieses Verfahren kann immer wieder wiederholt werden, um halbe Datensätze in kurzen Zeitabständen zu erfassen. Bilddaten können rekonstruiert werden, indem zeitlich benachbarte Datensätze zu einem kompletten Datensatz zusammengefügt werden, um eine Reihe von Volumenansichten in Zeitschritten zur Verfügung zu stellen, um die Ausbreitung des Kontrastmittels durch den Patienten oder andere physiologische Veränderungen zu beobachten. Wenn die sich entsprechenden Ansichten längsseits in verschiedenen Durchläufen aufgenommen werden, so ist es vorzuziehen, daß eine der längeren längsseitigen Wichtungsfunktionen angewendet wird, wie zum Beispiel die 7-bogige schraubenförmige Wichtungsfunktion 70 aus Fig. 3C. Man beachte, daß die Enden jedes Durchlaufes mit einer verkürzten Wichtungsfunktion bearbeitet werden, um die Schichten am Ende bildlich darzustellen. Für eine noch schnellere Abtastung wird die vorliegende Erfindung vorteilhaft mit einem Rekonstruktionsalgorithmus auf Basis von 180º und den zuvor besprochenen Wichtungsfunktionen angewendet.
Die Steuervorrichtung 92 ist gleichfalls mit der Codiereinrichtung 34 verbunden, so daß die Bewegung des Patientenauflagetisches mit der Rotation der Röntgenstrahlquelle koordiniert wird. Wenn sich die Rotationsgeschwindigkeit der Röntgenstrahlquelle 12 und die Geschwindigkeit der Tischbewegung ändern, wird auch die relative Wichtung der Ansichten verändert. Man beachte, daß eine gegebene Schraubenlinie bei proportional höherer Quellenrotation und Patientenvorschubraten aufrechterhalten werden kann, sich aber die Strahlendosis pro Ansicht und Abtastintervall verändert. Diese Veränderungen in der Geschwindigkeit können auch einen Abtastpfad erzeugen, der nicht schraubenförmig ist. Gleichartige Probleme treten auf, wenn die Rotationsgeschwindigkeit der Röntgenstrahlquelle 12 oder die lineare Geschwindigkeit des Patiententisches nicht genauestens gesteuert werden. Beispielsweise kann die Mechanik einer dieser Bewegungen entweder durch Abnutzung, Leistungsschwankungen oder ähnliches variieren.
Bezugnehmend auf Fig. 5A wird die Interpolationsfunktion 62 in die Funktion 94 umgerechnet, was für eine ±20%ige sinusförmige Geschwindigkeitsschwankung steht. Genauer gesagt gilt:
WA(φm) = 1, für φm = (r + m)·360 (9)
P(φm)·WA(φm) = 0 (10),
wobei P(φ) die Tischposition relativ zum Rotationswinkel φ darstellt. Obwohl dies der Anforderung für ebene Rekonstruktionen gerecht wird, zeigt Fig. 5B, daß das räumliche Verhalten der Kurve 94 nicht dem Verhalten 73 der Kurve 62 entspricht. Wenn jedoch die Werte der Wichtungsfunktion W(φ)in W(P(φ)) neu abgebildet werden, kann ein konstantes räumliches Verhalten aufrechterhalten werden. Diese Wichtung wird so angepaßt, daß:
WA(P(φm)) = 1, für φm = (r + m)·360 (11)
P(φm)·WA(P(φm)) = 0 (12).
Mit der neuen Wichtungsfunktion 98 ist das räumliche Verhalten 100 aus Fig. 5C im wesentlichen dasselbe wie das räumliche Verhalten 73 aus Fig. 5B. Auf diese Weise wird die Interpolationsfunktion verwendet, um Schwankungen in den Geschwindigkeiten der relativen Bewegung von Quelle und Patient zu korrigieren.
Eine andere Anwendung besteht darin, die Exposition eines Objekts anzupassen, welches keine kreisförmig einheitliche Abschwächung aufweist. Wie zuvor angemerkt, weist ein menschlicher Patient normalerweise einen ovalen Querschnitt auf. Die Synchronisationssteuervorrichtung 92 steuert ferner eine Leistungsversorgung 104 für die Röntgenröhre 20. Die Leistungsversorgung paßt den Strom oder die Spannung für die Röntgenröhre für jede Winkelposition der Röntgenröhre im allgemeinen proportional zum Hauptabschwächungspfad durch den Patienten an. Indem die Exposition auf diese Weise verändert wird, kann die Quantenrauschstatistik des rekonstruierten Volumens einheitlicher gestaltet werden.
Wenn die Rotation der Röhrenmontierung oder die Tischgeschwindigkeit unproportional verändert werden, wird die Abtastung nicht schraubenförmig. Man kann jedoch weiterhin (wie zuvor demonstriert) ein geeignetes Rekonstruktionsvolumen erhalten. Für Projektionen mit höherer Abschwächung wird entweder die Rotation der Röhrenmontierung oder die Tischbewegung verlangsamt, um das höhere Quantenrauschen zu kompensieren. Analog kann, wenn die Röntgenröhrenspannung, die Filterung oder der Röntgenröhrenstrom geändert wird, immer noch eine schraubenförmige Abtastung ausgeführt werden. Insbesondere wird die Spannungsfilterung und/oder der Strom für Projektionen mit höherer Abschwächung verstärkt. Die Synchronisation dieser Parameter kann entweder auf Basis früherer Schätzungen vorbestimmt werden, oder kann durch Einschätzung früherer Projektionen oder Tomogramme desselben Volumens bestimmt werden.
Wie zuvor besprochen, können die Ansichten für auf 180º basierende Rekonstruktionen in eine Gruppe eingeordnet werden, die 360º umspannt. Das Energieniveau (kV) der Röntgenstrahlröhre in einer anderen Ausführungsform wird zwischen zwei Niveaus oder Pegeln verändert oder abgewechselt. Indem die kV fortlaufend mit einem vorgeschriebenen Wechsel von hoch nach niedrig verändert werden, wie in 112 der Fig. 6A gezeigt, können zwei Wichtungsfunktionen (116, 118) auf die jeweiligen Projektionen angewendet werden, um zwei Sätze von auf 180º basierenden Projektionen zu erzeugen, die beide derselben Bildebene entsprechen. Der mittlere kV- Wert für jeden Strahl in jedem Satz entspricht entweder dem hohen kV-Pegel oder dem niedrigen kV-Pegel. Es sind genau 1 1/2 Rotationen für jeden Zyklus von hohen kV zu niedrigen kV und zurück zu hohen kV erforderlich. Der Röntgenstrahlstrom 110 wird gegenzyklisch verändert, um das Rauschen sowohl in Projektionen mit hohen als auch mit niedrigen kV beizubehalten, während die Gesamtexposition minimiert wird. Kurve 114 stellt die Wichtungsfunktion für hohe kV,
Whi(R·180,β) = Whi(γ,β) dar.
Bezugnehmend auf Fig. 6B verschiebt sich die von der Interpolationseinrichtung 46 angewendete Wichtungsfunktion für die hohen und niedrigen kV-Abschnitte. Das heißt, die Kurve 116 stellt die bevorzugte Wichtungsfunktion für die Projektionsstrahlen hoher kV oder Spannung dar, wogegen die Kurve 118 die Wichtungsfunktion darstellt, die bei den Strahlen niedriger Energie angewendet wird. Diese Strahlenprojektionen werden wieder in zwei separate, auf 180º basierende Sätze oder Projektionsgruppen zusammengefügt. In der dargestellten Ausführungsform entspricht die Strahlbreite etwa drei Ringen der Schraubenlinie und man erhält ein rekonstruiertes Bild oder eine Schicht nach jeweils 1 1/2 Ringen der Schraubenlinie.
Bezugnehmend auf Fig. 6C ist die Abweichung in den Wichtungswerten für die Außenseiten des Fächers (β = ±β&sub0;) für den auf 180º basierenden Projektionssatz mit hohen kV dargestellt. Genauer gesagt wird die Kurve 116 der Wichtungsfunktion verschoben oder schwingt zwischen der Kurve 116a bei einem Außenstrahl des Fächers und 116b an dem anderen Außenstrahl des Fächers. Analoge Verschiebungen werden für die Wichtungsfunktion 118 für den Projektionssatz bei niedrigen kV vorgenommen.
Um die Effizienz der Röntgenstrahlerfassung zu vergrößern, werden mehrere Detektoren in Längsrichtung aneinander angrenzend angeordnet. Die längsseitige Anordnung zweier Detektoren ermöglicht es, die von jedem Detektor erfaßte Strahlungsbreite wählbar an dem Detektor anzupassen. Analog können drei oder mehr Detektoren in längsseitiger Ausrichtung angeordnet werden. Dies ermöglicht es, Daten entlang dreier überlappender Spiralen gleichzeitig zu erfassen. In einer Ausführungsform überdecken die drei Datenspiralen dasselbe Volumen, und zwar bei einer größeren Abtastdichte. Dies ist bei dem zuvor beschriebenen Doppelenergiemodus besonders vorteilhaft. Alternativ wird die Geschwindigkeit des Patiententisches verdreifacht, so daß die drei Detektorensätze Daten mit derselben Abtastdichte, aber dreimal so schnell erfassen.

Claims

1. Verfahren zur Bildgebung, das folgende Schritte beinhaltet: Bewegen einer Strahlungsquelle (12) und eines Objektes relativ zueinander, so daß das Objekt entlang eines im allgemeinen spiralförmigen Pfades bestrahlt wird; Erfassen mehrerer Ansichten von Bilddaten, wobei jede Ansicht durch eine Winkelposition (φ,θ) um das Objekt herum und durch eine axiale Position entlang einer Spirale bestimmbar ist, wobei jede Ansicht Strahlen einer Strahlung umfaßt; Interpolieren von Strahlen, welche zu 180º entgegengesetzte Pfade zurückgelegt haben, wobei die Strahlen von Ansichten abgeleitet sind, die während mehr als zwei Umdrehungen entlang des im allgemeinen spiralförmigen Pfades erfaßt wurden; und Rekonstruieren der interpolierten Ansichten zu einem jeweiligen von mehreren parallelen Schnitten durch das Objekt, wobei der Schritt der Rekonstruktion beinhaltet, mehrere der interpolierten Ansichten, die einen Winkel von weniger als 360º um die Spirale umspannen, zu rekonstruieren.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt der Interpolation die Interpolation mit einer kubischen Wichtungsfunktion (66) beinhaltet.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt der Interpolation die Interpolation mit einer n-bogigen schraubenförmigen Wichtungsfunktion (70) beinhaltet, wobei n größer oder gleich 3 ist.

4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei Ansichten, die an mehr als vier längsseitigen Positionen aufgenommen wurden, mit der n-bogigen schraubenförmigen Wichtungsfunktion (70) interpoliert werden.

5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Schritt der Bestrahlung das Bestrahlen des Objektes mit einer Strahlung beinhaltet, die mindestens zwei Energieniveaus aufweist.

6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Schritt der Bilderfassung beinhaltet, daß die Strahlung von der Quelle (12), die das Objekt durchdrungen hat, mit mindestens zwei Bögen von Strahlungsdetektoren (24) erfaßt wird, wobei die Bögen längsseitig bewegt werden.

7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der im allgemeinen spiralförmige Pfad einen ersten und zweiten allgemein spiralförmigen Pfad umfaßt, wobei der zweite im allgemeinen spiralförmige Pfad sich von dem ersten unterscheidet, aber dasselbe Volumen abdeckt.

8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei jede Ansicht Strahlen einer Strahlung darstellt, die in einem fächerförmigen Muster von einer Spitze (28) ausgehen, wobei jeder Strahl durch eine Winkelposition (φ,θ) der Ansicht um die Spirale herum und durch eine Winkelposition (β,α) des Strahls innerhalb der fächerförmigen Ansicht bestimmbar ist; und wobei der Schritt der Interpolation die Wichtung der Strahlen in jeder Ansicht mittels einer Wichtungsfunktion (82, 84, 86, 88) beinhaltet, die entsprechend sowohl der Winkelposition (φ,θ) der Ansicht als auch der Winkelposition (β,α) des Strahls ausgewählt wurde.

9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das ferner folgende Schritte beinhaltet: Überwachen zyklischer Bewegung der Bereiche des Objektes; und Synchronisieren der relativen Rotationsbewegung zwischen Bereichen des Objektes und der Strahlungsquelle (12) mit der zyklischen Bewegung.

10. Bildgebungsvorrichtung, aufweisend: Einrichtungen (20, 32) zum Bewegen einer Strahlungsquelle (12) und eines Objektes relativ zueinander, so daß das Objekt entlang eines im allgemeinen spiralförmigen Pfades bestrahlt wird; und einen Bogen von Strahlungsdetektoren (24) zum Empfangen von Strahlung, die das Objekt durchdrungen hat; Einrichtungen (44) zum Zusammensetzen der von den Strahlungsdetektoren (24) erfaßten Strahlung zu mehreren Ansichten, wobei jede Ansicht durch eine Winkelposition (φ,θ) der Ansicht um das Objekt herum und durch eine axiale Position entlang eines Spiralpfades bestimmbar ist, wobei jede Ansicht Strahlen einer Strahlung umfaßt; Interpolationseinrichtungen (46) zum Interpolieren von Strahlen, die zu 180º entgegengesetzte Pfade zurückgelegt haben, wobei die Strahlen von Ansichten abgeleitet sind, die während mehr als zwei Umdrehungen um den allgemein spiralförmigen Pfad erfaßt worden sind; Rekonstruktionseinrichtungen (54) zum Rekonstruieren der interpolierten Ansichten in eine Bilddarstellung, wobei die Rekonstruktionseinrichtungen (54) mehrere der interpolierten Ansichten rekonstruieren, welche einen Winkel von weniger als 360º um die Spirale herum umspannen und Speichereinrichtungen (56) zum Speichern der Bilddarstellung.