DE10123797A1

DE10123797A1 - Verfahren zur Herstellung eines Bildes mit einem Computertomographen

Info

Publication number: DE10123797A1
Application number: DE10123797A
Authority: DE
Inventors: Otto Sembritzki; Heinrich Wallschlaeger
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2001-05-16
Filing date: 2001-05-16
Publication date: 2002-12-05
Anticipated expiration: 2021-05-17
Also published as: US6650726B2; US20020172321A1; JP4633321B2; JP2002360560A; DE10123797B4

Abstract

Die Erfindung betrifft Verfahren zur Herstellung eines Bildes von einem Untersuchungsobjekt (5) mit einem Computertomographen, welcher eine Röntgenstrahlenquelle (1) aufweist, die sich zur Herstellung des Bildes um das Untersuchungsobjekt (5) bewegt, wobei eine Vielzahl von zur Herstellung des Bildes dienenden Projektionen während wenigstens eines Umlaufs der Röntgenstrahlenquelle (1) um das Untersuchungsobjekt (5) aufgenommen wird. Das erfindungsgemäße Verfahren ist ferner derart ausgeführt, dass Bewegungsartefakte des Bildes zumindest reduziert werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstellung eines Bildes von einem Untersuchungsobjekt mit einem Computerto mographen, der eine Röntgenstrahlenquelle aufweist, die sich zur Herstellung des Bildes um das Untersuchungsobjekt bewegt.

Während sich die Röntgenstrahlenquelle um das Untersuchungs objekt bewegt, werden Projektionen von dem Untersuchungsob jekt aufgenommen, wobei diesen Projektionen zugeordnete Daten zur Herstellung des Bildes verwendet werden. Bewegt sich das Untersuchungsobjekt oder Teile des Untersuchungsobjektes wäh rend die Projektionen aufgenommen werden, kann das Bild Bewe gungsartefakte aufweisen, die ein unscharfes Bild zur Folge haben können. Diese Problematik tritt insbesondere bei Bil dern des Herzens oder herznahen Lungenstrukturen auf, wenn die Projektionen insbesondere während der schnellen Kontrak tionsphase des Herzens aufgenommen werden.

Um gerade Bewegungsartefakte bei Aufnahme des Herzens oder herznaher Lungenstrukturen zumindest zu vermindern, wird in der DE 198 54 939 A1 ein Verfahren zur Erzeugung von CT- Bildern eines mit Ruhe- oder Bewegungsphasen periodisch be wegten Körperbereiches mittels eines CT-Gerätes mit einer zur Erzeugung der CT-Bilder um den Körper des zu untersuchenden Lebewesens bewegten Röntgenstrahlenquelle offenbart. Bei die sem Verfahren werden Projektionen zur Bildrekonstruktion nur solcher der Projektionen zugeordneten Daten verwendet, die während einer Ruhephase gewonnen wurden.

Nachteilig an diesem Verfahren ist jedoch, dass es auf eine Bewegung eines Körperbereiches beschränkt ist, der sich mit Ruhe- oder Bewegungsphasen periodisch bewegt.

In Heinz Morneburg (Herausgeber), "Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik", Publicis MCD Verlag, Erlangen, 1995, Seiten 136 und 137 wird dagegen ein Verfahren zur Redu zierung von Bewegungsartefakte beschrieben, das auch für nichtperiodische Bewegungen des Untersuchungsobjektes oder Teile des Untersuchungsobjektes geeignet ist. Die Bewegungen werden beispielsweise durch Peristaltik, Atmung, Tremor oder allgemeine Unruhe des Untersuchungsobjektes oder Teile des Untersuchungsobjektes erzeugt.

Bei diesem Verfahren, der sogenannten Multiscantechnik, be wegt sich die Röntgenstrahlenquelle mehrmals um das Untersu chungsobjekt und die den Projektionen zugeordneten Daten wer den anschließend gemittelt. Dadurch werden auftretende Bewe gungsartefakte reduziert. Nachteilig an diesem Verfahren ist die erhöhte Röntgenstrahlendosis, die das Untersuchungsobjekt wegen der mehrmaligen Bewegung der Röntgenstrahlenquelle um das Untersuchungsobjekt ausgesetzt ist. Ferner werden auch Daten, die einer Bewegung des Untersuchungsobjektes zugeord net sind, zur Herstellung des Bildes verwendet.

Die Aufgabe der Erfindung ist daher, ein Verfahren anzugeben, das Voraussetzungen schafft, negative Auswirkungen einer nicht notwendigerweise periodischen Bewegung des Untersu chungsobjektes oder Teile des Untersuchungsobjektes während der Aufnahmen der Projektionen zu vermindern.

Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren zur Herstellung eines Bildes von einem Untersuchungsobjekt mit einem Compu tertomographen, welcher eine Röntgenstrahlenquelle aufweist, die sich zur Herstellung des Bildes um das Untersuchungsob jekt bewegt, wobei eine Vielzahl von zur Herstellung des Bil des dienenden Projektionen während wenigstens eines Umlaufs der Röntgenstrahlenquelle um das Untersuchungsobjekt aufge nommen wird, aufweisend folgende Verfahrensschritte:

a) Ermitteln derjenigen Daten der Projektionen, die durch ei ne Bewegung des Untersuchungsobjektes verfälscht sind und
b) Ersetzen zumindest der durch die Bewegung des Untersu chungsobjektes verfälschten Daten einer Projektion durch ihre komplementären Daten.

Erfindungsgemäß werden also Projektionen von dem Untersu chungsobjekt während wenigstens eines Umlaufs der Röntgen strahlenquelle um das Untersuchungsobjekt aufgenommen. An schließend werden die den Projektionen zugeordneten Daten, welche durch eine Bewegung des Untersuchungsobjektes ver fälscht sind, ermittelt und anschließend durch ihre komple mentären Daten ersetzt. Die Daten und ihre komplementären Da ten können z. B. aus Projektionen in Parallelgeometrie gewon nen werden, wobei die Projektionen, die den Daten bzw. ihren komplementären Daten zugeordnet sind, einen um 180° versetz ten Projektionswinkel aufweisen. Da heutige Computerto mographen in der Regel Fächerprojektionen aufnehmen, werden aus diesen die Parallelprojektionen erst durch geeignete In terpolations- und Umsortierungsvorschriften, beispielsweise das bekannte Rebinning, erzeugt. Eine Parallelprojektion setzt sich dann aus Messwerten von zu verschiedenen Zeitpunk ten gemessenen Fächerprojektionen zusammen. Als Messzeitpunkt einer Parallelprojektion kann man dann beispielsweise den Messzeitpunkt ihres Zentralkanals definieren.

Vorteilhaft an dem erfindungsgemäßen Verfahren ist also, dass lediglich Daten zur Herstellung des Bildes verwendet werden, die nicht durch eine Bewegung des Untersuchungsobjektes oder Teile des Untersuchungsobjektes verfälscht sind. Es ist auch unnötig, dass die Bewegung des Untersuchungsobjektes perio disch erfolgt.

Um die verfälschten Daten zu ermitteln, wird gemäß einer Va riante der Erfindung eine Abweichung der Daten einer Projek tion von ihren komplementären Daten ermittelt, wobei Daten oder deren komplementäre Daten als verfälscht gelten, wenn die Abweichung einen oberen Grenzwert σ_S übersteigt. Hinter grund dieser Überlegung ist, dass Daten einer Projektion und ihre komplementären Daten bei einem unbewegten Untersuchungs objekt gleich sind. Eine Abweichung der Daten einer Projekti on von ihren komplementären Daten ist also ein Maß für die Bewegung des Untersuchungsobjektes.

Gemäß einer bevorzugten Variante der Erfindung sind den Pro jektionen Parallelkoordinaten zugeordnet. Die Abweichung der Daten der Projektion von ihren komplementären Daten wird nach folgendem Verfahren ermittelt:

a) Berechnen von Differenzsignalen ΔS₁(θ, p) aus den Daten der Projektion und ihren komplementären Daten für jeden Projekti onswinkel θ zwischen 0 und π der Projektion und jeden Kanal p ∈ [-P, P] nach folgender Gleichung:
ΔS₁(θ, p) = S(θ, p) - S(θ + π, -p), (1)
wobei die Signale S(θ, p) den Daten der Projektionen für Pro jektionswinkel θ zwischen 0 und π und die Signale S(θ + π, -p) deren komplementären Daten zugeordnet sind und
b) Berechnung der Abweichung als Standardabweichung σ₁(θ) der Differenzsignale ΔS₁(θ, p) für jeden Projektionswinkel θ zwi schen 0 und π über die Kanäle p ∈ [P_s, P_e] nach folgender Glei chung:
wobei [P_s, P_e] ⊃ [-P, P].

Erfindungsgemäß werden also Differenzsignale ΔS₁(θ, p) für je den Projektionswinkel θ zwischen 0 und π und für jeden Kanal p ∈ [-P, P] gebildet. Anschließend wird die Standardabweichung σ₁(θ) der Differenzsignale ΔS₁(θ, p) gebildet. Die Standardabweichung s₁(θ) kann erfindungsgemäß über alle Kanäle p ∈ [-P, P] gebildet werden. Sind Daten einer Projektion durch eine Bewe gung des Untersuchungsobjektes verfälscht, werden also sämt liche Daten dieser Projektion durch ihre komplementären Daten ersetzt. Die Standardabweichung σ₁(θ) kann aber auch über Teilbereiche [P_s, P_e] der Kanäle p gebildet werden. Dann kön nen insbesondere lokal begrenzte Bewegungsartefakte, also Be wegungen von Teilbereichen des Untersuchungsobjektes, ent deckt und die dadurch verfälschten Daten der Projektion ein gegrenzt werden. Dadurch ist es möglich, nur die durch die Teilbewegung des Untersuchungsobjektes verfälschten Daten der Projektion durch ihre komplementären Daten zu ersetzen.

Durch die Ermittlung der Abweichung der Daten einer Projekti on von ihren komplementären Daten kann jedoch nicht erkannt werden, ob die Daten der Projektion oder ihre komplementären Daten durch die Bewegung des Untersuchungsobjektes verfälscht sind. Es ist also noch eine Zuordnung nötig, ob die ver fälschten Daten einem Projektionswinkel θ zwischen 0 und π oder einem Projektionswinkel θ zwischen π und 2π zugeordnet sind. Deshalb wird nach einer Ausführungsform der Erfindung die Abweichungen der Daten einer Projektion von Daten der nachfolgenden Projektion für alle Projektionswinkel θ, die wenigstens einem Umlauf der Röntgenstrahlenquelle zugeordnet sind, ermittelt. Ferner wird ein Projektionswinkel θ_max ermit telt, der der maximalen Abweichung der Abweichungen ent spricht. Die verfälschten Daten sind dann Projektionswinkeln θ zwischen 0 und π zugeordnet, wenn θ_max zwischen 0 und π liegt und die verfälschten Daten sind Projektionswinkeln θ zwischen π und 2π zugeordnet, wenn θ_max zwischen π und 2π liegt.

Gemäß einer bevorzugten Variante der Erfindung sind den Pro jektionen Parallelkoordinaten zugeordnet. Die Abweichungen der Daten einer Projektion von Daten der nachfolgenden Pro jektion werden nach folgendem Verfahren ermittelt:

a) Berechnen von Differenzsignalen ΔS₂(θ, p) aus Daten einer Projektion und Daten ihrer nachfolgenden Projektion für jeden Projektionswinkel θ zwischen Δθ und 2π und jeden Kanal p ∈ [-P, P], wobei die Projektionswinkel θ der Projektion und ihre nachfolgenden Projektion um Δθ differieren, nach folgen der Gleichung:
ΔS₂(θ, p) = S(θ, p) - S(θ - Δθ, p) (3) und
b) Berechnung der Abweichung als Standardabweichung σ₂(θ) der Differenzsignale ΔS₂(θ, p) für jeden Projektionswinkel θ zwi schen Δθ und 2π über die Kanäle p ∈ [-P, P] nach folgender Glei chung:

Ein Ausführungsbeispiel ist in den beigelegten schematischen Zeichnungen exemplarisch dargestellt. Es zeigen:

Fig. 1 einen zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfah rens geeigneten Computertomographen,

Fig. 2 ein Bewegungsartefakte aufweisendes Bild,

Fig. 3 ein mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens herge stelltes Bild und

Fig. 4 ein Bild, welches eine Bewegung verstärkt abbildet.

Der in der Fig. 1 schematisch dargestellte Computertomograph weist eine Messeinheit aus einer Röntgenstrahlenquelle 1, die ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel 2 aussendet, und ei nen Detektor 3 auf, welcher aus einer 512 Einzeldetektoren umfassende Detektorzeile zusammengesetzt ist. Der Fokus der Röntgenstrahlenquelle 1, von der das Röntgenstrahlenbündel 2 ausgeht, ist mit 4 bezeichnet. Ein Untersuchungsobjekt, im Falle des dargestellten Ausführungsbeispieles ein menschlicher Patient 5, liegt auf einem Lagerungstisch 6, der sich durch die Messöffnung 7 einer Gantry 8 erstreckt.

An der Gantry 8 sind die Röntgenstrahlenquelle 1 und der De tektor 3 einander gegenüberliegend angebracht. Die Gantry 8 ist um die mit z bezeichnete z-Achse des Computertomographen, die die Systemachse darstellt, drehbar gelagert und wird zur Abtastung des Patienten 5 in θ-Richtung in Richtung des mit θ bezeichneten Pfeils um die z-Achse gedreht, und zwar um einen Winkel, der wenigstens gleich 360° (2π) beträgt. Dabei er fasst das von der mittels einer Generatoreinrichtung 9 be triebenen Röntgenstrahlenquelle 1 ausgehende Röntgenstrahlen bündel 2 ein Messfeld 10 kreisförmigen Querschnitts. Der Fo kus 4 der Röntgenstrahlenquelle 1 bewegt sich auf einer um das auf der z-Achse liegende Drehzentrum kreisförmig gekrümm ten Fokusbahn 15.

Bei vorbestimmten Winkelpositionen der Messeinheit 1, 3, den sogenannten Projektionswinkeln θ, werden Messwerte in Form sogenannter Projektionen aufgenommen, wobei die entsprechen den Daten von den Detektoren 3 zu einer elektrischen Rechen einrichtung 11 gelangen. Im Falle des vorliegenden Ausfüh rungsbeispieles ist das Messsystem 1, 3 für einen Projekti onswinkel θ = 0, wie in der Fig. 1 dargestellt, ausgerichtet, d. h. die Röntgenstrahlenquelle 1 und der Detektor 3 sind ver tikal zueinander ausgerichtet, wobei die Röntgenstrahlenquel le 1 oberhalb des Detektors 3 ausgerichtet ist. Ferner bewegt sich die Messeinheit 1, 3 in Richtung des Pfeiles θ um den Patienten 5, so dass im Falle des vorliegenden Ausführungs beispiels insgesamt 1500 Projektionen während einer gesamten Umdrehung der Messeinheit 1, 3 um den Patienten 5 mit ver schiedenen Projektionswinkeln θ aufgenommen werden. Die Pro jektionswinkel θ zweier nachfolgender Projektionen unter scheiden sich dabei um einen Winkelbereich Δθ.

Wenn der der Gantry 8 zugeordnete Antrieb 13 nicht nur für einen Vollumlauf der Gantry 8 ausreicht, sondern dazu geeignet ist, die Gantry 8 kontinuierlich rotieren zu lassen, und ferner ein weiterer, in der Fig. 1 nicht dargestellter An trieb vorgesehen ist, der eine Relativverschiebung des Lager tisches 6 und damit des Patienten 5 einerseits und der Gantry 8 mit der Messeinheit 1, 3 andererseits in z-Richtung ermög licht, können auch sogenannte Spiralscans durchgeführt wer den.

Im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispieles berechnet die Recheneinrichtung 11 aus den den Projektionen zugeordneten Daten Parallelprojektionen mittels des bekannten Rebinning Verfahrens. Aus diesen Parallelprojektionen stellt die Re cheneinrichtung 11 in einem ersten Betriebsmodus in allgemein bekannter Weise Bilder der von der Projektion erfassten Schichten des Patienten 5 her, die auf einem Monitor 12 wie dergegeben werden. Ein solches Bild ist exemplarisch in der Fig. 2 wiedergegeben. Das Bild zeigt eine Aufnahme der Hals wirbelsäule des Patienten 5 in der sogenannten Standard Se quence Technik mit 1500 Parallelprojektionen über einen Pro jektionswinkelbereich von 360° (2π). Im Falle des vorliegen den Ausführungsbeispieles weist das in der Fig. 2 dargestell te Bild aufgrund einer Teilbewegung des Patienten 5 Bewe gungsartefakte auf, welche von einem in das in der Fig. 2 ge zeigte Bild eingeblendeten Rechteck 20 umrandet sind.

In einem zweiten Betriebsmodus, welcher mittels einer Tasta tur 19, die mit der Recheneinrichtung 11 verbunden ist, akti viert werden kann, stellt die Recheneinrichtung 11 ein Bild aufgrund des erfindungsgemäßen Verfahrens her.

Im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispieles berechnet die Recheneinrichtung 11 mit einem geeigneten Rechnerprogramm Differenzsignale ΔS₁(θ, p) aus denen mittels des Rebinning Verfahrens erzeugten Parallelprojektionen für jeden Projekti onswinkel θ zwischen 0 und π und jeden Kanal p des Detektors 3 gemäß

ΔS₁(θ, p) = S(θ, p) - S(θ + π, -p), (1)

wobei die Signale S(θ, p) den Daten der Projektionen für Pro jektionswinkel θ zwischen 0 und π und die Signale S(θ + π, -p) deren komplementären Daten zugeordnet sind.

Anschließend berechnet die Recheneinrichtung 11 mit dem Rech nerprogramm die Standardabweichung σ₁(θ) der Differenzsignale ΔS₁(θ, p) für jeden Projektionswinkel θ über alle Kanäle p des Detektors 3 gemäß

Danach vergleicht die Recheneinrichtung 11 mit dem Rechner programm die Standardabweichung σ₁(θ) für jeden Projektions winkel θ mit einem oberen Grenzwert σ_S. Übersteigt die Stan dardabweichung σ₁(θ) den oberen Grenzwert σ_S, so gelten Daten oder deren komplementären Daten der dazugehörigen Projektio nen mit dem entsprechenden Projektionswinkel θ als ver fälscht. Dadurch erkennt die Recheneinrichtung 11 mittels des Rechnerprogramms einen Projektionswinkelbereich θ₁ bis θ₂, in dem die diesen Projektionen zugeordneten Daten aufgrund einer Bewegung des Patienten 5 verfälscht sind.

Die Gleichungen 1 und 2 geben jedoch noch keinen Aufschluss darüber, ob die durch die Bewegung des Patienten 5 verfälsch ten Daten einem Projektionswinkelbereich von 0 bis π oder ei nem Projektionswinkelbereich von π bis 2π zugeordnet sind, d. h. die Gleichungen 1 und 2 geben keinen Aufschluss, ob [θ₁, θ₂] ⊃ [0, π] oder [θ₁, θ₂] ⊃ [π, 2π] ist. Daher berechnet die Recheneinrichtung 11 mit dem Rechnerprogramm weitere Diffe renzsignale ΔS₂(θ, p) aus den Daten einer Projektion und den Daten ihrer nachfolgenden Projektion für jeden Projektions winkel θ zwischen Δθ und 2π und jeden Kanal p, wobei die Pro jektionswinkel θ der Projektion und ihrer nachfolgenden Pro jektion um Δθ differieren. Die Differenzsignale ΔS₂(θ, p) wer den gemäß

ΔS₂(θ, p) = S(θ, p) - S(θ - Δθ, p) (3)

berechnet.

Anschließend berechnet die Recheneinheit 11 mittels des Rech nerprogramms eine weitere Standardabweichung σ₂(θ) der Diffe renzsignale ΔS₂(θ, p) für jeden Projektionswinkel θ zwischen Δθ und 2π über alle Kanäle p gemäß

Aus den berechneten Standardabweichungen σ₂(θ) für jeden Pro jektionswinkel θ zwischen Δθ und 2π ermittelt die Rechenein richtung 11 denjenigen Projektionswinkel θ_max, für den die Standardabweichung σ₂(θ) maximal ist. Liegt nun θ_max zwischen 0 und π, sind Daten für Projektionswinkel θ zwischen 0 und π verfälscht. Liegt θ_max zwischen π und 2π, sind Daten für Pro jektionswinkel θ zwischen π und 2π verfälscht. Folglich sind Daten in einem Projektionswinkelbereich [θ₁, θ₂] ⊃ [0, π] ver fälscht, wenn θ_max ∈ [0, π] bzw. [θ₁, θ₂] ⊃ [π, 2π] wenn θ_max ∈ [π, 2π]

Anschließend werden die Daten der verfälschten Projektionen durch ihre komplementären Daten ersetzt. Ist θ_max ∈ [0, π], so werden die Signale S(θ, p) durch die Signale S(θ + π, -p) und ist θ_max ∈ [π, 2π], so werden die Signale S(θ + π, -p) durch die Signale S(θ, p) ersetzt, wobei θ ∈ ([θ₁, θ₂] modπ).

Die Fig. 3 zeigt ein Beispiel eines aufgrund des erfindungs gemäßen Verfahrens hergestellten Bildes. Das in der Fig. 3 gezeigte Bild entspricht dem in der Fig. 2 gezeigten Bild, wobei jedoch die durch die Bewegung des Patienten 5 ver fälschten Daten durch ihre komplementären Daten gemäß Glei chung 5 ersetzt wurden. Das in der Fig. 3 dargestellte Bild wurde außerdem zusätzlich im linearen Übergangsbereich zwi schen den verfälschten und nicht verfälschten Daten von 40 Projektionen und jeweils über alle Kanäle korrigiert, indem gewichtete Mittelwerte aus den Daten der Projektionen und de ren komplementären Daten gebildet werden.

Im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels ist ferner ein weiterer Betriebsmodus vorgesehen, aufgrund dessen die Re cheneinrichtung 11 mittels eines geeigneten Rechnerprogramms ein Differenzbild aus mittels des Computertomographen gewon nen Bilder berechnet, wobei für das eine Bild nicht das er findungsgemäße Verfahren und für das andere das erfindungsge mäße Verfahren angewendet wird. Dieses Differenzbild ent spricht dem Bewegungsanteil der Bewegung des Patienten 5. An schließend addiert die Recheneinrichtung 11 mittels des Re chenprogramms dieses Differenzbild zu dem Bild, welches nicht durch das erfindungsgemäße Verfahren hergestellt wurde. Die ses so entstandene Bild bildet somit den Bewegungsanteil ver stärkt ab. Ein solches Bild ist in der Fig. 4 dargestellt, welches mittels der in den Fig. 2 und 3 dargestellten Bil dern hergestellt wurde.

Durch dieses Verfahren kann man eine Sequenz von drei Bildern erzeugen. Das erste Bild ist ohne Bewegungsanteil (vgl. das in der Fig. 3 gezeigte Bild), das zweite Bild ist mit Bewe gungsanteil (vgl. das in der Fig. 2 gezeigte Bild) und das dritte Bild beschränkt sich auf den Bewegungsanteil (vgl. das in der Fig. 4 gezeigte Bild). In einer schnellen Abfolge die ser drei Bilder ist die Bewegung des Patienten 5 darstellbar.

Um insbesondere lokal begrenzte Bewegungen des Patienten 5 zu erfassen und die dadurch verfälschten Daten der zugeordneten Projektion einzugrenzen, wird in einem weiteren Betriebsmodus die Standardabweichung σ₁(θ) nur über einen Teilbereich [P_s, P_E] der Kanäle p des Detektors 3 ermittelt. Somit wird nur der durch die Bewegung des Patienten 5 betroffene Teilbereich der Kanäle der entsprechenden Projektion ermittelt. Dieser Kanalbereich kann von Projektion zu Projektion schwanken. Da durch lässt sich bei lokal begrenzten Bewegungsartefakten, wie beispielsweise Aortenpulsation, die Korrektur auf einen sehr kleinen Bereich einschränken und optimale Quantennutzung erzielen.

Das erfindungsgemäße Verfahren wurde anhand eines Computerto mographen mit einem einzeiligen Detektor 3 beschrieben. Es ist auch für einen Computertomographen mit einem mehrzeiligen Detektor anwendbar. In diesem Fall können bei Bedarf mehrere Schichten des Patienten 5 gleichzeitig aufgenommen werden, wobei dann pro Projektionswinkel θ eine Anzahl der aktivier ten Detektorzeilen entsprechende Anzahl von Projektionen auf genommen wird.

Das Untersuchungsobjekt muss nicht notwendigerweise ein menschlicher Patient 5 sein. Es ist auch für Tiere oder auch Gegenstände anwendbar.

Claims

1. Verfahren zur Herstellung eines Bildes von einem Untersu chungsobjekt mit einem Computertomographen, welcher eine Röntgenstrahlenquelle (1) aufweist, die sich zur Herstellung des Bildes um das Untersuchungsobjekt (5) bewegt, wobei eine Vielzahl von zur Herstellung des Bildes dienenden Projektio nen während wenigstens eines Umlaufs der Röntgenstrahlenguel le (1) um das Untersuchungsobjekt (5) aufgenommen wird, auf weisend folgende Verfahrensschritte:

a) Ermitteln derjenigen Daten der Projektionen, die durch ei ne Bewegung des Untersuchungsobjekts (5) verfälscht sind, und
b) Ersetzen zumindest der durch die Bewegung des Untersu chungsobjektes (5) verfälschten Daten einer Projektion durch ihre komplementären Daten.

2. Verfahren zur Herstellung eines Bildes nach Anspruch 1, bei dem für das Ermitteln der verfälschten Daten eine Abwei chung der Daten einer Projektion von ihren komplementären Da ten ermittelt wird, wobei Daten oder deren komplementären Da ten als verfälscht gelten, wenn die Abweichung einen oberen Grenzwert σ_S übersteigt.

3. Verfahren zur Herstellung eines Bildes nach Anspruch 2, bei dem den Projektionen Parallelkoordinaten zugeordnet sind und die Abweichung der Daten der Projektion von ihren komple mentären Daten nach folgendem Verfahren ermittelt wird:

a) Berechnen von Differenzsignalen ΔS₁(θ, p) aus den Daten der Projektion und ihren komplementären Daten für jeden Projekti onswinkel (θ) zwischen 0 und π der Projektion und jeden Kanal p ∈ [-P, P] nach folgender Gleichung:
ΔS₁(θ, p) = S(θ, p) - S(θ + π, -p), (1)
wobei die Signale S(θ, p) den Daten der Projektionen für Pro jektionswinkel (θ) zwischen 0 und π rund die Signale S(θ + π, -p) deren komplementären Daten zugeordnet sind, und
b) Berechnung der Abweichung als Standardabweichung σ₁(θ) der Differenzsignale ΔS₁(θ, p) für jeden Projektionswinkel (θ) zwi schen 0 und π über die Kanäle [P_s, P_e] nach folgender Glei chung:
wobei [P_s, P_e] ⊃ [-P, P].

4. Verfahren zur Herstellung eines Bildes nach Anspruch 2 oder 3, bei dem Abweichungen der Daten einer Projektion von Daten der nachfolgenden Projektion für alle Projektionswinkel (θ), die wenigstens einem Umlauf der Röntgenstrahlenquelle 1 zugeordnet sind, ermittelt werden, ein Projektionswinkel θ_max ermittelt wird, der der maximalen Abweichung der Abweichungen entspricht und die verfälschten Daten Projektionswinkeln (θ) zwischen 0 und π zugeordnet sind, wenn θ_max zwischen 0 und π liegt und die verfälschten Daten Projektionswinkeln (θ) zwi schen π und 2π zugeordnet sind, wenn θ_max zwischen π und 2π liegt.

5. Verfahren zur Herstellung eines Bildes nach Anspruch 4, bei dem den Projektionen Parallelkoordinaten zugeordnet sind und die Abweichungen der Daten einer Projektion von Daten der nachfolgenden Projektion nach folgendem Verfahren ermittelt werden:

a) Berechnen von Differenzsignalen ΔS₂(θ, p) aus Daten einer Projektion und Daten ihrer nachfolgenden Projektion für jeden Projektionswinkel (θ) zwischen Δθ und 2π und jeden Kanal p ∈ [-P, P], wobei die Projektionswinkel (θ) der Projektion und ihre nachfolgenden Projektion um Δθ differieren, nach folgen der Gleichung:

ΔS₂(θ, p) = S(θ, p) - S(θ - Δθ, p) (3) und
b) Berechnung der Abweichung als Standardabweichung σ₂(θ) der Differenzsignale ΔS₂(θ, p) für jeden Projektionswinkel (θ) zwischen Δθ und 2π über die Kanäle p ∈ [-P, P] nach folgender Gleichung: