Grundlagen der Spiral-CT: I. Prinzipien von Aufnahme und Bildrekonstruktion

UBERSICHTSARBEIT

Grnndlagen der Spiral-CT: I. Prinzipien von Anfnahme nnd Bildrekonstruktion W. A. Kalender, M. KachelrieB, J. Wohlrab Institut fOr Medizinische Physik, Universitat Erlangen-NQrnberg

Zusammenfassung Die Prinzipien der Spiral-CT, aile Aspekte der Bildqualitiit und Konsequenzen, die sich daraus fur die Konstanzpriifung und andere qualitiitssichernde Mafinahmen ergeben, sowie UberLegungen zur Dosis werden in einer Serie von vier Beitriigen dargestellt. In Teil I werden die Prinzipien der Datenerfassung und Bildrekonstruktion im Detail diskutiert. Mit der Spiral-CT wurde erstmals ein nicht-planares Aufnahmeverfahren erfolgreich in der CT umgesetzt. Die Grundlage hie/fur war die Entwicklung von unterschiedlichen Verfahren der z-lnterpoLation, einem zusiitzLichen Vorverarbeitungsschritt, urn aus einem SpiraL-Datensatz pLanare Datensiitze flir beLiebige Tischpositionen zu errechnen, ails denen BiLder mit den giingigen Verfahren der Faltung und Riickprojektion berechnet werden. Die heute giingigen z-Interpolationsalgorithmen werden erliiutert und weitere, zur Zeit noch nicht hiiufig eingesetzte Ansiitze erkliirt. Fragen der BiLdqualitlil werden in Teilll diskutiert Aspekte der BildquaLitiitsmessung und der Qualitiitssicherung in TeilIll, UberLegung zur Dosis in TeiliV. Abstract The principles of Spiral-CT, all aspects of image quality and consequences derived for constancy tests and other quality assuring measures as well as considerations on dose are presented in a series offour articles. In part 1, the principles of data acquisition and image reconstruction are discussed in detail. Spiral-CT represents the first scan mode in non-planar geometry which was successfully implemented in CT. The basis for this achievement has been the development of various aLgorithms for z-inrerpolation, an additional preprocessing step to calculate planar data sets for arbitrary table positions from the spiral data set. Images are reconstructed from these data sets by the usual process of convolution and backprojection. The z-interpolation algorithms currently in use will be described and additional approaches which are currently only rarely used are explained. Details on image quality will be discussed in part 11, aspects of image quality measurements and quality assurance in pQ/1 JII, and considerations on dose in part IV. Keywords: Spiral-CT, z-Interpolation, BildquaJitat

1. Einleitung Die Spiral-CT tellt einen relativ neuen Scanmodus in der Rontgen-Computertomographie (CT) dar, der die kontinuierliche Datenaufnahme eines kompletten Volumens ermoglichl. 1m Gegen atz hierzu ist die klassiscbe oder konventionelle CT zu ehen, bei der Volumina Schicbt fiir Schicbt in einzelnen Scan abgedeckt werden mil sen. Phyikalische Messungen und klinische Studien zur Spiral-CT wurden er tmal 1989 auf dem lahrestreffen der Radiologischen Gesell chaft ordamerikas (RS A) vorgestellt [11, 19 20]. Die Ergebnisse wurden gut angenomrnen, denn die

Z. Med. Phy .7 (1997) 231 - 240

Vorteile eine Scanmodus, der komplette anatomische Regionen wahrend eines einzigen Scan abdeckt, ind offenichtlich. AUerdings gab es erhebliche Bedenken in Bezug auf die Bildqualitat; es wurde unter tellt, daB die drastische Verktirzung der Gesamtaufnahmezeit bei Spiral-CT mit Kompromi en beim Artefaktverhalten bezahlt werden moB. Diesc Bedenken werden weiter unten detailliert di kutiert. Einige Kritiker nannten die Spiral-CT anfangs "cine Methode zor Erzeugung von Artefakten in der CT". Die e Erwartung war darnit begrtindet, daB die bewahrte planare Geometrie aufgegeben wurde. Folglich wurden Altemativen vorge chlagen, wie zum Beispiel die Verwendung beweg-

231

Grundlagen der Spiral-CT: I. Prinz/pien von Aufnahme und Bildrekonstruktion

Fokusbahn bei kon,,1\(\1\(1/\(\ A , - - tinuierlich rotierender \ ROnlgenrohre

Richlung des kontinuierlichen TIschvorschubs

:I::::::::

: z,mm I, s

Abbi/dung J Aufnahmeprinzip der Spiral-CT (mil freundLicher Genehmigung iibernommen aus [10)).

lieher Kollimatoren, um die Yorteile einer chnellen Aufnahme bei kontinuierliehem Tischvor chub mit planarer ufnahmegeometrie zu verbinden [18J. AuBerdem waren die teehni chen Be ehriinkungen del' ersten experimentellen Aufbauten noeb offensichtlich: maximal 12 Scanzeit bei maximal 165mA Rohrenstrom. Er t 1990 wurde der er te Scanner mit Spiral-CT-Option verftigbar (SOMATOM PLUS, Siemen AG Medizinisehe Teehnik Erlangen) und es dauerte noeh zwei weitere Jahre bis Spiral-CT aIlgernein akzeptiert und al wiehtig ter Seanmodu zuktinftiger Scanner anerkannt wurde. Dies wurde eitdem oft be tatigl, einer eit dureh die Tatsaehe daJ3 aile CT-Hersteller darauf hinarbeit ten, Qualitat und Lei tung ihrer Spiral-CT-Optionen zu optimieren, andererseit durch die groBe zahl klinischer Studien, welche die Vorteile del' Spiral-CT aufzeigten. in Uberbliek tiber die inzwisehen umfangreiehe radiol gisehe Literatur kann an dieser Stelle nieht gegeben werden. Die er ten Hinweise auf die Spiral-CT ind in rnehreren voneinander unabhangigen QueUen zu ftnden. Mori [12] besehrieb das Seanprinzip er tmals in del' Patentliteratur und spezifizierte einige Algorithmen. Arbeiten aus Japan wurden abel' erst in den neunziger Jahren in engli cher Spraehe mitgeteilt. W. A. Kalender Deut ebland, und P. Vock, Sebweiz begannen 1988 auf dem Gebiet der Spiral-CT zu arbeiten und konnten 1989 al er te klinisebe Studien und Berechnungen zur Leistung fahigkeit d r Spiral-CT vorstellen [10, 11 19, 20). Parallel zu diesel' Entwicklung, aIlerding ebenfall ohne Kennlni del' anderen Arbeiten, fUhrten Y. Bresler und C. J. Skrabacz von der University of TIlinoi theoretische Studien zum Spiral eanprinzip dureb [2). Sie fanden ihre Dberlegungen eher , intellektueU interes ant al prakti eb relevant. Hierin wurden sie von einem amerikani chen Herstellcr be tarkt, del' den Einsatz der Spiral-CT ebenfall al kritiseh beziiglieh der BildqualiUit an ah [3). Darau ergab sich fUr un ere Gmppe die Situation, die im wissensehaftliehen Umfeld notwendigen Arbeiten zur Abklarung von Algorithmen Bildqualitatsfragen u.a. tiber

232

einige Jahre weitgehend aIleine durehftihren zu mU en und zu dUrfen. Inzwi chen haben aJlerding alle CT-Her teller und auch einige For chungsgruppen da Thema mit groBer Inten itat aufgegriffen. Yom heuLigen Standpunkt au betraehtet hal die SpiralCT eine Renai sanee del' CT eingeleitet und da nieht nur in Bezug auf klini che Anwendungen, sondem aueb auf die teehni chen und wissenschaftliehen Fortsehrine die e Gebiet . CT wurde wieder ein wichtiges Thema fUr den Medizinphy iker wie auf zahlreichen Konferenzen und in der Fachliteratur dokumentiert. 'CT wird inzwisehen haufig als Synonym fur Volumen- odeI' Spiral-CT ange ehen.

2. Scanprinzip ODd technische Erfordernisse 2.1 Prinzipien der Spiral-CT Rontgen-Computertomographie ba iert auf der Messung von Schwaebungsprofilen einer tran versalen Schieht de Patienten (oder Objekt ) unter moglichst vielen ver ehiedenen Winkel tellungen. Dazu rotiert eine Rontgenrohre mit faeherformig kollimiertem Strahl und gegentiberliegendem Detektorarray urn den Patienten. Die Paeberebene bzw. Rotation ebene entsprieht der Bildebene. Urn einen vollstandigen Datensatz zu erhalten, werden Daten aus einem Umlauf von typiseherweise 3600 aufgenommen. Dann wird del' Patient eine kurze Strecke, mei t im Ab tand einer Schiehtdieke weitertran portiert urn die nacb te Sehicht zu me en. Die Bewegung erfolgt in Richtung del' Rotation achse die aueh al z-Ach e bezeichnet wird, enkrecht zur x/y-Faeher- odeI' Bildebene. Dies wird Schicht fUr Schieht wiederholt. Urn gualitativ hocbwertige Bilder zu erhalten darf del' Patient ieb wahrend del' Datenaufnahme nieht bewegen. anson ten waren Unseharfe (ahnlich wie in del' klassischen Radiographie) und Bewegung artefakte (Bildfehl r die dureh den Rekon truktionsalgoritbmu entstehen) die Folge. Urn soIche Artefakle zu minimieren, sind mogLiehst kurze Scanzeiten erwUnscbt. Kurze Ge amtuntersuchungszeiten ind auBerdem wiehtig, urn Bewegungen de Patienten zwi chen zwei Sehiehten zu vermeiden. wa zu vollstandigem Dberspringen anatomi cher Strukturen wie etwa einzelner Lasionen in der Lunge, odeI' zu Un letigkeiten in multiplanaren und 3D-Dar teUungen fuhren kann. Erfahrung gemaB wei t die konvenLioneUe CT bier deuthehe aehteile auf. Del' Begriff konventionelle CT' wird von uns immer dann verwendet, wenn es sieh urn den eben besehriebenen Scan modus mit sukzessiver Aufnahme von Einzel can tiber 3600 oder weniger in planarer Geometrie bei feststehendem Objekt handelt (Ti ebvorsehub erfolgt aus chlieBlieh zwi cben den Aufnabmen). Spiral-CT tellt hingegen ein Yolumenaufnahmeverfahren in niebt-planarer Geometrie dar. Der Scan er treekt sicb tiber viele mdrehungen des Rohre-Detektor-Systems. Dabei wird del' Patient kontinuierlieb durch die Gantry bewegL Dies ge cbieht typi eherwei e mit del' Ge chwin-

Grundlagen der Splral-CT: I. Prinzipien von Aufnahme und Bildrekonstruktion

digkeit von ein bis zwei Schichtdicken pro 360 0 Rotation, al 0 etwa 1 bi 20 mm/ bei einem Is-Scanner. Die Datenaufnahme findet kontinuierlich statt. Der Foku der Rontgenrohre bewegt ich somit auf einer piral-, bzw. helixformigen Bahn um den Patienten (Abb. I). Die Begriffe SpiralCT und Helical-CT konnen, entsprech nd dem englischen Sprachgebrauch, ynonym verwendet werden und ind beide in der Lileratur vertreten [6]. Allerding ist der er tere Begriff an chaulicher - 0 wie im Engli chen aucb die Wendeltreppe als spiral tairca e' bezeicbnet wird - und findet hohere Akzeptanz. Wir werden deshalb, auch au ,hi torischen GrUnden, in die er Arbeit au chlieBLicb den Begriff Spiral-CT verwenden. Die Parameterau wahl in der Spiral-CT entspricht der der konventionellen CT (Tabelle I a). Parameterwerte konnen leicht variieren in be ondere bei moglicben B chrankungen fUr Spiral-Scanmodi. Zum Beispiel i t der maximal

erlaubte Rohren trom bei Spiralscans niedriger al bei konventionellen Aufnahmen, urn einer Uberhitzung der Rohre wahrend der langen Scanzeiten vorLubeugen. Moderne Scanner erlauben typischerweise Scanzeiten bi 100s und Rolli'en trome bi 350mA. Diese Werte genUgen den meiten giingigen klinischen Anforderungen. E enlwickeln ich aber auch neue Anwendungen, wie multipha i che Kontra tmitteluntersuchungen, also dynami che Volumenunleruchungen, fUr die hohere Lei tung werte gefordert werden, al mit heutigen Scannern erbra hl werden konnen. FUr Spiral-Scan muB nur ein zu iitzlicher Parameter gewiihlt werden, der Ti chvor chub d (mm) pro 360 0 Rotation. Dieser entspricht bei cannern mit einer Rotation zeit von 1 genau der Ti chgeschwindigkeit d in mml . Bei modernen Scannern mit variablen Zeiten von 0,75 bis 2,0 gilt dieser einfache Zu ammenhang nicht mehr. Der Parameter d wird bi zu 2 mal so groB wie die Schichtdicke S

Tabelle 1 Scan- und Rekonstruktionsparameler (rypische Werle). a. Scanparameter der konventionellen CT Spannung R6hrenstrom Leistung Schichtdicke Seanzeit pro 360 0 Seaninkrement Anzahl der Sehichten Scanvolumen

S t SI n V

80 bis 140 kV 100 bis 400 mA 10 bis 60 kW 1 bis 10 mm 0,75 bis 2,0 s beliebig, meist gleieh S 20 bis 60 10 bis 100 em V = (n -1)*(SI + S

b. Zusatzliche Scan- und Rekonstruktionsparameter fOr Spiral-CT Anzahl der Umdrehungen Spiral Scanzeit

n T

Tischvorschub pro 360 0 Tischgesehwindigkeit Scanbereich

d d' R

z-Interpoiations-Algorithmus Rekonstruktionsinkrement

20 bis 60 24 bis 100 s T = nt 1,0 bis 20,0 mm 1,0 bis 26,0 mm/s 30 bis 1500 mm R =T*d' = n*d unterschiedlich, meist 360 oder 180 lineare Interpolation 0,1 bis 10 mm 0

RI

0

c. Weitere Begriffe in der Spiral-CT Pitch

S/d/Rl z-Achse z-Interpolation

p

1,0 bis 2,0 p = diS (dimensionslos) Tischvorsehub pro 360 0 geteilt durch Sehiehtdicke Zahlentripel zu Sean- und Rekonstruktionsparametern; z. B. 3/5/1 heiBt S = 3 mm, d = 5 mm, RI = 1 mm Rolationsaehse des Scanners, im allgemeinen auch die Uingsachse des Patienten Berechnung eines Datensatzes in ebener Geometrie aus dem Spiraldatensatz durch Interpolation aus benachbarten MeBdaten gleicher Winkelstellung

233

Grundlagen der SpiraJ-CT:

I. Prinzipien von Aufnahme und BildrekollSlruktion

ROntgenrOhre Kollimator Detektor Datenerfassungssystem

IHochspannungs- LJ ProjektIonsdate versorgung

I

b'

a)

Abbildung 2 Schleifringtechnologie war die Basis fiir kontinuierliche Datenaufnahme und stellte die Voraussetzung zur Entwicklung der Spiral-CT dar. Heute iSI diese Technologie auch in kompakten ,LoW-Cosl-Scannern' enthalten. a. SchemalischeDarstellung.b. FertigungsstraftebeiSiemensShanghaiMedicalSystems, China.

gewahlt. Das VerhiHtni Tischvor chub d zu Schichtdicke S wird allgemein als Pitch bezeichnet. Der Pitch p ist dimension 10 und i t wie in Teil II bi IV gezeigt wird von groBer Bedeutung fiir Bildgiite, Dosi und andere praxisreJevante Betrachtungen.

2.2 Technische Erfordernisse Die Realisierung der Spiral-CT wurde erst durch die Einfuhrung kontinuierlich rotierender Scanner technisch mogLich. Schleifringkontakte wm Datentransport und Energietransport vom bzw. zum rotierenden TeiJ der Gantry (Abb. 2) ersetzten die Verbindungskabel herkommlicher CT-Scan-

ner, die bis dahin auf 3600 Umdrehungen (Rotation abwechelnd im und gegen den Uhrzeiger inn) be chrankt waren. Die ersten Schleifring canner wurden 1987 verfiigbar (SOMATOM PLUS, Siemens AG Medizini che Technik, Deutschland und TCT 900S To hiba Medical System, Japan). Die e waren allerding primae zur Durchfiihrung dynami cher Studien mit konlinuierlicher Datenaufnahme konzipiert und ermoglichten erstmaJs Scanzeiten von einer Sekunde. Wahr nd die dynamische CT bereit etablierl war, war Spiral-CT bei der Entwicklung dieser Scanner noch nieht beab ichtigt. Heute ist die Schleifringtechnologie weitverbreitet, Ie I t sowohl in Scannem mit rotierenden al auch in Scannem mit

Abbildung 3 Ein Vorverarbeitungsschritt, die sogenannte z-lnterpolarion, ist notwendig, urn artefaktfreie Bilder aus Spiral-Daten rekonslruieren zu konnen. a. Bildrekonstntktion ohne zusiitzliche Schritee erzeugt erwartungsgemiift ,Bewegungartefakte '. b. Die Rekonstruklion eilles durch z-lnterpolation gewonnenen planaren Dalensatzes ergibt artefaktfreie Bi/der.

234

Grundlagen der Spiral-CT: L Prinzipien von Aufnahme und Bildrekonslruktion

Tabelle 2 Obersicht iiber Algorithmenfiir die z-lnterpolation bei Spiral-CT. 360 0 LJ wurde zu Beginn iiberwiegend eingesetzl, J80 0 LJ und 180 0 Wl inzwischen aber am hiiufigsten. Notation

Verwendeter Datenbereich

Kurzbeschreibung

360 0 1I

2 * 360 0

lineare Interpolation zwischen zwei benachbarten Strahlen mit gleicher Strahlrichtung und gleicher Rohrenposition (Abb. 4a)

180 0 LI

2*(180 0 +0)

lineare Interpolation zwischen zwei benachbarten Strahlen mit gleicher Strahlrichtung, aber unterschiedlicher Rohrenposition (Abb.4c)

1800 IX

2 * 1800

lineare Interpolation zwischen zwei benachbarten Strahlen mit gleicher Strahlrichtung, aber unterschiedlicher Rohrenposition; X zeigt jeweils an, daB die im AuBenbereich 0 fehlenden Daten durch Extrapolation gewonnen werden

1800 WI

2*(180 0 +0)

ROckprojektion des gesamten verwendeten Datenbereiches mit Gewichtung der Projektionen, abgeleitet aus Verfahren 1800 L1; W zeigt jeweils an, daB die Interpolation Ober gewichtete (Weighted) ROckprojektion erfolgt

1800 WX

2 * 1800

ROckprojektion des gesamten verwendeten Datenbereiches mit Gewichtung der Projektionen, abgeleitet aus Verfahren 1800 IX

180 0 HI

2*(180 0 + 0)

Higher-Order-Interpolation zwischen vier benachbarten Strahlen mit gleicher Strahlrichtung. aber unterschiedlicher Rohrenposition; (Abb.4c)

1800 AI

2 * (180 0 + 0)

Zusatzliche Filterung der Projektionen nach der eigentlichen Spiralinterpolation. Es wird ein optimales Wiener-Filter verwendet. (Abb.5)

1800 CD

1800 + 0

Teilscan-Rekonstruktion aus einem moglichst kleinen zusammenhangenden Datenbereich 1800 + 0, mit 0 < 0 (Abb. 6a)

1800 CI

;;;,2*(1800 + 0)

EKG korrelierte z-Interpolation aus Datenbereichen, die der gleichen Herzphase zugeordnet sind (Abb. 6b)

o = Facherwinkel

stationaren Detektorsystemen [16] und bereits auch in sogenannten Kompaktanlagen bzw. Low-Cost-Scannern im Einsatz. Folglich kann Spiral-CT praktisch auf allen Anlagen verfiigbar werden. Unterschiede bleiben natiirlich bei den Lei tungsmerkmalen be tehen; die Leisrung der Rontgenrohre und die Geschwindjgkeit de Computersystems beeinfIussen die Leistung daten des Tornographen entscheidend. Erstere bestimmt Scanzeit und Scanvolumen. Der Bildrechner hingegen wird wohl die Entscheidung tiber die Anzabl der in annehrnbarer Zeit rekonstruierbaren Bilder beeinflussen; dies kann wie in Teil II gezeigt wird, ein wichtiger Parameter sein. Prinzipiell ist es rnoglich Spiral-CT auf allen Geraten zu implementieren. Mit Sicherheit werden in Zukunft weitere technische Ansatze zum Volumen-CT-Scan verftigbar werden. Die Elektronenstrahltomographie (Electron Beam Tomography - EBT) [1] gehOrt zu den Kandidaten; EBT eignet ich fUr Volumenanwendungen aufgrund sehr kurzer Scanzeiten und einer hohen Warrnekapazi@ der Rontgenquelle. Alternative Ver uche mit komplizierten mechanischen Aufbauten, z. B.

bewegten Kollimatoren [18], sind in die em Zusammenhang ungeeignet, einer eit wegen fundamentaler Nachteile, andererseits aufgrund mechani cher Probleme. Die Entwicklung von Sy temen mit Mebrzeilen- oder Aachendetektoren erscbeint hingegen wabr cheinlicher, wobei die Geometrie und die Rekonstruktionsverfahren relativ komplex indo E bestehen aber bei diesen Ansatzen zu neuen Detektorsystemen keine prinzipieUen Hindernisse, wie auch im Ausblick unten diskutiert wird.

3. Bildrekonstruktion in der Spiral-CT Die Bildrekonstruktion erfolgt bei Spiral-CT im Prinzip genauso wie in der konventionelJen CT es werden dieselben Algorithmcn und Faltungskeme und die elbe Hardware verwendel. Allerdings muB noch ein Verarbeitungsschritt vorgeschaltet werden. Denn die Berechnung eines Bildes aus einem beliebigen 360 0 Spiral egment muB bei in z-Richtung inhomogen aufgebauten Objekten zu Artefakten flihren da inkonsistente Daten vorliegen (Abb. 3). Es i t zu erwarten,

235

Grundlagen der Spira/·CT: I. P'inzipien von Aufnahme und Bildrekonstruktion

daB olche ArtefaJ([e den bekannten Bewegung artefakten ahneln. Es muB a1 0 zuer t fur jede gewiinsehte Bildpo ition

cin in ieh kon i tenter planarer Daten atz au den Spiraldaten errechnet werden. Der ent cheidende Unterschied wr konventionellen CT und ein we entlicher Vorteil dieser Vorgehen wei e liegen darin, daB die Bildpo itionen und das Rekon truktion inkrement (RI zwischen den einzelnen Bildem feei und im achhinein gewahlt werden konnen. Bei den fUr die Praxi relevanten Spiralrekon truktionsverfahren werden die Spiraldaten durch eine lnterpolation in z-Richtung in planare oder ebene Daten iiberfiihrt. Tabelle 2 gibt eine Ober ieht tiber die meisten bekannten Spiralinterpolationsalgorithmen. Als Schiehtrekon truktionsverfahren wird die Facherriiekprojektion angenommen. E ind aber aueh andere Verfahren wie die Parallelriickprojektion oder eine Fourier-Rekonstruktion aus einem Parallel trahldatensatz in gleicher Wei e durchfiihrbar. Der Einflu13 der unterschiedliehen Interpolationsverfahren auf die Bildqualitat wird in Teil II darge tellt. Dabei werden wir vorrangig auf die beiden mit Abstand am haufigst n einge tzten Algorithmen, 3600 LI und 1800 LI eingehen.

3.1 GrundJegender Ansatz zur z-Interpolation (360 0 LI)

Da einfachste der Verfahren besteht darin zwi chen Daten linear zu interpolieren, die jeweils in der gleichen Robrenwinkelstellung vor und hinter der gewiin ehten Ti chpo ition z gewonnen wurden, al 0 im Abstand d entlang der z-Ach e bzw. von 3600 auf dem Krei umlauf [10]. Entsprechend haben wir hierfur die AbkiirZung 3600 LI gewahlt. Eine Projektion Pz(i e) mit dem Projektion winkel e an der erforderlichen z-Po ition bereehnet ieh durch (1)

wobei die Int rpolationsgewichte (l-w) bzw. w fUr alle Kanale i einer Projektion kon tant indo P/z,8) stellt dabei die Projektion vom Umlauf j des Spil'aldatensatzes an der Po irion Zj < z dar die am naehsten an der erforderlichen Po ition z liegt und den Projektionswinkel e besitzt ( . Abb. 4a). Pj + I (i,8) ist die Projektion mit dem Projektion winkel e yom Umlauf j+1. Da Interpolation gewieht w bereehnet ich au w = (z - zj)/d. Das Verfahren 60 0 LI war das maBgebliche Verfahren bei der klini ch n Einftibrung von Spiral-CT und stellt ein be onders robu tes Verfahren in Bezug auf die Bildqualitat dar. Allerdiog verbreitert da Verfahren das Schichtempfiodliehkeit profil gegentiber der konventioneUen Schiehtaufnahmetechnik dureh den relativ groBeo Datenbereich, der zur Spiralinterpolation benotigt wird, erheblieh.

3.2 Weiterentwicklung der Spiralalgorithmen Es wurden zahlreiche weitere Spiralalgol'ithmen entwickelt vorrangig mit dem ZieL den zur Spiralinterpolation

236

verwendeten Datenbereieh einzuschriinken und damit ein verbe erte Schichtempfindliehkeit profil zu erreiehen. Die e Verfahren machen ieh die Tat ache zunurze, daB bei einem VoUumlauf jeder Me13wel1 dureh StrabJen aus entgegenge etzten Richtungen jeweils zweimal erfaBt wird, al 0 zum Bei piel in a.p. und p.a. Richlung. E i t de halb moglieh, durch geeignete Datenumsortierung, ein ogenannte Rebinning eine Projektion mit einem beliebigen Projektion winkel au Projektionen aus entgegeng etzten Riehtungen innerhalb eine Projektionswinkelbereichs von 2 * Facherwinkel zusammenzusetzen (siebe Abb. 4b). Durch die gegebene Datenredundanz laBt ich damit ZU. atzlich zu der geme enen Spirale eine zweite Spirale bereehnen, die im Vergleich zur gemessenen Spirale einen Projektion winkelver atz von 180 0 hat. Die zweite Spirale liefert die Grundlage fur die 180 0 -Algorithmen bei denen zwischen den zu interpolierenden Spiralprojektionen ein Versatz von fUr den ZentraIstrahl exakt d/2 mm bzw. 1800 vorliegt (Abb. 4c). Bei dem heute am weitesten verbreiteten Algorithmu , 180 0 Ll wird ein lineare Interpolation in einem Datenbereich von 2*(180 0 + Facherwinkel) durchgefUhrt [15]. Die Faeber trahlgeometrie bedingt ahnlich wie bei Teilscan. in der konventioneJIen CT, daB iiber den bei ParaUelstrahigeometrie au reichenden Bereich von 180 0 hinausgegangen werden muB. Einc Variante, die die zu verrneiden ucht, ist als Algorithmu 180 0 IX vorgeschlagen worden [3j. Hier verwendet man den Datenbereieh von exakt einem hal ben mlauf vor und nacb der zu rekon truierenden Sehichtpo ilion. Da icb nicht alle Projektionen dureh Interpolation ermitteln lassen, muB ein Teil der Projektionen dureh Extrapolation gewonnen werden, was an den Obergang bereicben von Interpolation zu Extrapolation zu Striehartefakten in den rekonstruierten Bildern fUhren kann. Variationen konnen ich aueh durch di Art del' lmplementiemng ergeben. Die Interpolation wird WID Beispiel, haufig in Verbindung mit der Riickprojektion tiber eine projektionsabhangige Gewiehtung d r Daten durehgefiibrt. Der Reehenaufwand fiir die Riiekprojektion erhoht ich dabei ent precbend, der explizite Interpolalionsschritt kann abel' entfallen. Rein gedanklich wiirde die Interpolation in Gl. I dadurch umge etzt daB er t die Projektionen au Umlauf j riiekprojiziert werden und an chlieBend ganz im inne einer Addition, die Projekrionen aus Umlauf j+l, wobei die Gewichle w jeweils ent prechend der 3600 -Interpolation gewahlt werden. Bei l80 0 -Algorithmen ist die Gewiehtung nicht mehr einzelnen Umlaufen zuzuordnen, erfolgt abel' im Prinzip analog. Die e Gewichtungsalgoritbmen bezeiehnen wir mit 180 0 WI (aueh al 1800 LW bezeichnet) bzw. 1800

wx.

Es be teht auch die Moglichkeit, sogenannte HigherOrder-Interpolation algorithmen zu verwenden, bei denen mehr at zwei Datenpunkte zur Abschatzung de Wertes benutzt werden der in planarer Geometrie gemessen worden war (. 180 0 HI in Abb. 4e). Dabei wird zwar ein ver-

Grundlagen der Spiral·CT: I. Prlnzipien von Aufnahme und Bildrekonstruktion

a)

WilikUrlich gew13hlle ebene Schicht be; Position z

'\ I/\\ 1\ I ~

c)

WilikOrfich gewllhlle ebene Schicht bel Position z

360' U Lineare InterpOlationl· zwischen Werten bei z' und z'+d

I

l80'U

Lineare Interpolation zwischen Werlen bel ZOO ullc! z'+d 180'HI Interpolation hliherer Ordnung mit Werlen ~i z', zoo. z'+d und z"+d

)

- z-Position

d -.J

z'

z z'+d

- z-Position

.... Zeit I

- Zeit

Gemessene Spirale Berechnete Spirale

Gemessene Soirale

b) Gemessene Projektionen bel Winkelpositionen 0 - 0: bis 0 + 0:

Berechnele Projektion bel Wlnkelposition 0 +180'

Abbildung 4 Datenvorverarbeitung bei Spiral-CT. a. Lineare Interpolation zwischen den Punkten z' und z + d steLLt das einfachste Veifahren dar, £1m Mefiwerte abzuschiitzen, die in planarer Geometrie an einer beliebigen Position z gemessen worden waren (360° LI). b. Durch Umsortieren der Mefiwerte, die in gegeniiberliegenden Rohrenpositionen gewonnen wurden, kann eine Projektion in beliebiger Winkelposition aus den redundanten Daten synthetisiert werden. c. Unter Verwendung der synthetisierten, urn i80° versetzten Spirale kOnnen Mefiwerte niiher an der gewiinscluen Schichtposition fir lineare interpolation oder zusiitzliche Mefiweree fiir lnterpolationen hoherer Ordnung verwendet werden.

a)

Abbi/dung 5 Die Verteilung des Bildpunkerauschens kann b) sich bei SpiraL-CT mit der zPosition iindem. Dies kann sich insbesondere in MiPDarsteLLungen durch Sereifenareefakte iiufiern (a.). Dieser Effekt kann durch verbesserte lnte1poLationsalgorithmen (] 80° Ai) reduziert werden (b.).

237

Grundlagen der Spiral-eT:

I. Prinzipien von Aufnahme und Bildrekonstruktion

bessertes Scruchtempfindlichkeit profil, abel' auch ein erhOhtes Bildpunktrau chen beobachtet [15J. Eine analytiche Vorberechnung des Verhalten die er Algorithmen ist nicht allgemein mogLich, da sie ich objektabbangig adaptieren. Zur Zeit bietet nur ein Her Leller eine Interpolation hoherer Ordnung an, ohne abel' die Funktion genauer zu pezi fizieren. Die bi her darge tellten Algorithmen der Spiralinterpolation haben gemeinsam daB durch die SpiralinterpoJation ein projektionsabhangiger bzw. z-abhiingiger Rauschpegel entstehl. Als Bei piel hierzu sei angefUgt daB bei 360 0 LX die Rauscbamplitud zwischen unter chiedJichen Projektionen urn bis zu Faktor 2 variiert [9). Die z-abhangige Rauschmodulation schlagt sich mit zunehrnendem Abstand zurn Drehzentrum verstiirkt im Bild nieder und kann bei der BetrachLung von Bildfolgen mit unterschiedlicher z-Position (CineMode) odeI' bei 3D-Applikationen torend wirken. Die unterchiedlichen Rauschamplituden konnen sich zum Bei piel bei Maximum-InLen iry-Projection (MIP)-Bildem als borin zeigen, die jeweils von der Peripherie au gezontale Strei~ hen, abel' nicht bis in Zentrum laufen; der horizontale Streifen au der Gegenrichtung ist in z-Richtung jeweils urn den Ab tand d/2 ver etzt (Abb. 5) [5). Der Spiralinterpolationsalgoritbmus L80° AI be eitigt diese z-abhiingige Rau chmoduLation. 0 daB in allen Projektionen ein nahezu kon tantel' RauscbpegeL vorliegt [5, L3 14). Die ge chiehL durch eine zu atzliche Filterung del' Projektionen nach del' eigentlichen SpiraLinterpoLation. E wird ein optirnale Wiener-Filter verwendet. wobei das Projektionsleistung spektrum Z. B. durch ein Blackman-Fenster approximiert wird. Es besteht ein relativ groBer Freiheitsgrad in del' Wahl des Mu ter ignaJ fur das Wiener-Filter und der Approximation de Projektionsleistungs pektrums. Die Au wahl del' Parameter ist abhangig von MeBmodus und den Scannerparametern.

Typische Filterlangen liegen bei 5-13 Koeffizienten und Hefern eine Rauschbomogenitiit von besser al 10% [13, 14].

3.3 Spezielle Ansatze bei EKG-korrelierten Herzaufnahmen Aufgrund del' tiindigen Bewegung de Herzen wahrend einer Aufnahme !iefem die Standardalgorithmen oft artefaktreiche und diagnosti ch unbrauchbare Bilder. Sei ein I' Herzfrequenz von durchschnittlich 50 bis 100 SchHigen pro Minute !iegt die Dauer eines Herzzyklu im Bereich von 0,6 bis 1,2 Sekunden, also gerade im Bereich der Rotationszeit eines modernen CT Scanners. E er cheint intere sant zu untersuchen ob au kurzen Spiralsegmenten oder mit EKGkorreLierter Interpolation Bild r erzeugt werden konnen, die nur geringen Bewegung einfluB aufwei en. HierLu chLagen wir zwei AlgoriLhmen VOl', die wir 1800 CD und 1800 CI nennen [8]. Beim Algorithmu 180 0 CD werden Proj kLionsdaten ao einem Bereich 1800 +0 (0< acherwinkel) zur Rekonstruktion verwendet, und es wird keine z-Interpolation durchgeftihn. Darnit wird ein Teil can mit urn ca. 40% verringerter effektiver Scanzeit aus den Spiraldaten erzeugt (Abb. 6a). Bei pielsweise erhalten wir bei einer physikaIi chen Rotation zeit von 075 seine effcktive Scanzeit von ca. 0 45 s. Bewegung artefakte konnen dadurch deutlich reduziert werden. Del' Algorithmu 180 0 CI nutzt die information eine imultan mit dem Scan aufgezeichneten EKGs, urn nur in gleicher Hcrzphase gewonnene Datenbcreiche zu benutzen (Abb. 6b). Die Korrelation der z-Interpolation mit den EKG-Daten ermoglicbt eine gute Bewegungsartefaktreduktion (Abb. 7), verbreitert allerding das SchichtempfindIichkeitsprofil. Die Arbeiten zur Bildgebung am Herzen miL Spiral-CT tehen er tam Anfang; klinische Erfahrung liegt noch nicht

b)

a)

z

z

i

".

'"

Abbildung 6 Spezielle Rekonstruktionsalgorithmenfiir Herzaufnahmen a. Rekonstruktion eines moglichst kleinen Spiralsegmentes von 180 0 + 0, mit 0 < Facherwinkel. b. EKG-korrelierte z-lnterpolation in Datenbereichen, die den gleichen Herzzyklus reprasentieren.

238

.,

Grundlagen der Spiral·CT: I. Prinzipien von Aufnahme und BHdrekonstruklion

a)

b)

Abbildung 7 Spiral-CT-Rekonsr.ruktionen des Herzens. Die Koronarverkalkung kommt bei Darsr.ellungen mit 180 0 Ll doppelt zur Darstellung (a), wird hingegen bei Rekonstruktion mit 180 0 CI korrekt dargestellt (b).

in ausreichendem Mafie vor. Bei den heute verfugbaren Scanzeiten ist e das vorrangige Ziel Bereiche chwacher Herzbewegung, also primar die dia tolische Phase, zur zInterpolation heranzuziehen. Die Algorithmen konnen aber jede Herzpbase erfassen entweder durcb kontinuierlicbes Verscbieben de Zeitfensters (180 0 CD) oder de EKGIntervall (180 0 CI), und k6nnen gr6Bere Bedeutung erlangen sobald chnellere Scanner auf dem Markt verfiigbar werden.

4. Ausblick Gegeniiber der konventionellen Aufnahme einzelner Schichten hat ich die Spiral-CT aus vielen Grunden inzwi chen fa t komplett durchsetzen k6nnen. Del' chnelle und liickenlo e Scan eines ganzen Volumens oder Organbereich bietet viele praktische und kJini che Vorteile. An die er Stelle ollen aber andere A pekte betont werden: die kontinuierlicbe Abta tung in z-Richtung erlaubt es, an jeder beliebigen z-Po ition ein Schichtbild zu rekonstruieren. Die Au wahl der.zu rekonstruierenden Schichten i t retrospektiv moglich und vollkornmen unabhangig vom MeBablauf. Der Mittenab tand del' zu rekon truierenden Schichten kann beliebig fein ein die Bilder k6nnen beliebig tark tiberlappen. Der extreme Fall, die Moglichkeit, aus einem Volumen can Schichten im SubmillimeterabSland zu rekon truieren, wird zum Beispiel bei Inn nohrauf-

nahmen wr Planung von Cochleaimplantaten genutzt. Die Lei lung fahigkeit del' Spiral-CT gilt aI nachgewiesen. Weiterentwicklungen ind in vel'schiedenen Bereichen zu erwarten in del' Geri=itetechnologie, bei den Detektoren und bei den Algorithmen. Es gibt bereil ein betrachtlicbe Anzahl von Spiralinterpolationsalgorithmen neuere Entwicklungen haben wir oben ange prochen (Abb. 5 und 7). Es steht zu erwarten. daB sich die 180 0 -Algorithrnen allgemein durch etzen werden. Die Situation i t aber nicht einfach zu tiber chauen. Ftir jeden CT-Scanner hat die spezifische Formulierung und lmplementierung del' Algorithmen EinfluB auf die Bildqualitat und das Artefaktverhalten' die HersteIJer machen abel' beziiglich einer exakten Speziflkation und Reali ierung der Interpolation algorithmen auf den einzelnen CT-Scannern keine Angaben. Allgemeine Aussagen zum EinfluB del' verwendeten z-Interpolationsalgorithrnen auf die Bildqualitat werden in Teil II diesel' Arbeit naher diskutierl und demon triert werden. Die technische Entwicklung zielt sicher auf eine weitere Erh6hung del' Aufnahmegeschwindigkeit abo Dies kann eine Verkiirzung del' Scanzeiten pro 3600 Umlauf bedeuten, was ftir die oben ange prochenen Aufnahmen am Herzen von Bedeutung ware. Da we entlicbe Ziel i label' eine Erh6hung del' Ge chwindigkeil in del' Volumenerfa. ung. Da erkliirte Ziel i t hier del' Einsatz von Mehrzeilen-Detektor ystemen (Abb. 8) oder Flachendetektoren [7]. Die Scanzeit pro Volumen wird ent prechend del' Anzahl del' Delektorzeilen l'eduziert, die Leistung del' Rontgenr6hre entspre-

239

GrundJagen der SpiraJ-eT: I. Prinzipien von Aufnahme und Bildrekonslruktion

t

z

600 500

400

300

200 500

100 0

0 -500 0 500

-500

Abbildung 8 Schematische Darstellung des Abtastmusters bei einem CT-Scanner mit drei DeteklOrzeilen. Zwei direkl gemessene Projektionen werden gezeigt und zusiitzlich eine aus redundanten Daten gewonnene symhetische Projektion.

[II] Kalender. W. A.: Seis ler. W.; Vock. P.: Single-breath-hold piral volumetric CT by continuou paticnt translation and canner rOtation. Radiology 173 (P) (1989) 414 [12] Mori, I.: Computerized tomographi apparatu utilizing a radiation source. United State Patent umber 4630202 (1986) Dec. 16 [13] Polacin, A.: Kalender. W. A.: Deutsche Patentanmeldung P4406268 (25.2.t994) [14] Polacin. A.; Kalender, W. A.: Object-adaptive Section Interpolation in piral CT. Radiology 197 (P) (1995) 326 [15] Polacin, A.; Kalender, W. A.; Marchal, G.: Evaluation of section sensitivity proftJes and image noise in piral CT. Radiology 185 (1992) 29-35 [16J Reynolds, M.: Heuscher, D.; Vembar, M.: Evaluation of spiral CT on a fourth-generation system. Eur Radiol 5 (1995) 102-109 [17) Schaller, S.; Flohr. T.; Steffen. P,: New efficient Fourier-recon !rUction mcthod for approximate image reconstruction in spiral cone-beam CT at small cone angle. SPLE Medical Imaging Conference 3032 (1997) 213-224 [18] Toth, T.; Crawn rd, c.; King, K.: Moving be3D1 helical scanning. Radiology 181 (P) (1991) 278 [19] Vack, P.: Jung. H.; Kalender, W. A.: Single-breathhold spiral volumetric CT of the lung. Radiology 173 (P) (1989) 400 [20] Vock. P.; lung. H.; Kalender, W. A.: Single-breathhold volumetric CT of the hepatobiliary y tem. Radiology 173 (P) (1989) 377

Eingegangen am 21.7.1997; zum Druck angenommen am 30.9.1997.

chend be er au genutzt Zu den Bildrekon truktion verfahren be tehen konkrete Vor teilungen [4,7, 17] eine prakti che Erprobung in der klinischen Routine teht allerding noch au . Auf jeden Fail werden sich fur die mit bildgebenden Verfahren befa13ten Phy iker und Ingenieure interesante A pekte ergeben.

Korrespondenzanschrift: Prof. Dr. Willi A. Kalender, Ph. D. Institut fUr Medizini che Physik Univer itat Erlangen- iimberg Krankenhau traBe 12 91054 Erlangen

Literaturverzeichnis [I] Boyd, D.; Lipton. M. J.: Cardiac computed tomography. Proc. IEEE 71 (1983) 298-308 [2] Bre ler, Y.; Skrabacz, C.: Optimal interpolation in helical can 3D computerized tomography. ational Science Foundation (MlP 8810412)(1993) 1472-1475 [3] Crawford, C.; King, K.: Computed tomography scanning with imultaneous patienttran lation. Med.Phys. 17 (1990) 967-982 [4] Feldkamp. L. A.: Davi . L. Kress, J. W.: Practical cone-beam Algorithm. J. Ope Soc. Am.l (A) (1984) 612-619 [5] Kalender. W. A.: Principles and Perfoffilance of Spiral cr. In: Medical cr and Ultra ound: CurreD! Technology and Application . Hrsg.: L. W. Goldman, J. B. Fowlkes, Advanced Medical Publishing. Madison. Wi consin (1995) 379-410 [6] Kalender, W. A.: Spiral or helical cr: Right or wrong? Radiology 193 (1994) 583 [7] Kalender. W. A.; Engelke. K.: Schaller, S.: Spiral CT: Medical U e and Potential lndu trial Applications. SPlE Meeting an Diego (1997) (in Druck) [8] Kalender. W. A.; Polacin, A.: Imaging of the hean by ECG-oriented recon tructlon from ub econd spiral CT can . European Radiology 7 (1997)237 [9] Kalender, W. A.; Polacin, A.: Physical performance characteristics of spiral cr canning. Med.Phys. 18 (1991) 910-915 [101 KaJender. W. A.; Seis ler. W.; Klotz, E.: Vock, P.: Spiral volumetric CT with single-breath-hold technique, continuou tran port and continuou canner rotation. Radiology 176 (1990) I l-l83

FORTBILDUNG

c.;

240

Fortbildungsveranstaltung der SGSMP

Qualitatssicherung in der Nuklearmedizin am 13.2.1998 am Kantonsspital Basel Themen: Umsetzung der Verordnung "Umgang mit offenen radioaktiven Strahlenquellen" Qualitatssicherung an Gamma-Kameras QualitiHssicherung im nuklearrnedizinischen Labor Erfahrungsaustausch aus der Praxis Weitere Informationen und Unterlagen von: Dr. Hans W. Roser, Abt. fUr Radiologische Physik, Kantonsspital/Universitatskliniken Basel, CH-4031 Basel, Tel. ++4161/2653142 - Fax ++4161/2653135