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Die Erfindung betrifft allgemein medizinische
Diagnosevorrichtungen und insbesondere Röntgenabtastvorrichtungen, die mit
einer Computertomographie in Verbindung stehen. Solche Geräte
umfassen zum Beispiel Röntgencomputertomographievorrichtungen
und Magnetresonanzbildvorrichtungen (MRI), wobei es sich dabei
um medizinische Diagnosevorrichtungen handelt, um Bilder von
Querschnittsebenen eines Patienten zu erzeugen.
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Die Erfindung betrifft insbesondere Anwendungen, bei denen sich
Teile des Körpers rhythmisch bewegen, wie zum Beispiel aufgrund
des Herzschlags oder der Atmung. Um die Veränderung des Bildes
zu verfolgen, ist es beispielsweise aus der EP-A-41752 bekannt,
eine dynamische Abtastung durchzuführen, wobei in den Körper
Kontrastmittel injiziert und dessen Fließbewegung im zeitlichen
Verlauf verfolgt wird.
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Bei einer Vorrichtung, mit der nur eine langsame Abtastung
möglich ist, wird bezüglich der Herzbewegung eine synchronisierte
Abtastung durchgeführt, um so Bildfehler sowie Verschmierungen
der Bilder zu verhindern und um brauchbare Bilder zu erzeugen,
wobei dieses Prinzip in der US-A-4182311 angewendet wird.
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Bei diesem Verfahren wird der Abtastvorgang zum Beispiel 10 mal
wiederholt, wobei jedes Mal elektrokardiographische Zacken
aufgezeichnet werden und wobei die Projektionsdaten, die zu einem
bestimmten Zeitpunkt, bei welchem die elektrokardiographischen
Zacken einen bestimmten Phasenzustand (mit einer vorbestimmten
geringen Breite) haben, erhalten werden, aus den
Projektionsdatengruppen, die aus einer Vielzahl von Abtastungen erhalten
wurden, zusammengetragen werden, um so für diesen bestimmten
Phasenzustand ein Bild zu erzeugen.
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So wird aus den Projektionsdaten, die bei zehn Abtastperioden
ermittelt wurden, eine Darstellung der Bilder erreicht, die auf
vorstehend beschriebene Weise erzeugt werden. Unter der Annahme,
daß eine vollständige Abtastung 5 Sekunden dauert, beträgt die
Zeitdauer für diese Darstellung 50 Sekunden, und es ist daher
unmöglich, die schnelle Zirkulation des Blutes zu verfolgen. Da
die Abtastzeitdauer bei bekannten
Röntgencomputertomographievorrichtungen normalerweise einige Sekunden beträgt, kann ein für
eine Diagnose geeignetes Bild nicht ohne eine synchronisierte
Abtastung erzeugt werden.
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In Figur 12 ist gezeigt, wie ein Bild rekonstruiert wird, indem
bei jeder Abtastung die Projektionsdaten aus der gleichen Phase
zusammengesucht werden.
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Röntgenstrahlen werden von einer Röntgenquelle 101 in Richtung
auf einen Patienten 100 emittiert, und der
Röntgenabsorptionsfaktor des Patienten 100 wird von einer ringförmigen
Röntgenerfassungseinrichtung 102 erfaßt. Gleichzeitig wird durch ein
EKG 103 ein Elektrokardiogramm des Patienten 100 gelesen.
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Aus der Ausgabe des EKG 103 und aus den erfaßten Daten von der
Erfassungseinrichtung 102 wird von einem Computer 104 ein
rekonstruiertes Bild erzeugt, und auf einer Anzeige 105 wird eine
dynamische Kurve 106 angezeigt. Die dynamische Kurve 106 stellt
in einem auswählbaren Bereich des rekonstruierten Bildes eine
Veränderung der CT-Nummer dar.
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Gemäß Figur 12 besteht ein Bild A1 aus R-Zacken der Herzschläge
1 bis 10, und ein Bild B1 besteht aus 10 ST-Zacken. Das Bild A2
ist ein rekonstruiertes Bild aus den R-Zacken der Herzschläge 11
bis 20.
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Wenn Bilder rekonstruiert werden, indem auf diese Art und Weise
die erfaßten Daten ausgesucht werden, können sogar
Querschnittsregionen, die synchron vibrieren, als ein stationäres Bild
dargestellt werden, um so eine genaue Diagnose zu ermöglichen.
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Wenn jedoch unter Verwendung eines derartigen Querschnittsbildes
an einer auswählbaren Position eine Veränderung der OT-Nummer
betrachtet wird, wird der Fehler groß, da die Bilder Daten einer
langen Periode vom Herzschlag 1 bis 10 enthalten. In Figur 12
entspricht der Fehler dem 10-fachen eines Herzschlags, und wenn
für einen Herzschlag eine Sekunde benötigt wird, beträgt der
Fehler 10 Sekunden, was einen großen Wert darstellt.
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Hierbei bedeuten die oben erwähnten Fehler eine Verschlechterung
der zeitlichen Auflösung. Die Bilder A1, A2, ... , B1, B2, ...
usw. werden aus Projektionsdaten rekonstruiert, die während
einer Dauer von 10 Herzschlägen erfaßt wurden. Aus den Bildern
von A1, A2, usw. kann eine dynamische Kurve erzeugt werden. Da
es sich hierbei um Bilder der gleichen Herzphase handelt, kann
eine räumliche Unschärfe vermieden werden, und darin liegt der
große Vorteil dieses Verfahrens. Das Problem besteht jedoch
darin, daß die auf diese Art und Weise erzeugte dynamische Kurve
infolge der Zeitdauer von 10 Sekunden eine schlechte zeitliche
Auflösung hat und nicht verwendet werden kann, um mit Hilfe des
Kontrastmittels eine schnelle Veränderung der CT-Nummer des
Herzmuskels zu beobachten.
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Es ist ebenfalls möglich, auf eine andere Art und Weise die
dynamische Kurve 106 zu erzeugen, ohne daß ein EKG verwendet
wird. Zum Beispiel werden Bilder erzeugt, indem Projektionsdaten
verwendet werden, die bei jeder einzelnen Rotation gesammelt
werden. Aus diesen Daten kann eine dynamische Kurve 106 gewonnen
werden, und zwar ohne Verschlechterung der zeitlichen Auflösung,
die der Zeit für eine Drehung entspricht. Die Bilder sind jedoch
nicht mit dem Herzschlag synchronisiert. Einige Bilder werden
von der systolischen Phase dominiert&sub1; und andere werden von der
diastolischen Phase dominiert. Folglich ist die Position des
Herzmuskels von Bild zu Bild unterschiedlich. Es ist daher nicht
leicht, in den Bildern einen ROI genau einzustellen, und die
resultierende dynamische Kurve 106 enthält infolge des
Herzschlages Schwankungen. Es besteht also keine Garantie, daß die
erzeugte dynamische Kurve die Veränderung der OT-Nummer des
Herzmuskels zeigt, da sie durch einen Bereich verfälscht werden
kann, der nicht der Herzmuskel ist.
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Die vorliegende Erfindung schafft gemäß Anspruch 1 ein
Computertomographiesystem zur dynamischen Abtastung eines Objektes, das
einer zyklischen Verlagerung unterworfen ist.
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Im folgenden werden einige Ausführungsbeispiele der Erfindung
beispielhaft unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen
beschrieben:
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Figur 1a ist ein schematisches Blockdiagramm, in dem das
dynamische Abtastsystem der Erfindung dargestellt ist;
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Figur 1b ist ein schematisches Diagramm, in dem die Beziehung
zwischen den Abtastbildern und dem in Figur 1a
gezeigten EKG des Patienten dargestellt ist;
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Figur 2 ist ein schematisches Diagramm, das alle
Projektionsdaten bezüglich der Drehung der Quelle darstellt;
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Figur 3 ist eine schematische Tabelle, in welcher gemäß der
Erfindung die Projektionsnummer und die Phase der
Zacke "R" dargestellt ist;
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Figur 4 ist ein schematisches Blockdiagramm, in welchem die
Dialogeinrichtung und der Computer dargestellt sind;
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Figur 5 ist eine schematische Tabelle, in der die
Schichtennummern, die entsprechenden Projektionsnummern und
die Phasen dargestellt sind;
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Figur 6 ist ein schematisches Diagramm, in dem jedes
Abtastbild dargestellt ist;
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Figur 7 ist ein schematisches Diagramm, in dem das Verfahren
zur Positionierung des ROI mit Hilfe der Anzeige und
der Dialogeinrichtung dargestellt ist;
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Figur 8 ist ein schematisches Diagramm, in dem eine
dynamische Kurve gemäß der Erfindung dargestellt ist;
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Figur 9 ist ein schematisches Blockdiagramm, in welchem ein
Computer der Erfindung dargestellt ist;
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Figur 10 ist eine schematische Tabelle der Beziehung zwischen
den Schichtennummern und den Projektionsnummern für
den Fall eines Phasen-Intervalls von Zacke "R" bis
"R";
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Figur 11a ist ein schematisches Blockdiagramm, in dem das
dynamische Abtastsystem der Erfindung dargestellt ist;
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Figur 11b ist ein schematisches Diagramm, in dem die Beziehung
zwischen dem Abtastbild und dem in Figur 11a
gezeigten EKG des Patienten dargestellt ist;
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Figur 12 ist ein Diagramm, in dem das dynamische Abtastsystem
dargestellt ist.
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In Figur 1 der Zeichnungen ist ein System zur dynamischen
Abtastung eines Objektes mit einer zyklischen Verlagerung, das ein
Röntgenabtastgerät aufweist, wie zum Beispiel ein
Computertomographiegerät der vierten Generation.
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In Figur 1a zeigt in vereinfachter Darstellung eine
perspektivische Außenansicht und ein Abtastgerät 1, das zur Verwendung bei
der Erfindung geeignet ist. Diese Ansicht sollte gleichzeitig
zusammen mit dem Blockdiagramm und mit dem Elektrokardiogramm
betrachtet werden. Diese Figuren zeigen die Anordnung der hier
dargestellten Einrichtungen gemäß Stand der Technik und dienen
primär dazu, den Hintergrund der vorliegenden Erfindung aufzu
zeigen.
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Das Gerät 1 ist ein CT der vierten Generation und enthält im
allgemeinen eine Liege 9, die entlang einer Achse bewegt wird,
um eine Bewegung eines Patienten 10 in das Gerät zu ermöglichen,
eine Strahlungsquelle 11, die eine fortlaufend um den Patienten
rotierende Röntgenquelle aufweist, mit der ein fächerförmiger
Röntgenstrahl 8 projiziert werden kann, und eine
Abtasteinrichtung 12, die sich in einem Ring um die Drehachse der
Röntgenquelle 11 befindet, um die Strahlung zu erfassen, die von der
Quelle 11 durch den Patienten 10 hindurchtritt.
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Die Signale von der Abtasteinrichtung 12, die der Intensität der
Strahlung entsprechen, werden auf geeignete Weise umgewandelt,
an einen Computer 14 weitergeleitet und dann als CT-Nummer, als
CT-Tomogramm, als dynamische Kurve 16 usw. rekonstruiert, um so
eine Diagnose zu ermöglichen.
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Das Basissystem und das Verfahren zur Benutzung einer derartigen
CT-Vorrichtung ist beispielsweise im US-Patent Nr. 4,206,362 und
im US-Patent Nr. 4,075,492 detailliert offenbart.
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Ein Kardiocomputertomograph weist im wesentlichen einen
Elektrokardiograph 13 und eine CT-Abtasteinrichtung 1 auf. Das EKG 13
erfaßt die elektrische Herzbewegung des Patienten, zeichnet sie
als ein Elektrokardiogramm auf, erzeugt eine entsprechende
Ausgabe für den Computer 14 und leitet außerdem die
Kommunikationsdaten zwischen einem Bediener und der Dialogeinrichtung 17 an
den Computer 14.
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Figur 1b zeigt die Beziehung zwischen dem Elektrokardiogramm des
Patienten 10 und den Bereichen der verwendeten Projektionsdaten,
die erforderlich sind, um im ersten Ausführungsbeispiel jedes
Bild zu rekonstruieren.
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In Figur 2 sind für jeden Abschnitt t = 0, 1, 2 ... der
Röntgenquelle 11 die Projektionsdaten (1), (2), (3) ... gezeigt. Beim
Abschnitt t 0 werden die Projektionsdaten von dem Teil der
Erfassungseinrichtung 12 erfaßt, der sich gegenüber der Quelle
11 befinden. Die Röntgenquelle 11 dreht sich fortlaufend um den
Patienten 10 herum und projiziert einen fächerförmigen
Röntgenstrahl 8. In Figur 2 dauert eine Drehung der Quelle 11 in einer
Richtung entgegen dem Uhrzeigersinn von t = 0 bis t = 360 zum
Beispiel 0,47 Sekunden. Die Positionen der Quelle 11, bei denen
die Projektionsdaten (1), (361), (721) ... erfaßt werden, sind
daher gleich.
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In Figur 3 bezieht sich eine Quellenposition t auf die Position
der Röntgenquelle 11, wobei diese, wie in Figur 2, durch eine
Antriebseinrichtung mit konstanter Geschwindigkeit gedreht wird.
Daher sind die Positionen bei t = 0 und t = 360 gleich. Jede
Projektionsnummer entspricht der Quellenposition t.
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Das Elektrokardiogramm des Patienten 10 wird vom EKG 13 zum
Computer 14 geleitet. Wenn die NULL-Phase der Zacke "R" als der
Spitzenwert der Zacke "R" definiert ist, entspricht jede
Projektionsnummer einer Phasenänderung des EKG. Die Projektionsdaten,
Projektionsnummern und Phasen φ des EKG werden zum Laufwerk 19
geleitet und dort gespeichert.
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Figur 9 zeigt die Konfiguration des Computers 14. Der
Phasengenerator 51 versorgt die Datenverbindung 52 mit einem
Phasenwinkel φ für das Elektrokardiogramm. Die Basisposition der Phase
φ wird von der Spitze der Zacke "R" des EKG getriggert, da es
sich hierbei um das am leichtesten zu unterscheidende Merkmal
des EKG handelt.
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Die Phase φ und die Projektionsdaten und die Projektionsnummer
werden über die Datenverbindung 52 zum Laufwerk 19 übertragen
und gespeichert.
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Figur 4 zeigt, wie zwischen dem Bediener und dem Computer 14 die
Eingabe der Phase φ, zum Beispiel von 1400 bis +1400, über die
Dialogeinrichtung 17 erfolgt. Die Phasensignale werden zur
Auswahleinrichtung 54 geleitet. Die Auswahleinrichtung 54 liest auf
Basis der Daten φ von der Dialogeinrichtung 17 die Phase φ, die
Projektionsdaten und die Projektionsnummer vom Laufwerk 19, und
dann werden die Projektionsdaten, die der Phase φ entsprechen,
die vom Bediener bestimmt wird, zu einer Bildrekonstruktion 55
geleitet und dort als ein Abtastbild des Patienten
rekonstruiert. Das Abtastbild ist in Figur 6 gezeigt. In Figur 5 sind
fortlaufende Nummern von Projektionen gezeigt, die in dem Fall,
daß die Phase φ der Zacke Rt im Bereich von -140º bis +140º
liegt, zu jeder Schicht gehören. Die Projektionsnummern (2),
(3), ..., (282) werden verwendet, um die in Figur 5 gezeigte
Schichtnummer 1 zu rekonstruieren. Diese Projektionen, zum
Beispiel (2) bis (282) werden auf Basis der Tabelle und der Phase
φ aus Figur 3 festgelegt, beispielsweise -140º bis +140º. Auf
dieser Basis werden auf ähnliche Weise die Projektionen anderer
Schichten festgelegt.
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In dem Fall, daß sich hier das Intervall von Rt bis Rt über
φ&sub2; - φ&sub1; = 280 (Schicht Nr. 3 in Figur 5) erstreckt, werden für
die Rekonstruktion der Schichten Nr. 3 und Nr. 4 die gleichen
Projektionsdaten (991), (992), ..., (1002) verwendet.
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Der Bediener positioniert den ROI (interessierender Bereich)
über die Dialogeinrichtung 17 auf dem Bild des Patienten 10, und
zwar mit Hilfe eines Joysticks 20 oder eines Trackballs.
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Das durch die Rekonstruktionseinrichtung 55 rekonstruierte Bild
wird der Einrichtung 56, um innerhalb des ROI den Mittelwert der
CT-Nummer zu bilden, sowie der in Figur 7 gezeigten Anzeige 15
zugeführt und auf der Anzeige 15 dargestellt.
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Im allgemeinen ist in dem ROI ein Bereich enthalten. Folglich
wird der Mittelwert einer Anzahl von CT-Werten innerhalb des ROI
bei 56 vom Computer 14 verwendet. Bei 57 wird die CT-Nummer
zwischen den bei 56 erzeugten CT-Nummern interpoliert. Die Folge
der CT-Nummern, die bei 57 interpoliert werden, wird zur Anzeige
15 geleitet und als eine dynamische Kurve 16 dargestellt, wie in
Figur 8 gezeigt ist.
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Die dynamische Kurve 16 zeigt die Veränderung der CT-Nummern
über dem ROI, der durch den Bediener ausgewählt wurde.
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Da die dynamische Kurve 16 in dieser Erfindung eine Folge von
genauen CT-Nummern zeigt, kann der Arzt beim Patienten 10 eine
genauere Diagnose erstellen.
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Figuren 11a und 11b zeigen das zweite Ausführungsbeispiel. In
diesem zweiten Ausführungsbeispiel werden φ1 und φ2 aus dem
ersten Ausführungsbeispiel nicht verwendet. Stattdessen werden
die Zacke "R" und die nachfolgende Zacke "R" des EKG verwendet.
Die Beziehung zwischen der Schichtnummer und den
Projektionsnummern ist in Figur 10 gezeigt. Die Beziehung zwischen der
Quellenposition, der Projektionsnummer und dem Herzschlag ist
wiederum in Figur 3 gezeigt. In Figur 11b wird das Bild 1 durch
die Projektionsdaten rekonstruiert, die im Intervall zwischen
der Zacke "R" Nr. 1 und "R" Nr. 2 erfaßt werden.
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Der Computer 14 liest die Projektionsdaten, die während der
Zeitperiode erhalten werden, die zu dem Zeitpunkt beginnt, bei
dem die Phase φ Null beträgt (nämlich der Takt bei der R-Zacke),
und zu dem Zeitpunkt endet, bei dem die Phase φ wieder Null ist
(nämlich der Takt der nachfolgenden R-Zacke). Auf diese Art und
Weise werden Bild 1, Bild 2, Bild 3, usw. rekonstruiert. Aus
diesen Bildern kann die dynamische Kurve 16 für einen ROI
erzeugt werden, der ähnlich wie im ersten Ausführungsbeispiel
eingestellt wird.
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Das erste und zweite Ausführungsbeispiel funktionieren beide,
indem zeit-sequentielle Bilder rekonstruiert werden, aus denen
die dynamische Kurve 16 ermittelt wird. Für das Bild kann die
Mittelphase des Herzschlags bestimmt werden. Die Mittelphase im
ersten Ausführungsbeispiel ist (φ&sub1; + φ&sub2;)/2, die Mitteiphase im
zweiten Ausführungsbeispiel ist der Mittelpunkt zwischen R und
R. Alle Bilder, die zum Erzeugen der dynamischen Kurve benötigt
werden, haben identische Mittelphasen. Trotz des Herzschlages
befindet sich in den Bildern das Objekt, wie beispielsweise der
Herzmuskel, in der gleichen Position. Der ROI für die dynamische
Kurve kann genau eingestellt werden, und die Auswirkung der
Verfälschung durch einen anderen Bereich, der vom gewünschten
Abschnitt verschieden ist (wie beispielsweise ein Herzmuskel),
ist wesentlich vermindert. Daher ist die erzeugte dynamische
Kurve brauchbar und zuverlässig, um eine schnelle Veränderung
der CT-Nummer oder des ROI zu beobachten. Folglich kann ein Bild
aus Projektionsdaten rekonstruiert sein, die eine bestimmte
Breite haben und durch die bestimmte Mittelphase zentriert sind,
und in der Art und Weise wie im zweiten Ausführungsbeispiel
besteht keine Phasenverschiebung zwischen den Bildern, da jedes
Bild aus Projektionsdaten besteht, die ihren Mittelpunkt in der
bestimmten Phase haben, und sogar ein sich periodisch bewegendes
Objekt, wie beispielsweise das Herz, kann in einer Folge von
Bildern, die sich im Verlauf der Zeit ändern, als stationär
erscheinend dargestellt werden.
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Vom Wert φ&sub1; - φ&sub2; oder im Zeitdauer zwischen R und R und von der
Auswertung bis zur Abtastzeit (die für einen Umlauf der Tabelle
erforderlich ist) vergrößern oder verkleinern sich sowohl im
ersten als auch im zweiten Ausführungsbeispiel die
Projektionsdaten zum Rekonstruieren einer Bildebene im Vergleich zu denen,
die für einen Umlauf der Tab?lle erforderlich sind. Das Problem
kann gelöst werden, indem eines der nachfolgenden Verfahren
angewendet wird:
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(1) Wenn die Anzahl der Projektionsdaten größer ist als die, die
einem Umlauf der Tabelle entspricht:
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1 Von den Daten vom Drehwinkel α bis 2π+β) können
die Projektionsdaten verwendet werden, die 2n entsprechen
und durch π + (α + β) zentriert sind.
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2 Beim doppelten Bereich können, wie unten aufgeführt, die
gewichteten Mittelwerte beider Werte verwendet werden.
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Der obengenannte Koeffizient K verändert sich monoton von
0 bis 1.
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(2) Wenn die Anzahl der Projektionsdaten kleiner ist als die,
die einem Umlauf der Tabelle entspricht:
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Wenn die Anzahl der Projektionsdaten größer ist als die von
dem Winkel 180º + Abtastwinkel des fächerförmigen
Röntgenstrahls, ist eine Rekonstruktion des CT-Bildes möglich. In
dem Artikel von D. Parker "Optimal Short Scan Convolution
Reconstruction", Medical Physics 9(2), März/April/1982 ist
beispielsweise beschrieben, daß eine genaue Bildkonstruktion
möglich ist. Daher kann der Vorgang zum Beispiel entweder
durch Ausblenden des erforderlichen Bereichs (1/2 Drehwinkel
+ Winkel des fächerförmigen Röntgenstrahls) der
Projektionsdaten, die durch (φ&sub1; + φ&sub2;)/2 zentriert sind, erfolgen. Oder
es werden gemäß des obengenannten Artikels die Hauptpunkte
der Projektionsdaten rekonstruiert, wenn beide
Projektionsdaten von um 180º einander gegenüberliegenden Seiten des
Bildes zusammengesucht werden, indem die Daten so gewichtet
werden, daß ihre Gesamtsumme 1 wird, und zwar durch eine
herkömmliche Convolution/Back-Projektion, so daß das gleiche
Gewichtungsverfahren auf Daten angewendet werden kann, die
den Winkel von 1/2 Drehwinkel + Winkel des fächerförmigen
Röntgenstrahls überschreiten.
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Wie im Ausführungsbeispiel beschrieben ist, kann die periodische
Verlagerung durch eine Bewegung verursacht werden, die nicht vom
Herzen stammt, wobei aber auf den sich verlagernden Bereich das
gleiche Prinzip angewendet werden, wie beispielsweise bei der
Atmung. In diesem Fall kann die Phasensynchronisierung erreicht
werden, indem die Atmungs-Wellenform aufgezeichnet wird.
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Sogar bei Vorrichtungen, bei denen keine kontinuierliche
Abtastung vorgenommen wird, wie beispielsweise bei der
Elektronenstrahlabtastung, die in "Radiology of Skull and Brain", Vol 15
PP4366 bis PP4369 beschrieben ist, wird eine
Hochgeschwindigkeitsabtastung wiederholt, und die Bilder werden mit Hilfe von
Projektionsdaten erzeugt, die aus den gemittelten Abtastdaten
ermittelt werden, um Bilder von hoher Qualität mit geringem
Rauschen zu erzeugen, und in diesem Fall ist das Erzeugen eines
Bildes aus Projektionsdaten, die eine bestimmte Breite haben und
durch die bestimmte Phase der sich ändernden Periode zentriert
werden, sehr brauchbar (da die Abtastzeit durch die wiederholten
Abtastungen wesentlich verlängert wird, wodurch das Konzept
dieser Erfindung brauchbar ist).
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Außerdem kann das Konzept der Erfindung bei einem MRI angewendet
werden, wenn ein geeignetes Kontrastmittel verwendet, ein sehr
schnelles Bild zur praktischen Verwendung erzeugt und eine
dynamische Abtastung vorgenommen wird.
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Wie vorstehend detailliert beschrieben wurde, kann durch die
Erfindung eine Anzahl synchronisierter Bilder sich bewegender
Bereiche rekonstruiert werden, die die gleiche Phase haben, und
insbesondere kann eine Rekonstruktionsvorrichtung für
synchronisierte Bilder geschaffen werden, die für dynamische
Untersuchungsanwendungen sehr brauchbar ist.