DE10123798A1 - Verfahren für die Computertomographie - Google Patents

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren für die Computertomographie, nach dem zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektorsystem zum Detektieren des Strahlenbündels der Fokus ohne Relativbewegung zwischen Untersuchungsobjekt und Fokus in Richtung der Systemachse auf einer Fokusbahn um eine Systemachse bewegt wird, wobei das Detektorsystem der empfangenen Strahlung entsprechende Messdaten liefert und wobei die Länge der Fokusbahn wenigstens gleich der Länge eines Teilumlaufintervalls ist, dessen Länge zur vollständigen Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreicht. Dabei werden aus aus einem Teilumlaufintervall stammenden Messdaten Rohbilder berechnet, deren Bildebenen relativ zu einer die Fokusbahn enthaltenden Mittelebene geneigt sind, und mehrere Rohbilder zu einem resultierenden CT-Bild zusammengefasst.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren für die Computertomogra­ phie, bei dem zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektor­ system zum Detektieren des Strahlenbündels der Fokus ohne Relativbewegung zwischen Untersuchungsobjekt und Fokus in Richtung der Systemachse auf einer Fokusbahn um eine System­ achse bewegt wird, wobei das Detektorsystem der empfangenen Strahlung entsprechende Messdaten liefert und wobei die Länge der Fokusbahn wenigstens gleich der Länge eines Teilumlaufin­ tervalls ist, dessen Länge zur vollständigen Rekonstruktion eines Computertomographie(CT)-Bildes ausreicht.

Bei bekannten Verfahren dieser Art wird aus den von den ein­ zelnen Zeilen gelieferten Messdaten jeweils ein CT-Bild be­ rechnet. Die durch den infolge der Verwendung eines konusför­ migen Strahlenbündels auftretenden sogenannten Conewinkel (d. h. die Neigung, der Strahlen zur Bildebene) bedingten Da­ teninkonsistenzen können dabei vernachlässigt werden, solange die Anzahl der Zeilen hinreichend gering ist und beispiels­ weise 4 nicht übersteigt. Bei Detektorsystemen mit einer grö­ ßeren Anzahl von Zeilen, z. B. 16 Zeilen, treten jedoch in den CT-Bildern, die auf Basis der von den äußeren Zeilen gelie­ ferten Messdaten rekonstruiert werden, erhebliche Artefakte auf.

Abhilfe können hier Verfahren des Feldkamp-Typs bringen, bei denen nach einer Faltung in den Daten eine 3D-Rückprojektion durchgeführt wird. Solche Verfahren sind jedoch erheblich aufwendiger als 2D-Rekonstruktionsverfahren.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art anzugeben, das auf einfache Weise die durch die Verwendung eines konusförmigen Strahlenbündels be­ dingte Artefakte vermeidet.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Ver­ fahren mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1.

Demnach werden aus aus einem Teilumlaufintervall stammenden Messdaten Rohbilder berechnet, deren Bildebenen relativ zu einer die Fokusbahn enthaltenden Mittelebene geneigt sind. Diese Rohbilder werden dann zu einem resultierenden CT-Bild zusammen gefasst.

Infolge des Umstandes, dass im Falle des erfindungsgemäßen Verfahrens zunächst CT-Bilder, nämlich Rohbilder, berechnet werden, die keine durch Einflüsse des Conewinkels bestimmte Artefakte enthalten können, da wegen ihrer geneigten Bildebe­ nen sichergestellt ist, dass zumindest über einen großen Teil des jeweiligen Teilumlaufintervalls Strahlen vorhanden sind, die in der Bildebene verlaufen, sind die Voraussetzungen da­ für gegeben, durch Zusammenfassung mehrerer Rohbilder auch ein artefaktarmes resultierendes CT-Bild bezüglich einer ge­ wünschten Bildebene erzeugen zu können. Zum anderen wird die einem Untersuchungsobjekt zugeführte Strahlendosis gut ge­ nutzt, da von mehreren Zeilen von Detektorelementen stammende Messdaten in das resultierende CT-Bild einfließen.

Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung erfolgt die Zusammenfassung der Rohbilder zu einem resultierenden CT- Bild durch Gewichtung, wobei die Pixel der Rohbilder jeweils als Quellpixel zu einem entsprechenden Zielpixel des resul­ tierenden CT-Bildes beitragen und der Beitrag eines Quellpi­ xels zu einem Zielpixel in Abhängigkeit von einer geometri­ schen Bezugsgröße gewichtet wird. Hierdurch wird erreicht, dass das jeweils resultierende CT-Bild nicht nur hinsichtlich der Einflüsse des Conewinkels artefaktarm ist, sondern auch durch die Zusammenfassung mehrerer Rohbilder keine nennens­ werte Artefakte entstehen. Dabei kann als geometrische Bezugsgröße der Abstand des jeweiligen Quellpixels von dem ent­ sprechenden Zielpixel und/oder der Abstand des jeweiligen Quellpixels von der Mitte des entsprechenden Teilumlaufinter­ valls berücksichtigt werden.

Alternativ kann die Zusammenfassung mehrerer Rohbilder zu einem resultierenden CT-Bild durch Interpolation erfolgen, d. h., der Wert eines Pixels des resultierenden CT-Bildes wird durch Interpolation aus den entsprechenden Pixeln der zusam­ menzufassenden Rohbilder ermittelt.

Im Interesse einer hohen Bildqualität des resultierenden CT- Bildes ist es zweckmäßig, wenn Rohbilder berechnet werden, deren Bildebene sich in einer Geraden, insbesondere in einer Tangente, an die Fokusbahn, schneiden.

In Fällen, in denen eine besonders hohe Zeitauflösung er­ reicht werden soll, ist es zweckmäßig, Rohbilder aus einem einzigen Teilumlaufintervall zu berechnet. Ansonsten werden gemäß einer bevorzugten Variante der Erfindung bezüglich meh­ rerer einander überlappender Teilumlaufintervalle Rohbilder berechnet und aus unterschiedlichen Teilumlaufintervallen stammende Rohbilder zu dem resultierenden CT-Bild überlagert, da dann eine nochmals erhöhte Bildqualität verbunden mit ei­ ner guten Dosisnutzung und geringem Bildrauschen erreicht wird.

Die Messdaten umfassen für jede Zeile von Detektorelementen pro Position des Fokus und pro Detektorelement einen Mess­ wert, der im Folgenden als Strahl bezeichnet wird. Infolge des Conewinkels liegen die zu den unterschiedlichen Fokuspo­ sitionen eines Teilumlaufintervalls gehörigen Strahlen nicht nur nicht in einer gemeinsamen Ebene, sondern nicht einmal in einer gemeinsamen Fläche. Eine besonders hohe Bildqualität der resultierenden CT-Bilder wird deshalb dann erreicht, wenn gemäß einer bevorzugten Variante der Erfindung die Rekon­ struktion eines Rohbildes auf Basis von Messdaten erfolgt, die aus den von den einzelnen Zeilen von Detektorelementen gelieferten Messdaten derart ausgewählt werden, dass die zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strah­ len ein geeignetes Fehlerkriterium hinsichtlich ihres Abstan­ des von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes er­ füllen.

Auf diese Weise ist gewährleistet, dass ein Rohbild jeweils auf Basis derjenigen Strahlen berechnet wird, die in ihrer Gesamtheit am günstigsten zu der Bildebene des Rohbildes lie­ gen. Als Fehlerkriterium eignet sich beispielsweise der mini­ male quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen von der geneigten Bildebene des je­ weiligen Rohbildes.

Die auch als Rekonstruktionsschichtdicke bezeichnete Schicht­ dicke des resultierenden CT-Bildes wird nach Varianten der Erfindung über die Anzahl der pro Teilumlaufintervall erzeug­ ten Rohbilder bzw. die Anzahl der in die Zusammenfassung ein­ bezogenen Rohbilder und/oder durch Gewichtung der in die Zu­ sammenfassung einbezogenen Rohbilder eingestellt.

Gemäß einer Variante der Erfindung wird ein Rohbild berechnet und in die Zusammenfassung einbezogen, dessen Bildebene die Mittelebene ist. Da zu erwarten ist, dass im Falle eines sol­ chen Bildes durch den Conewinkel verursachte Artefakte prak­ tisch nicht vorhanden sind, wirkt sich die Einbeziehung eines solchen Rohbildes in die Zusammenfassung günstig auf die Bildqualität des resultierenden CT-Bildes aus.

Gemäß Ausführungsformen der Erfindung kann als resultierendes CT-Bild ein axiales Bild, also ein Bild, dessen Bildebene der Mittelebene entspricht, ein resultierendes CT-Bild mit gegen­ über der Mittelebene geneigte Bildebene oder ein resultieren­ des CT-Bild bezüglich einer nicht ebenen Schnittfläche des Objektes erzeugt werden.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines in den beigefüg­ ten schematischen Zeichnungen dargestellten Ausführungsbei­ spiels näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 in teils perspektivischer, teils blockschaltbildar­ tiger Darstellung ein mehrere Zeilen von Detektor­ elementen aufweisendes CT-Gerät,

Fig. 2 einen Längsschnitt durch das Gerät gemäß Fig. 1 in einem ersten Betriebsmodus,

Fig. 3 in zu der Fig. 2 analoger Darstellung einen weiteren Betriebsmodus des CT-Geräts gemäß den Fig. 1 und 2, und

Fig. 4 in zu der Fig. 2 analoger Darstellung ein weiteres CT-Gerät in einem Betriebsmodus mit einer gegenüber den Fig. 2 und 3 erhöhten Anzahl aktiver Zeilen von Detektorelementen.

In den Fig. 1 und 2 ist ein zur Durchführung des erfindungs­ gemäßen Verfahrens geeignetes CT-Gerät der 3. Generation dar­ gestellt. Dessen insgesamt mit 1 bezeichnete Messanordnung weist eine insgesamt mit 2 bezeichnete Röntgenstrahlenquelle mit einer dieser vorgelagerten quellennahen Strahlenblende 3 (Fig. 2) und ein als flächenhaftes Array von mehreren Zeilen und Spalten von Detektorelementen - eines von diesen ist in Fig. 1 mit 4 bezeichnet - ausgebildetes Detektorsystem 5 mit einer diesem vorgelagerten detektornahen Strahlenblende 6 (Fig. 2) auf. In Fig. 1 sind der Übersichtlichkeit halber nur acht Zeilen von Detektorelementen 4 dargestellt, das Detek­ torsystem 5 weist jedoch, was in der Fig. 2 punktiert ange­ deutet ist, weitere Zeilen von Detektorelementen 4 auf.

Die Röntgenstrahlenquelle 2 mit der Strahlenblende 3 einer­ seits und das Detektorsystem 5 mit der Strahlenblende 6 andererseits sind in aus der Fig. 2 ersichtlicher Weise an einem Drehrahmen 7 einander derart gegenüberliegend angebracht, dass ein im Betrieb des CT-Geräts von der Röntgenstrahlen­ quelle 2 ausgehendes, durch die einstellbare Strahlenblende 3 eingeblendetes, pyramidenförmiges Röntgenstrahlenbündel, des­ sen Randstrahlen mit 8 bezeichnet sind, auf das Detektorsys­ tem 5 auftrifft. Dabei ist die Strahlenblende 6 dem mittels der Strahlenblende 3 eingestellten Querschnitt des Röntgen­ strahlenbündels entsprechend so eingestellt, dass nur derje­ nige Bereich des Detektorsystems 5 freigegeben ist, der von dem Röntgenstrahlenbündel unmittelbar getroffen werden kann. Dies sind in dem in den Fig. 1 und 2 veranschaulichten Be­ triebsmodus acht Zeilen von Detektorelementen 4, die im Fol­ genden als aktive Zeilen bezeichnet werden. Die weiteren punktiert angedeuteten Zeilen sind von der Strahlenblende 6 abgedeckt und daher nicht aktiv. Jede Zeile von Detektorele­ menten 4 weist eine Anzahl K von Detektorelementen auf wobei k = 1 bis K der sogenannte Kanalindex ist. Die aktiven Zeilen L_n von Detektorelementen 4 sind in Fig. 2 mit L₁ bis L_N be­ zeichnet, wobei n = 1 bis N der Zeilenindex ist.

Das Röntgenstrahlenbündel weist den in Fig. 2 eingetragenen Conewinkel β auf, bei dem es sich um den Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in einer die Systemachse Z und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt. Der Fächerwinkel ϕ des Röntgenstrahlenbündels, bei dem es sich um den Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in einer rechtwinklig zu der Sys­ temachse Z liegenden und den Fokus F enthaltenden Ebene han­ delt, ist in Fig. 1 und 3 eingetragen.

Der Drehrahmen 7 kann mittels einer Antriebseinrichtung 22 um eine mit Z bezeichnete Systemachse in Rotation versetzt wer­ den. Die Systemachse Z verläuft parallel zu der z-Achse eines in Fig. 1 dargestellten räumlichen rechtwinkligen Koordina­ tensystems.

Die Spalten des Detektorsystems 5 verlaufen ebenfalls in Richtung der z-Achse, während die Zeilen, deren Breite b in Richtung der z-Achse gemessen wird und beispielsweise 1 mm beträgt, quer zu der Systemachse Z bzw. der z-Achse verlau­ fen.

Um ein Untersuchungsobjekt, z. B. einen Patienten, in den Strahlengang des Röntgenstrahlenbündel bringen zu können, ist eine Lagerungsvorrichtung 9 vorgesehen, die parallel zu der Systemachse Z, also in Richtung der z-Achse verschiebbar ist, und zwar derart, dass eine Synchronisation zwischen der Rota­ tionsbewegung des Drehrahmens 7 und der Translationsbewegung der Lagerungsvorrichtung in dem Sinne vorliegt, dass das Ver­ hältnis von Translations- zu Rotationsgeschwindigkeit kon­ stant ist, wobei dieses Verhältnis einstellbar ist, indem ein gewünschter Wert für den Vorschub h der Lagerungsvorrichtung pro Umdrehung Drehrahmens gewählt wird.

Es kann also ein Volumen eines auf der Lagerungsvorrichtung 9 befindlichen Untersuchungsobjekts im Zuge einer Volumenabtas­ tung untersucht werden, wobei die Volumenabtastung in Form einer Spiralabtastung in dem Sinne vorgenommen werden kann, dass unter gleichzeitiger Rotation der Messeinheit 1 und Translation der Lagerungsvorrichtung 9 mittels der Messein­ heit pro Umlauf der Messeinheit 1 eine Vielzahl von Projekti­ onen aus verschiedenen Projektionsrichtungen aufgenommen wird. Bei der Spiralabtastung bewegt sich der Fokus F der Röntgenstrahlenquelle relativ zu der Lagerungsvorrichtung 9 auf einer in Fig. 1 mit S bezeichneten Spiralbahn.

Ein Volumen des Untersuchungsobjekts kann jedoch infolge des Umstandes, dass mehrere Zeilen von Detektorelementen 4 vor­ handen sind, auch im Zuge einer sogenannten Tomogrammab­ tastung untersucht werden, bei der keine Relativbewegung in Richtung der z-Achse zwischen Messeinheit 1 und Lagerungsvor­ richtung 9 stattfindet. Im Falle der Tomogrammabtastung ist also die Größe des untersuchten Volumens durch die Zahl der aktiven Zeilen von Detektorelementen 4 bestimmt.

Während einer Tomogrammabtastung bewegt sich der Fokus F auf einer kreisförmigen Fokusbahn, die in einer im Folgenden als Mittelebene bezeichneten Ebene liegt. Die Schnittgerade der Mittelebene mit der Zeichenebene ist in Fig. 2 strichliert angedeutet und mit MP bezeichnet, wobei die Mittelebene rechtwinklig zu der Zeichenebene der Fig. 2 steht. Ein Ab­ schnitt der kreisförmigen Fokusbahn ist in Fig. 1 punktiert angedeutet und mit CP bezeichnet.

Die Tomogrammabtastung kann in Form eines Teilumlaufs oder in Form eines Vollumlaufs erfolgen, wobei der Teilumlauf ein Teilumlaufintervall von wenigstens π + ϕ fasst, das eine vollständige Rekonstruktion eines CT-Bildes gestattet, wäh­ rend ein Vollumlauf 2π umfasst.

Die während der Spiral- oder Tomogrammabtastung aus den De­ tektorelementen jeder aktiven Zeile des Detektorsystems 5 parallel ausgelesenen, den einzelnen Projektionen entspre­ chenden Messdaten werden in einer Datenaufbereitungseinheit 10 einer Digital/Analog-Wandlung unterzogen, serialisiert und an einen Bildrechner 11 übertragen.

Nach einer Vorverarbeitung der Messdaten in einer Vorverar­ beitungseinheit 12 des Bildrechners 11 gelangt der resultie­ rende Datenstrom zu einer Schnittbildrekonstruktionseinheit 13, die aus den Messdaten Schnittbilder von gewünschten Schichten des Untersuchungsobjekts rekonstruiert. Im Falle einer Spiralabtastung geschieht dies nach einem an sich be­ kannten Verfahren (z. B. 180LI- oder 360LI-Interpolation); im Falle einer Tomogrammabtastung nach einem noch im Einzelnen zu beschreibenden erfindungsgemäßen Verfahren.

Die CT-Bilder setzen sich aus matrixartig zusammengesetzten Pixeln zusammen, wobei die Pixel der jeweiligen Bildebene zugeordnet sind, jedem Pixel eine CT-Zahl in Hounsfield Units (HU) zugeordnet ist und die einzelnen Pixel entsprechend einer CT-Zahl/Grauwertskala in einem ihrer jeweiligen CT-Zahl entsprechenden Grauwert dargestellt werden.

Die von der Schnittbildrekonstruktionseinheit 13 und der Röntgenschattenbildrekonstruktionseinheit 15 rekonstruierten Bilder werden auf einer an den Bildrechner 11 angeschlossenen Anzeigeeinheit 16, z. B. einem Monitor, dargestellt.

Die Röntgenstrahlenquelle 2, beispielsweise eine Röntgenröh­ re, wird von einer Generatoreinheit 17 mit den notwendigen Spannungen und Strömen, beispielsweise der Röhrenspannung U, versorgt. Um diese auf die jeweils notwendigen Werte einstel­ len zu können, ist der Generatoreinheit 17 eine Steuereinheit 18 mit Tastatur 19 zugeordnet, die die notwendigen Einstel­ lungen gestattet.

Auch die sonstige Bedienung und Steuerung des CT-Gerätes er­ folgt mittels der Steuereinheit 18 und der Tastatur 19, was dadurch veranschaulicht ist, dass die Steuereinheit 18 mit dem Bildrechner 11 verbunden ist.

Unter anderem kann die Anzahl N der aktiven Zeilen von De­ tektorelementen 4 und damit die Position der Strahlenblenden 3 und 6 eingestellt werden, wozu die Steuereinheit 18 mit den Strahlenblenden 3 und 6 zugeordneten Verstelleinheiten 20 und 21 verbunden ist. Weiter kann die Rotationszeit τ eingestellt werden, die der Drehrahmen 7 für eine vollständige Umdrehung benötigt, was dadurch veranschaulicht ist, dass die dem Dreh­ rahmen 7 zugeordnete Antriebseinheit 22 mit der Steuereinheit 18 verbunden ist.

Für den Fall, dass eine Tomogrammabtastung durchgeführt wird, erfolgt die Berechnung der entsprechenden CT-Bilder nach ei­ nem im Folgenden näher erläuterten erfindungsgemäßen Verfah­ ren.

Dabei wird in einem einer ersten Ausführungsform des erfin­ dungsgemäßen Verfahrens entsprechenden Betriebsmodus eine Tomogrammabtastung in Form eines Vollumlaufs (2π) durchge­ führt. Aus den dabei gewonnenen Messdaten wird eine Anzahl von N_α einander überlappenden Teilumlaufintervallen entspre­ chende Messdaten entnommen, aus denen jeweils eine Anzahl von N_tilt Rohbildern berechnet wird, deren Pixel sich auf verschie­ dene bezüglich der Mittelebene geneigte Bildebenen beziehen.

Aus Fig. 3, in der ein im Querschnitt dargestelltes Untersu­ chungsobjekt mit OBJ bezeichnet ist, ist ersichtlich, dass im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels vier einander überlappende Teilumlaufintervalle vorhanden sind, d. h. es gilt N_α = 4. Die Teilumlaufintervalle sind in Fig. 3 mit PRI₁ bis PRI₄ bezeichnet. Zur Bildung eines Teilumlaufintervalls kann es erforderlich sein, Messdaten vom Anfang und Ende der Tomogrammabtastung zu einem Teilumlaufintervall zusammenzufü­ gen.

Pro Teilumlaufintervall werden im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels, wie aus Fig. 4 am Beispiel des Teilum­ laufintervalls PRI₄ ersichtlich ist, fünf Rohbilder berech­ net, d. h. es gilt N_tilt = 5, was durch die Bildebenen PI₁ bis PI₅ der Rohbilder veranschaulicht ist. Es werden also insge­ samt N_α.N_tilt = 20 Rohbildern aus den Messdaten des Vollum­ laufs berechnet, die schließlich zu einem resultierenden CT- Bild zusammengefasst werden.

Die Bildebenen PI₁ bis PI₅ der Rohbilder schneiden sich gemäß Fig. 4 alle in einer Geraden. Bei dieser handelt es sich im Falle des dargestellten Ausführungsbeispiels um die Tangente T an die Mitte M des jeweiligen Teilumlaufintervalls, d. h. an denjenigen Punkt des zu dem Teilumlaufintervall gehörigen Abschnittes der Fokusbahn, der bei der halben Bogenlänge die­ ses Abschnittes der Fokusbahn liegt.

Für jede dieser Bildebenen PI₁ bis PI₅ werden nun aus den von den verschiedenen Detektorzeilen L₁ bis L₈ gelieferten Mess­ daten diejenigen Messwerte ausgewählt, die den für eine voll­ ständige Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes benötigten Linienintegrale entsprechen, wobei die Auswahl derart er­ folgt, dass die zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen ein geeignetes Fehlerkriterium hin­ sichtlich ihres Abstandes von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes erfüllen, im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ist dies der minimale quadratischer Mit­ telwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller zur Re­ konstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen von der jeweiligen geneigten Bildebene PI₁ bis PI₅.

Die maximale Neigung, einer vorläufigen Bildebene ist somit durch die Forderung bestimmt, dass für alle benötigten Li­ nienintegrale Messwerte verfügbar sein müssen, deren Strahlen hinreichend nach dem Fehlerkriterium nahe an der geneigten Bildebene liegen.

Aus diesen für jede Bildebenen PI₁ bis PI₅ aus verschiedenen Messwerten zusammengestellten Linienintegralen wird nun ein zu der jeweiligen Bildebene PI₁ bis PI₅ gehöriges Rohbild be­ rechnet, z. B. durch das Standard-Rekonstruktionsverfahren der Faltung und Rückprojektion. Die Pixel dieser Rohbildes gehö­ ren zu der jeweiligen geneigten Bildebene PI₁ bis PI₅. Es wird also im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels für jedes Teilumlaufintervall ein Stapel von fünf Rohbildern berechnet.

Die so erhaltenen N_α.N_tilt Rohbilder werden in einem abschlie­ ßenden Reformatierungsschritt zu einem resultierenden CT-Bild einer gewünschten, von den Bildebenen PI₁ bis PI₅ verschiede­ nen Bildebene zusammengefasst, und zwar in Abhängigkeit von noch zu erläuternden wählbaren Untermodi entweder durch Ge­ wichtung oder durch Interpolation. Unabhängig von dem jewei­ ligen Untermodus wird im Zuge der Zusammenfassung das Bildrauschen vermindert und die gewünschte Rekonstruktions­ schichtdicke eingestellt.

In einem einer zweiten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens entsprechenden Betriebsmodus werden die Rohbilder anstatt aus Messdaten mehrerer im Zuge eines Vollumlaufs ge­ wonnener Teilumlaufintervalle nur aus Messdaten eines einzi­ gen Teilumlaufintervalls berechnet. Dieser Betriebsmodus ist insbesondere für solche Anwendungsfälle von Vorteil, in denen eine möglichst hohe Zeitauflösung erreicht werden soll, z. B. Untersuchungen des Herzens.

Während im Falle des ersten Betriebsmodus die zu mehreren Teilumlaufintervallen gehörigen Rohbilder zu einem resultie­ renden CT-Bild zusammengefasst werden, werden demzufolge im Falle des zweiten Betriebsmodus nur zu einem einzigen Teilum­ laufintervall gehörige Rohbilder zu einem resultierenden CT- Bild zusammengefasst.

Die Zusammenfassung von Rohbildern zu einem resultierenden CT-Bild erfolgt nach einem sowohl in dem ersten als auch in dem zweiten Betriebsmodus wählbaren ersten Untermodus durch Gewichtung, wobei bei der Zusammenfassung durch Gewichtung, die nach einem von zwei wählbaren Gewichtungsmodi erfolgt, unabhängig von dem jeweils gewählten Gewichtungsmodus derart vorgegangen wird, dass die Pixel der Rohbilder jeweils als Quellpixel zu einem entsprechenden Zielpixel des resultieren­ den CT-Bildes beitragen und der Beitrag eines Quellpixels zu einem Zielpixel in Abhängigkeit von einer geometrischen Be­ zugsgröße gewichtet wird. Mit anderen Worten: Die zu einem Zielpixel gehörige CT-Zahl wird jeweils aus den CT-Zahlen der entsprechenden Quellpixel unter Berücksichtigung der geomet­ rischen Bezugsgröße ermittelt.

In dem ersten Gewichtungsmodus wird als geometrische Bezugs­ größe der Abstand des jeweiligen Quellpixels von dem entspre­ chenden Zielpixel berücksichtigt.

In dem zweiten Gewichtungsmodus erfolgt zur Vermeidung von Artefakten zusätzlich eine Gewichtung in Abhängigkeit des Abstandes der Quellpixel von der Mitte des jeweiligen Teilum­ laufintervalls.

In einem zweiten Untermodus erfolgt die Zusammenfassung der Rohbilder zu einem resultierenden CT-Bild durch Interpolati­ on, d. h. die Zielpixel, also die Pixel des resultierenden CT- Bildes werden durch Interpolation, beispielsweise lineare Interpolation, aus den entsprechenden Quellpixeln, also aus den entsprechenden Pixeln der Rohbilder, ermittelt.

Außer den beschriebenen Betriebsmodi, Untermodi und Gewich­ tungsmodi sind sogenannte Schichtmodi wählbar, die dafür maß­ geblich sind, für welche Bildebene das resultierende CT-Bild erzeugt wird.

Außer einem ersten Schichtmodus, in dem das resultierende CT- Bild für eine rechtwinklig zur Systemachse stehende Bildebe­ ne, beispielsweise die Mittelebene MP, ermittelt wird, ist ein zweiter Schichtmodus vorgesehen, in dem das resultierende CT-Bild für eine bezüglich der Systemachse geneigte Bildebe­ ne, z. B. die Bildebene NP gemäß Fig. 3, ermittelt wird. Für den ersten Schichtmodus besteht die Möglichkeit die z- Position der Bildebene, d. h. den Schnittpunkt der Bildebene mit der Systemachse Z, mittels der Tastatur einzugeben. Für den zweiten Schichtmodus besteht zusätzlich die Möglichkeit die Neigungswinkel der Bildebene bezüglich zweier Achsen des in Fig. 1 eingetragenen räumlichen Koordinatensystems mittels der Tastatur einzugeben.

In einem dritten Schichtmodus kann, beispielsweise durch Zeichnen mittels eines Lichtgriffels 24 auf dem Monitor 16, eine gekrümmte Schnittfläche, beispielsweise die gekrümmte Schnittfläche CA gemäß Fig. 1, vorgegeben werden, für die das resultierende CT-Bild ermittelt wird. Der Schnittpunkt der gekrümmten Schnittfläche CA mit der Systemachse Z kann mit­ tels des Lichtgriffels 24 markiert, die Z-Position Schnitt­ fläche CA auf der Systemachse Z mittels der Tastatur 19 ein­ gegeben werden.

Die räumliche Lage der jeweils gewählten Bildebene bzw. im Falle einer Schnittfläche auch deren Verlauf werden bei der Zusammenfassung der Rohbilder zu einem resultierenden CT-Bild berücksichtigt, indem, je nach gewähltem Untermodus bei der Gewichtung bzw. Interpolationsverfahren auch direkt aus dem Stapel von vorläufigen Bildern (evtl. auch mehreren Stapeln verschiedener benachbarter Tomogramme) beliebige schräge oder sogar gekrümmte Sekundärschnitte erzeugt werden.

Falls keine geeigneten Messwerte, d. h. Strahlen, zur Verfü­ gung stehen um das Fehlerkriterium zu erfüllen, können dem Fehlerkriterium entsprechende Messwerte aus mehreren nahe, aber nach dem Fehlerkriterium nicht hinreichend nahe bei der Bildebene des Rohbildes liegenden Messwerte gewonnen werden, beispielsweise indem diese unter geeigneter Gewichtung ad­ diert werden.

Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst auch die Möglichkeit, Rohbilder mehrerer Stapel von Rohbildern, die auf Basis von Tomogrammabtastungen mit verschiedenen in z-Richtung vorzugs­ weise nur geringfügig beabstandeten Mittelebenen gewonnen wurden, zu einem resultierenden CT-Bild zu überlagern.

Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele wird die Re­ lativbewegung zwischen der Messeinheit 1 und Lagerungsvor­ richtung 9 jeweils dadurch erzeugt, dass die Lagerungsvor­ richtung 9 verschoben wird. Es besteht im Rahmen der Erfin­ dung jedoch auch die Möglichkeit, die Lagerungsvorrichtung 9 ortsfest zu lassen und statt dessen die Messeinheit 1 zu ver­ schieben. Außerdem besteht im Rahmen der Erfindung die Mög­ lichkeit, die notwendige Relativbewegung durch Verschiebung sowohl der Messeinheit 1 als auch der Lagerungsvorrichtung 9 zu erzeugen.

Das konusförmige Röntgenstrahlenbündel weist im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels einen rechteckigen Quer­ schnitt auf. Im Rahmen der Erfindung sind jedoch auch andere Querschnittsgeometrien möglich.

Im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausführungs­ beispielen finden CT-Geräte der dritten Generation Verwen­ dung, d. h. die Röntgenstrahlenquelle und das Detektorsystem werden während der Bilderzeugung gemeinsam um die Systemachse verlagert. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT-Geräten der vierten Generation, bei denen nur die Röntgen­ strahlenquelle um die Systemachse verlagert wird und mit ei­ nem feststehenden Detektorring zusammenwirkt, Verwendung fin­ den, sofern es sich bei dem Detektorsystem um ein mehrzeili­ ges Array von Detektorelementen handelt.

Auch bei CT-Geräten der fünften Generation, d. h. CT-Geräten, bei denen die Röntgenstrahlung nicht nur von einem Fokus, sondern von mehreren Foken einer oder mehrerer um die System­ achse verlagerter Röntgenstrahlenquellen ausgeht, kann das erfindungsgemäße Verfahren Verwendung finden, sofern das De­ tektorsystem ein mehrzeiliges Array von Detektorelementen aufweist.

Die im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausfüh­ rungsbeispielen verwendeten CT-Geräte weisen ein Detektorsys­ tem mit nach Art einer orthogonalen Matrix angeordneten De­ tektorelementen auf. Die Erfindung kann aber auch im Zusam­ menhang mit CT-Geräten Verwendung finden, deren Detektorsys­ tem in einer anderen Weise flächenhaftes Array angeordnete Detektorelemente aufweist.

Die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele betreffen die medizinische Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens.

Die Erfindung kann jedoch auch außerhalb der Medizin, bei­ spielsweise bei der Gepäckprüfung oder bei der Materialunter­ suchung, Anwendung finden.

Claims (16)

1. Verfahren für die Computertomographie, aufweisend die Ver­ fahrensschritte:

• - zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus aus­ gehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem mehre­ re Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektorsys­ tem zum Detektieren des Strahlenbündels wird der Fokus oh­ ne Relativbewegung zwischen Untersuchungsobjekt und Fokus in Richtung der Systemachse auf einer Fokusbahn um eine Systemachse bewegt, wobei das Detektorsystem der empfange­ nen Strahlung entsprechende Messdaten liefert und wobei die Länge der Fokusbahn wenigstens gleich der Länge eines Teilumlaufintervalls ist, dessen Länge zur vollständigen Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreicht,
• - aus aus einem Teilumlaufintervall stammenden Messdaten werden Rohbilder berechnet, deren Bildebenen relativ zu einer die Fokusbahn enthaltenden Mittelebene geneigt sind, und
• - mehrere Rohbilder werden zu einem resultierenden CT-Bild zusammen gefasst.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Zusammenfassung durch Gewichtung erfolgt, wobei die Pixel der Rohbilder je­ weils als Quellpixel zu einem entsprechenden Zielpixel des resultierenden CT-Bildes beitragen und der Beitrag eines Quellpixels zu einem Zielpixel in Abhängigkeit von einer geo­ metrische Bezugsgröße gewichtet wird.

3. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem als geometrische Be­ zugsgröße der Abstand des jeweiligen Quellpixels von dem ent­ sprechenden Zielpixel berücksichtigt wird.

4. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, bei dem als geometrische Bezugsgröße der Abstand des jeweiligen Quellpixels von der Mitte des entsprechenden Teilumlaufintervalls berücksichtigt wird.

5. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Zusammenfassung durch Interpolation erfolgt.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem Roh­ bilder berechnet werden, deren Bildebenen sich in einer Gera­ den schneiden.

7. Verfahren nach Anspruch 6, bei dem sich die Bildebenen der Rohbilder in einer Tangente an die Fokusbahn schneiden.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem bezüg­ lich mehrerer Teilumlaufintervalle Rohbilder berechnet werden und aus unterschiedlichen Teilumlaufintervallen stammende Rohbilder zu dem resultierenden CT-Bild überlagert werden.

9. Verfahren nach Anspruch 8, bei dem bezüglich mehrerer ein­ ander überlappender Teilumlaufintervalle Rohbilder berechnet werden.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, bei dem Mess­ daten gewonnen werden, die für jede Zeile von Detektorelemen­ ten pro Position des Fokus und pro Detektorelement einen Strahl umfassen, und bei dem die Rekonstruktion eines Rohbil­ des auf Basis von Messdaten erfolgt, die aus den von den ein­ zelnen Zeilen von Detektorelementen gelieferten Messdaten derart ausgewählt werden, dass die zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen ein Fehlerkrite­ rium hinsichtlich ihres Abstandes von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes erfüllen.

11. Verfahren nach Anspruch 10, bei dem als Fehlerkriterium der minimale quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller zur Rekonstruktion des jeweiligen Rohbildes herangezogenen Strahlen von der geneigten Bildebene des jeweiligen Rohbildes vorgesehen ist.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei dem die Schichtdicke des resultierenden CT-Bildes über Anzahl der in die Zusammenfassung einbezogenen Rohbilder eingestellt wird.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, bei dem die Schichtdicke des resultierenden CT-Bildes durch Gewichtung der in die Zusammenfassung einbezogenen Rohbilder eingestellt wird.

14. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, bei dem ein Rohbild berechnet und in die Zusammenfassung einbezogen wird dessen Bildebene die Mittelebene ist.

15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, bei dem als resultierendes CT-Bild ein axiales Bild erzeugt wird.

16. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, bei dem ein resultierendes CT-Bild mit gegenüber der Mittelebene geneig­ ter Bildebene erzeugt wird.