DE19851556C2

DE19851556C2 - CT-Gerät

Info

Publication number: DE19851556C2
Application number: DE19851556A
Authority: DE
Inventors: Otto Sembritzki; Heinrich Wallschlaeger
Original assignee: Siemens Corp
Current assignee: Siemens Corp
Priority date: 1998-11-09
Filing date: 1998-11-09
Publication date: 2000-11-23
Anticipated expiration: 2018-11-10
Also published as: US6272199B1; JP4623785B2; JP2000139893A; DE19851556A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein CT-Gerät mit Springfokus, bei welchem die Detektorelemente (3¶1¶ bis 3¶N¶) bei der Aufnahme einzelner Projektionen Ausgangsdaten liefern, welche der auf dem Weg der Röntgenstrahlung zu dem Detektorelement (3¶1¶ bis 3¶N¶) aufgetretenen Strahlenschwächung entsprechen und deren Anzahl jeweils der doppelten Anzahl der an der Aufnahme der Projektion beteiligten Detektorelemente (3¶1¶ bis 3¶N¶) entspricht. Die Ausgangsdaten werden in der Bildrekonstruktion dienende Daten umgerechnet, die pro Projektion eine Anzahl von Daten enthalten, die größer als die doppelte Anzahl der an der Aufnahme der jeweiligen Projektion beteiligten Detektorelemente (3¶1¶ bis 3¶N¶) ist.

Description

Die Erfindung betrifft ein CT-Gerät mit einer Röntgenstrah lenquelle welche zur Aufnahme von Projektionen um ein zu un tersuchendes Objekt herumbewegt wird, mit einem Detektor system zum Empfang der von dem zwischen zwei Endpositionen hin- und her bewegten Fokus der Röntgenstrahlenquelle ausge henden Strahlung, welches eine Vielzahl von Detektorelementen aufweist, die jeweils eine Apertur aufweisen und in einem Rasterabstand zu einem jeweils unmittelbar benachbarten De tektorelement angeordnet sind, bei welchem die Detektorele mente bei der Aufnahme der einzelnen Projektionen Ausgangs daten liefern, welche der auf dem Weg der Röntgenstrahlung zu dem jeweiligen Detektorelement aufgetretenen Strahlenschwä chung entsprechen und deren Anzahl der Anzahl der an der Auf nahme der Projektion beteiligten Detektorelemente entspricht, und mit einer elektronischen Recheneinrichtung, welche auf Basis der Ausgangsdaten ein Bild rekonstruiert.

Bei derartigen beispielsweise aus der US 4 637 040 bekannten CT-Geräten ist neben der Größe des Fokus der Röntgenstrahlen quelle, der MTF (Modulation Transfer Function = Modulations übertragungsfunktion) des Rekonstruktionsalgorithmus und der Pixelgröße des rekonstruierten Bildes die Abtastfrequenz, mit der die Projektionen aufgenommen werden, und damit der Ra sterabstand zwischen unmittelbar benachbarten Detektorelemen ten, für die erzielbare Ortsauflösung maßgeblich.

Die Bewegung des Fokus zwischen zwei Endpositionen, also die Verwendung einer Röntgenröhre mit Springfokus dient zur Stei gerung der Ortsauflösung, und zwar durch Erhöhung der Ab tastfrequenz, und ist aus der obengenannten US 4 637 040 be kannt.

Außerdem ist es aus der US 4 008 400 bekannt, durch den soge nannten λ/4-Versatz die Abtastfrequenz bei komplementären Projektionsdaten zu erhöhen. Allerdings setzt der λ/4-Versatz ein CT-Gerät mit sehr stabilen und exakten mechanischen Verhältnissen voraus und ist außerdem nicht sehr wirksam, wenn der Bahnradius, mit dem sich der Fokus der Röntgen strahlenquelle um das zu untersuchende Objekt bewegt, kurz ist.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein CT-Gerät der eingangs genannten Art so auszubilden, daß eine Erhöhung der Ortsauflösung auch bei kurzem Bahnradius des Fokus der Rönt genstrahlenquelle möglich ist, ohne daß erhöhte Anforderungen an die mechanische Stabilität des CT-Gerätes zu stellen sind.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein CT-Ge rät mit einer Röntgenstrahlenquelle, welche zur Aufnahme von Projektionen um ein zu untersuchendes Objekt herumbewegt wird, mit einem Detektorsystem zum Empfang der von der Rönt genstrahlenquelle ausgehenden Strahlung, welches eine Viel zahl von Detektorelementen aufweist, die jeweils eine Apertur aufweisen und in einem Rasterabstand zu einem jeweils unmit telbar benachbarten Detektorelement angeordnet sind, bei wel chem die Detektorelemente bei der Aufnahme der einzelnen Pro jektionen Ausgangsdaten liefern, welche der auf dem Weg der Röntgenstrahlung zu dem Detektorelement aufgetretenen Strah lenschwächung entsprechen und deren Anzahl der doppelten An zahl der an der Aufnahme der Projektion beteiligten Detektor elementen entspricht, und mit einer elektronischen Rechenein richtung, welche die Ausgangsdaten in der Bildrekonstruktion dienende Daten umrechnet, die pro Projektion eine Anzahl von Daten enthalten, die größer als die doppelte Anzahl der an der Aufnahme der jeweiligen Projektion beteiligten Detektor elemente ist, vorzugsweise um einen Faktor, der wenigstens gleich dem Verhältnis von Rasterabstand zu Apertur ent spricht, wobei die elektronischen Recheneinrichtung auf Basis der der Bildrekonstruktion dienende Daten ein Bild rekonstru iert.

Im Falle der Erfindung wird also davon Gebrauch gemacht, daß die in den Ausgangsdaten maximal enthaltene Ortsfrequenz der Detektorapertur entspricht. Während diese Informationen im Falle herkömmlicher CT-Geräte ungenutzt bleibt, da die Anzahl der Ausgangsdaten pro Projektion wegen der Bewegung des Fokus zwischen zwei Endpositionen der doppelten Anzahl der an der Aufnahme der Projektion beteiligten Detektorelemente ent spricht und somit die maximal berücksichtigte Ortsfrequenz dem Rasterabstand entspricht, erfolgt im Falle der Erfindung eine Umrechnung der Ausgangsdaten in der Bildrekonstruktion dienende Daten, und zwar derart, daß die in den Ausgangsdaten maximal enthaltene Ortsfrequenz genutzt wird.

Die maximal erzielbare Ortsauflösung reicht in der Praxis wohlgemerkt nicht bis zu der durch die Apertur vorgegebenen Nullstelle. Vielmehr kann man in der Praxis ca. 95% des theo retischen Maximums erwarten.

Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfin dung stellen die Ausgangsdaten Fächerprojektionen dar, wäh rend die der Bildrekonstruktion dienenden Daten Parallelpro jektionen darstellen. Die Vergrößerung der Ortsauflösung er folgt also im Zuge der vorzugsweise durch Interpolation er folgenden Umwandlung der Fächerprojektionen darstellenden Ausgangsdaten in die der Bildrekonstruktion dienenden, Par allelprojektionen darstellende Daten. Dies entspricht der Um rechnung in ein neues Koordinatensystem durch Verknüpfung von Ortsinformationen, d. h. Ausgangsdaten, die bei der Aufnahme unterschiedlicher Fächerprojektionen gewonnen wurden. Nach einer Ausführungsform der Erfindung erfolgt die Interpolation derart, daß Signalanteile mit einer Ortsfrequenz, die größer oder gleich dem Kehrwert des Rasterabstandes des Detektors ist, wenigstens im wesentlichen unterdrückt werden. Eine ge eignete Interpolationsfunktion ist durch die Gleichung

h a|1(β, Δβ) = ch₁(β, Δβ) + (1 - c) r|1(β, Δβ) (1)

beschrieben, wobei h₁ der Interpolationskern der linearen In terpolation ist, für den

gilt, wobei h r|1 durch

definiert ist, und wobei β der Fächerkanalwinkel und Δβ sein Inkrement sind.

Die Erfindung wird nachfolgend beispielhaft anhand der beige fügten Zeichnungen beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 einen erfindungsgemäßen Computertomographen in teil weise blockschaltbildartiger Darstellung,

Fig. 2 in vergrößerter Darstellung einen Teil des Detektor systems des CT-Gerätes gemäß Fig. 1, und

Fig. 3 die Fouriertransformierten verschiedener in dem CT- Gerät gemäß den Fig. 1 und 2 verwendbarer Interpola tionsfilter.

Das CT-Gerät gemäß Fig. 1 weist eine Meßeinheit mit einer Röntgenstrahlenquelle 1, die ein fächerförmiges Röntgenstrah lenbündel 2 aussendet, und mit einem Detektorsystem 3 auf, welches aus einer Reihe von Detektorelementen, z. B. N = 512 De tektorelementen 3 ₁ bis 3 _N, aufgebaut ist. Für das zu untersu chende Objekt, Patienten 4, ist eine Patientenliege 5 vorge sehen. Zur Untersuchung des Patienten 4 wird die Meßeinheit 1, 3 um ein Meßfeld 6 gedreht, in dem sich der zu untersu chende Bereich des Patienten 4 befindet. Die Drehachse der Meßeinheit 1, 3 ist mit 7 bezeichnet. Während der Drehung wird die Röntgenstrahlenquelle 1, die von einem Generator 8 gespeist wird, gepulst oder mit Dauerstrahlung betrieben. Bei vorbestimmten Winkelpositionen der Meßeinheit 1, 3, z. B. 360 Winkelpositionen im Abstand von jeweils 1°, werden Sätze von Ausgangsdaten der Detektorelemente 3 ₁ bis 3 _N des Detektor systems 3, sogenannte Projektionen, erzeugt.

Im Falle des erfindungsgemäßen CT-Gerätes wird der Fokus der Röntgenstrahlenquelle 1, von dem letztlich die Röntgenstrah lung ausgeht, periodisch zwischen zwei in Fig. 1 mit F1 und F2 bezeichneten Endpositionen hin- und herbewegt. Es liegt also ein sogenannter Springfokus vor.

Die entsprechenden Ausgangsdaten sind einer elektronischen Recheneinrichtung 9 zugeführt, die auf Basis der ihr zuge führten Ausgangsdaten ein Schnittbild des in dem Meßfeld 6 befindlichen Bereichs des Patienten 4 errechnet, das auf ei nem Sichtgerät 10 angezeigt wird.

Die Drehung der Meßeinheit 1, 3 um die Drehachse 7 erfolgt mittels eines in einem Grundgestell 11 drehbar gelagerten Drehkranzes 12, an dem die Röntgenstrahlenquelle 1 und das Detektorsystem 3 angebracht sind. Zum Antrieb des Drehkranzes 12 ist ein Motor 13 vorgesehen, der im Falle des dargestell ten Ausführungsbeispiels ebenso wie der Generator 8 von der elektronischen Recheneinrichtung 9 gesteuert ist. Statt des sen kann zusätzlich zu der elektronischen Recheneinrichtung 9 eine gesonderte Steuereinheit vorgesehen sein.

Wie aus der Fig. 1 in Verbindung mit Fig. 2 ersichtlich ist, ist das Detektorsystem 3 aus einer Reihe von Detektorelemen ten 3 ₁ bis 3 _N zusammengesetzt, von denen in Fig. 2 beispiel haft die Detektorelemente 3 ₁₂ bis 3 ₁₅ dargestellt sind. Jedes Detektorelement weist einen Szintillationskörper, im Falle der Fig. 2 sind beispielhaft die Szintillationskörper 14 ₁₂ bis 14 ₁₅ dargestellt, mit nachgeschaltetem photoelektrischem Wandler auf, in Fig. 2 sind beispielhaft Photodioden 15 ₁₂ bis 15 ₁₅ dargestellt. Die Zwischenräume zwischen unmittelbar be nachbarten Detektorelementen sind jeweils durch ein lichtun durchlässiges Septum, in Fig. 2 sind die Septen 16 ₁₂ bis 16 ₁₄ dargestellt, voneinander getrennt, um optisches Übersprechen zu verhindern. Die einzelnen Detektorelemente weisen, in der Mittelebene des fächerförmigen Röntgenstrahlenbündels 2 ge messen, jeweils die Apertur ap auf. Benachbarte Detektorele mente sind, ebenfalls in der Mittelebene des Röntgenstrahlen bündels 2 gemessen, in einem Rasterabstand a voneinander ent fernt angeordnet.

Im Falle des erfindungsgemäßen CT-Gerätes stehen bei Nutzung sämtlicher 512 Detektorelemente wegen des sich bei Aufnahme einer Projektion zwischen den beiden Endpositionen bewegenden Springfokus pro Projektion 1024 Ausgangsdaten, im folgenden Kanäle genannt, zur Verfügung, die eine Fächerprojektion des zu untersuchenden Bereiches des Patienten 4 darstellen. Bei einem 360°-Umlauf der Meßeinheit 1, 3 werden also 360 Projek tionen zu je 1024 Kanälen aufgenommen. Die entsprechenden Ausgangsdaten des Detektorsystems 3 gelangen zu der elektro nischen Recheneinrichtung 9, die die ihr zugeführten Aus gangsdaten derart verarbeitet, daß Daten zur Verfügung ste hen, die 360 Parallelprojektionen entsprechen, wobei die Ka nalzahl der Parallelprojektionen, also die Anzahl der in ei ner Parallelprojektion jeweils enthaltenen Daten größer als die Anzahl der Kanäle der den Fächerprojektionen entsprechen den Ausgangsdaten ist, und zwar ist im Falle des beschriebe nen Ausführungsbeispiels die Anzahl der Kanäle der Parallel projektionen um einen Faktor größer als die Anzahl der Kanäle der Ausgangsdaten, der wenigstens gleich dem Verhältnis von Rasterabstand a zu Apertur ap entspricht.

Auf Basis dieser Parallelprojektionen entsprechenden Daten rekonstruiert die elektronische Recheneinrichtung 9 ein Bild der aufgenommenen Schicht des Patienten 4.

Die Umrechnung der Fächerprojektionen in Parallelprojektionen erfolgt im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels in zwei Schritten:

Zunächst werden die Fächerprojektionen durch Interpolation in azimutaler Richtung in Parallelprojektionen uminterpoliert.

Anschließend erfolgt eine Interpolation in radialer Richtung mit der in der zuvor beschriebenen Weise erhöhten Kanalzahl.

Unter der Voraussetzung, daß die Kanalzahl der Parallelpro jektionen entsprechend einem Faktor, der gleich dem Verhält nis von Rasterabstand a zu Apertur ap entspricht, ist, ge wählt ist, ergibt sich theoretisch eine maximale Abtastfre quenz, die um den Faktor a/ap größer als die mit Springfokus herkömmlicherweise theoretisch maximal erzielbare Abtastfre quenz ist, mit der Folge, daß auch die theoretisch maximal erzielbare Ortsauflösung um diesen Faktor gegenüber der her kömmlicherweise theoretisch maximal erzielbaren Ortsauflösung vergrößert ist.

Unter der Voraussetzung, daß für den Rasterabstand a = 0,114 cm und für die Apertur ap = 0,097 cm gilt, ergibt sich für das er findungsgemäße CT-Gerät als theoretisch maximale Abtastfre quenz ρ_max = 2/0,097 = 20,6 1/cm entsprechend einer theoretisch maximalen Ortsauflösung von 1/0,097 = 10,3 lp/mm (Linienpaare pro mm) gegenüber einer theoretisch maximalen Abtastfrequenz von nur ρ₀ = 2/0,114 = 17,54 1/cm entsprechend einer theoretisch maximalen Ortsauflösung von 1/0,114 = 8,77 lp/mm im Falle eines herkömmlichen CT-Gerätes mit Springfokus. Dies entspricht ei ner Steigerung um 18%.

Da in der Praxis 95% der genannten theoretisch maximal er zielbaren Ortsauflösung erreicht werden, erhält man eine ma ximale Ortsauflösung von 9,8 lp/cm.

Bei den angegebenen Werten für die Ortsauflösung handelt es sich um Werte für die Hochkontrastauflösung, d. h. Kontrastun terschiede von ca. 1000 HU (Hounsfield Units).

Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels führt die Recheneinrichtung 9 die Interpolation in radialer Richtung gemäß der bereits erläutertet Gleichung (1) aus.

Das Frequenzverhalten dieses Interpolationsfilters ist in Fig. 3 dargestellt, deren Frequenzachse auf ρ . a/2 normiert ist. Die Fig. 3 macht deutlich, daß zur Vermeidung von Alia singfehlern eine gute Glättung um die ursprüngliche Ab tastfrequenz ρ₀ = 2/a herum wünschenswert ist und im Falle des verwendeten Interpolationsfilters mit einem Wert von c = 0,25 für die Konstante c die beste Unterdrückung von Frequenzen oberhalb der nach der Uminterpolation vorliegenden maximalen Abtastfrequenz ρ_max erreicht wird.

Sind die der Bildrekonstruktion dienenden Daten in der be schriebenen Weise von der elektronischen Recheneinrichtung 9 bereitgestellt, erfolgt die Rekonstruktion des Bildes auf Ba sis dieser Daten, die die elektronische Recheneinrichtung nach einer beliebigen an sich bekannten Methode, beispiels weise einer Fourier-Methode oder einer Rückprojektions-Me thode, vornimmt.

Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ist ein ein zeiliges Detektorsystem vorgesehen. Es ist aber auch möglich, erfindungsgemäße CT-Geräte mit einem mehrzeiligen Detektor system zu versehen. In diesem Falle wird bezüglich der von jeder einzelnen Detektorzeile gelieferten Ausgangsdaten in der beschriebenen Weise verfahren.

Für den Fall, daß nicht sämtliche Detektorelemente genutzt werden, beispielsweise weil zur Verkleinerung des Meßfeldes das Röntgenstrahlenbündel 2 derart eingeblendet ist, daß nur ein Teil der Detektorelemente genutzt wird, versteht sich, daß nicht die Anzahl der insgesamt vorhandenen Detektorele mente zu berücksichtigen ist, sondern die Anzahl der tatsäch lich bei der Aufnahme der Projektionen genutzten Detektorele mente.

Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels handelt es sich um ein CT-Gerät der dritten Generation. Auch CT-Geräte der vierten Generation können jedoch erfindungsgemäß ausge bildet werden.

Claims

1. CT-Gerät, mit einer Röntgenstrahlenquelle (1), welche zur Aufnahme von Projektionen um ein zu untersuchendes Objekt herum bewegt wird,
mit einem Detektorsystem (2) zum Empfang der von dem zwischen zwei Endpositionen hin- und herbewegten Fokus (F1, F2) der Röntgenstrahlenquelle (1) ausgehenden Strahlung, welches eine Vielzahl von Detektorelementen (3 ₁ bis 3 _N) aufweist, die jeweils eine Apertur (ap) aufweisen und in einem Rasterabstand (a) zu einem jeweils unmittelbar be nachbarten Detektorelement (3 ₁ bis 3 _N) angeordnet sind, bei welchem die Detektorelemente (3 ₁ bis 3 _N) bei der Aufnahme der einzelnen Projektionen Ausgangsdaten liefern, welche der auf dem Weg der Röntgenstrahlung zu dem Detektorelement (3 ₁ bis 3 _N) aufgetretenen Strahlenschwächung entsprechen und deren Anzahl jeweils der doppelten Anzahl der an der Aufnahme der Projektion beteiligten Detektorelemente (3 ₁ bis 3 _N) ent spricht,
und mit einer elektronischen Recheneinrichtung (9), welche die Ausgangsdaten in der Bildrekonstruktion dienende Daten umrechnet, die pro Projektion eine Anzahl von Daten enthalten, die größer als die doppelte Anzahl der an der Auf nahme der jeweiligen Projektion beteiligten Detektorelemente (3 ₁ bis 3 _N) ist,
und wobei die elektronischen Recheneinrich tung (9) auf Basis der der Bildrekonstruktion dienende Daten ein Bild rekonstruiert.

2. CT-Gerät nach Anspruch 1, dessen elektronische Rechenein richtung (9) die Ausgangsdaten in der Bildrekonstruktion die nende Daten umrechnet, die pro Projektion eine Anzahl von Da ten enthalten, die um einen Faktor größer als die doppelte Anzahl der an der Aufnahme der jeweiligen Projektion betei ligten Detektorelemente (3 ₁ bis 3 _N) ist, der wenigstens gleich dem Verhältnis von Rasterabstand (a) zu Apertur (ap) entspricht.

3. CT-Gerät nach Anspruch 1 oder 2, bei welchem die Ausgangs daten Fächerprojektionen darstellen und die der Bildrekon struktion dienenden Daten Parallelprojektionen darstellen.

4. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem die elektronische Recheneinrichtung (9) die Ausgangsdaten durch Interpolation in die der Bildrekonstruktion dienende Daten umrechnet.

5. CT-Gerät nach Anspruch 4, bei dem die elektronische Recheneinrichtung (9) die Interpolation derart ausführt, daß Signalanteile mit einer Ortsfrequenz, die größer oder gleich dem Kehrwert des Rasterabstandes (a) ist, wenigstens im we sentlichen unterdrückt werden.

6. CT-Gerät nach Anspruch 5, bei dem die elektronische Recheneinrichtung (9) die Interpolation gemäß der Gleichung
h a|1(β, Δβ) = ch₁(β, Δβ) + (1 - c)h r|1(β, Δβ) (1)
ausführt, wobei h₁ der Interpolationskern der linearen Inter polation ist, für den
gilt, wobei h r|1 durch
definiert ist, und wobei β der Fächerkanalwinkel und Δβ sein Inkrement sind.