DE10133237A1

DE10133237A1 - Verfahren für die Computertomographie sowie Computertomographie(CT-)Gerät

Info

Publication number: DE10133237A1
Application number: DE10133237A
Authority: DE
Inventors: Herbert Bruder; Thomas Flohr; Robert Mayer; Bernd Ohnesorge; Stefan Schaller; Karl Stierstorfer
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2001-07-09
Filing date: 2001-07-09
Publication date: 2003-05-15
Anticipated expiration: 2021-07-10
Also published as: US20030072419A1; US6665370B2; DE10133237B4; JP2003093378A

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren für die Computertomographie und ein CT-Gerät, bei dem DOLLAR A a) zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem matrixartigen Detektorarray zum Detektieren des Strahlenbündels der Fokus relativ zu dem Objekt auf einer Spiralbahn um eine Systemachse bewegt wird, wobei das Detektorarray der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangsdaten liefert, DOLLAR A b) die jeweils während der Bewegung des Fokus auf der Spiralbahn gelieferten Ausgangsdaten in Ausgangsdaten bezüglich Untersegmenten aufgeteilt werden, DOLLAR A c) für die Untersegmente Segmentbilder mit bezüglich der Systemachse geneigter Bildfläche rekonstruiert werden, DOLLAR A d) zur Abbildung eines eine periodische Bewegung ausführenden Objektbereichs während der Abtastung ein den zeitlichen Verlauf der periodischen Bewegung wiedergebendes Signal gewonnen wird, DOLLAR A e) den Segmentbildern eine z-Position auf der Systemachse und eine Zeitposition bezüglich des zeitlichen Verlaufs der periodischen Bewegung zugeordnet werden, DOLLAR A f) zu einem gewünschten Bereich von z-Positionen und einem gewünschten Bereich von Zeitpositionen gehörige Segmentbilder derart ausgewählt werden, dass die entsprechenden Untersegmente eine zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreichende Gesamtlänge aufweisen, und DOLLAR A g) die ausgewählten Segmentbilder zumindest mittelbar zu einem resultierenden CT-Bild bezüglich einer Zielbildfläche zusammengefasst werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren für die Computertomographie, aufweisend die Verfahrensschritte, dass zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem matrixartigen Detektorarray zum Detektieren des Strahlenbündels der Fokus relativ zu dem Objekt auf einer Spiralbahn um eine Systemachse bewegt wird, wobei das Detektorarray der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangsdaten liefert, und dass aus jeweils während der Bewegung des Fokus auf einem Spiralsegment gelieferten Ausgangsdaten Bilder eines eine periodische Bewegung ausführenden Objektbereichs unter Berücksichtigung eines während der Abtastung gewonnenen, den zeitlichen Verlauf der periodische Bewegung wiedergebendes Signals, rekonstruiert werden. Die Erfindung betrifft außerdem ein Computertomographie(CT)- Gerät aufweisend eine Strahlungsquelle, von deren Fokus ein konusförmiges Strahlenbündel ausgeht, ein matrixartiges Detektorarray zum Detektieren des Strahlenbündels, wobei das Detektorarray der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangsdaten liefert, Mittel zum Erzeugen einer Relativbewegung zwischen Strahlungsquelle und Detektorarray einerseits und einem Objekt andererseits und einen Bildrechner, dem die Ausgangsdaten zugeführt sind, wobei die Mittel zum Erzeugen einer Relativbewegung zur Abtastung des Objekts mit dem Strahlenbündel und dem zweidimensionalen Detektorarray eine Relativbewegung des Fokus zu einer Systemachse derart bewirken, dass sich der Fokus relativ zu der Systemachse auf einer schraubenlinienförmigen Spiralbahn bewegt, deren Mittelachse der Systemachse entspricht, und wobei der Bildrechner aus jeweils während der Bewegung des Fokus auf einem Spiralsegment gelieferten Ausgangsdaten Bilder eines eine periodische Bewegung ausführenden Objektbereichs unter Berücksichtigung eines während der Abtastung mit Hilfe einer entsprechenden Einrichtung gewonnenen, den zeitlichen Verlauf der periodische Bewegung wiedergebendes Signals, rekonstruiert.
Ein derartiges Verfahren ist aus der DE 198 42 238 A1 bekannt. Nachteilig an diesem Verfahren ist, dass es nur für Detektorarrays mit in Richtung der Systemachse relativ geringer Erstreckung geeignet ist.
Es sind insbesondere im Zusammenhang mit mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektorarrays verschiedene CT-Verfahren unter Verwendung konusförmiger Röntgenstrahlenbündel bekannt geworden. Dabei wird dem infolge der konusförmigen Gestalt des Röntgenstrahlenbündels auftretenden Conewinkel in unterschiedlicher Weise Rechnung getragen.
Im einfachsten Fall (siehe z. B. K. Taguchi, H. Aradate, "Algorithm for image reconstruction in multi-slice helical CT", Med. Phys. 25, pp. 550-561, 1998; H. Hu, "Multi-slice helical CT: Scan and reconstruction", Med. Phys. 26, pp. 5-18, 1999) wird der Conewinkel mit dem Nachteil vernachlässigt, dass bei einer großen Anzahl von Zeilen und somit großem Conewinkel Artefakte auftreten.
Weiter ist der sogenannte MFR-Algorithmus (S. Schaller, T. Flohr, P. Steffen, "New, efficient Fourier-reconstruction method for approximate image reconstruction in spiral cone- beam CT at small cone-angles", SPIE Medical Imaging Conf., Proc. Vol. 3032, pp. 213-224, 1997) bekannt geworden, an dem nachteilig ist, dass eine aufwendige Fourierrekonstruktion notwendig ist und die Bildqualität zu wünschen lässt.
Außerdem sind exakte Algorithmen (z. B. S. Schaller, F. Noo, F. Sauer, K. C. Tam, G. Lauritsch, T. Flohr, "Exact Radon rebinning algorithm for the long object problem in helical cone-beam CT, in Proc. of the 1999 Int. Meeting on Fully 3D Image Reconstruction, pp. 11-14, 1999 oder H. Kudo, F. Noo and M. Defrise, "Cone-beam filtered backprojection algorithm for truncated helical data", in Phys. Med. Biol., 43, pp. 2885-2909, 1998) beschrieben worden, denen der Nachteil der extrem aufwendige Rekonstruktion gemeinsam ist.
Ein Verfahren bzw. CT-Gerät der eingangs genannten Art ist aus der US 5 802 134 bekannt. Demnach werden dagegen Bilder für Bildebenen rekonstruiert, die um einen Neigungswinkel γ um die x-Achse zur Systemachse z geneigt sind. Hierdurch wird der zumindest theoretische Vorteil erreicht, dass die Bilder weniger Artefakte enthalten, wenn der Neigungswinkel γ derart gewählt ist, dass eine gute, nach Möglichkeit nach einem geeigneten Fehlerkriterium, z. B. minimaler quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller Punkte des Spiralsegmentes von der Bildebene, eine optimale, Anpassung der Bildebene an die Spiralbahn gegeben ist.
Dabei werden im Falle der US 5 802 134 Fächerdaten, d. h. in der an sich bekannten Fächergeometrie aufgenommenen Daten, für die Rekonstruktion verwendet, die bei der Bewegung des Fokus über ein Spiralsegment der Länge 180° plus Fächerwinkel, z. B. 240° gewonnen wurden. Der optimale Neigungswinkel γ hängt von der Steigung der Spirale und damit vom Pitch p ab.
Grundsätzlich kann das aus der US 5 802 134 bekannte Verfahren für beliebige Werte des Pitch p verwendet werden. Jedoch ist unterhalb des maximalen Pitch p_max eine optimale Nutzung der zur Verfügung stehenden Detektorfläche und damit der dem Patienten zugeführten Strahlendosis zur Bildgewinnung (Detektor- und damit Dosisnutzung) nicht möglich, denn obwohl eine gegebene Transversalschicht, d. h. eine rechtwinklig zur Systemachse z stehende Schicht des Objektes, über ein Spiralsegment abgetastet wird, das länger als 180° plus Fächerwinkel ist, kann bei dem aus der US 5 802 134 bekannten Verfahren für Werte des Picht p unterhalb des maximalen Pitch p_max nur ein Spiralsegment der Länge 180° plus Konuswinkel genutzt werden, da die Nutzung eines längeren Spiralsegmentes es unmöglich machen würde, die Bildebene hinreichend gut an die Spiralbahn anzupassen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und ein CT-Gerät der eingangs genannten Art so auszubilden, dass es auch für Detektorarrays mit in Richtung der Systemachse großer Erstreckung geeignet ist, d. h. Bilder hoher Qualität ermöglicht.
Nach der Erfindung wird der das Verfahren betreffende Teil dieser Aufgabe gelöst durch das Verfahren gemäß Patentanspruch 1 gelöst.
Im Falle der Erfindung wird dem Cone-Winkel Rechnung getragen, da zunächst Untersegmente gebildet und bezüglich dieser Untersegmente Segmentbilder rekonstruiert werden, für die die Abweichungen der Bildflächen von der Spiralbahn längs der Untersegmente sehr klein sind, so dass die Segmentbilder nur sehr geringe Abweichungen der Bildflächen der Segmentbilder von der Spiralbahn längs der Untersegmente verursachte Fehler enthalten und somit die bei der Erzeugung des resultierenden CT-Bildes zu erwartende Bildqualität auch bei großer Zeilenzahl hoch ist.
Da den Segmentbildern eine z-Position auf der Systemachse und eine Zeitposition bezüglich des zeitlichen Verlaufs der periodischen Bewegung zugeordnet wird, ist es im Falle der Erfindung leicht möglich, nur solche Segmentbilder zur Zusammenfassung zu einem resultierenden CT-Bild bezüglich einer gewünschten Zielbildfläche auszuwählen, die sowohl hinsichtlich ihrer z-Position als auch ihrer Zeitposition in einem gewünschten Bereich liegen. Dabei ist sicherzustellen, dass die zu den ausgewählten Segmentbildern gehörigen Untersegmente eine Gesamtlänge aufweisen, die zur Rekonstruktion eines CT- Bildes ausreicht (z. B. 180° plus Fächerwinkel).
Während das aus der DE 198 42 238 A1 bekannte Verfahren für mehrzeilige Detektoren mit bis maximal ca. 10 bis 12 Zeilen von Detektorelementen geeignet ist (unter Zugrundelegung einer in Richtung der Systemachse gemessenen Breite eine Zeile von Detektorelementen von 1 mm), liefert das erfindungsgemäße Verfahren (unter Zugrundelegung der gleichen Breite einer Zeile von Detektorelemente) Bilder hoher Qualität auch bei einer sehr großen Zeilenzahl von beispielsweise 64 Zeilen.
Gemäß einer Variante der Erfindung gehören die ausgewählten Segmentbilder zu aus einer einzigen Phasen der periodischen Bewegung stammenden Untersegmenten, wobei die Gesamtlänge der Untersegmente zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreicht.
Alternativ kann vorgesehen sein, dass die ausgewählten Segmentbilder zu aus mehreren Phasen der periodischen Bewegung stammenden Untersegmenten gehören, wobei die Gesamtlänge der Untersegmente zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreicht. Diese Vorgehensweise bietet den Vorteil einer höheren Zeitauflösung, die dadurch bewirkt wird, dass Untersegmente der gleichen Bewegungsphase in aufeinanderfolgenden Phasen der periodischen Bewegung (z. B. Herzschläge) zum Aufbau herangezogen werden. Diese Untersegmente entsprechen dann einem schmäleren Zeitfenster.
Grundsätzlich besteht die Möglichkeit, die ausgewählten Segmentbilder unmittelbar zu dem resultierenden CT-Bild zusammenzufassen, was besonders einfach ist, wenn die Zielbildfläche der z-Position der ausgewählten Segmentbilder entspricht. Sofern die z-Positionen der ausgewählten Segmentbilder von der Zielbildfläche verschieden sind, werden die Segmentbilder gemäß einer Variante der Erfindung vor der Zusammenfassung zu dem resultierenden CT-Bild auf die Zielbildfläche umformatiert, was beispielsweise durch Interpolation geschehen kann.
Gemäß einer Variante der Erfindung werden die ausgewählten Segmentbilder mittelbar zu dem resultierenden CT-Bild zusammengefasst, indem die jeweils zu einem Untersegment gehörigen ausgewählten Segmentbilder, vorzugsweise werden jeweils alle zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder ausgewählt, vor Zusammenfassung zu einem resultierenden CT-Bild zu einem Teilbild bezüglich der Zielbildfläche zusammengefasst werden, wobei das resultierende CT-Bild durch Zusammenfassung der Teilbilder erzeugt wird.
Zum Zwecke der Abbildung eines Volumens sieht eine Ausführungsform der Erfindung vor, dass CT-Bilder von in Richtung der Systemachse aufeinanderfolgenden Objektschichten erzeugt werden, wobei aufeinanderfolgende Objektschichten im Interesse einer lückenlosen Darstellung des Volumens aneinander angrenzen.
Auch für Werte des Pitch p unterhalb des maximalen Pitch p_max sind im Falle der Erfindung die Voraussetzungen für eine optimale Detektor- und damit Dosisnutzung gegeben. Um Daten für eine lückenlose Darstellung eines Volumens zur Verfügung zu haben, kann allerdings der maximale Pitch p_max nicht ohne Weiteres ausgenutzt werden. Vielmehr muss die Steigung der Spiralbahn in beispielsweise aus der DE 198 42 238 A1 bekannter Weise so begrenzt werden, dass die in jedem Zyklus der periodischen Bewegung rekonstruierten Teilvolumina lückenlos aneinander passen.
Um den Vorschub nicht übermäßig zu begrenzen, kann gemäß einer Variante der Erfindung vorgesehen sein, dass die Bildflächen der Segmentbilder nicht eben, sondern im Sinne einer Vergrößerung der mit den zu einem Untersegment gehörigen Segmentbildern erfassten Volumens gekrümmt sind.
In Fällen, in denen der Vorschub zu groß gewählt wurde, kann die Wiederholung der Untersuchung vermieden werden, indem aus entsprechend der jeweilig gewünschten z-Positionen und Zeitpositionen ausgewählten Segmentbildern aus der vorangehenden bzw. nachfolgenden Periode der Bewegung die fehlenden Segmentbilder durch Interpolation errechnet werden.
Die maximale Neigung der Bildflächen der Segmentbilder bestimmt sich aus der Bedingung, dass an beiden Enden eines Untersegments innerhalb des Messfeldes Strahlen für die Bildfläche des jeweiligen Segmentbildes vorhanden sein müssen.
Die für sich allein nicht brauchbaren Segmentbilder werden in an sich bekannter Weise berechnet, d. h., aus den in Parallel- oder Fächergeometrie vorliegenden Projektionen für das jeweilige Untersegment werden die für die Bildfläche des jeweiligen Segmentbildes günstigsten Strahlen gemäß eines geeigneten Fehlerkriteriums ausgewählt, gefiltert und rückprojiziert oder mit einem anderen Standardverfahren rekonstruiert.
Ein brauchbares Bild entsteht erst bei der mittelbaren oder unmittelbaren Zusammenfassung der ausgewählten Segmentbilder zu einem resultierenden CT-Bild, d. h. bei Reformatierung auf die Zielbildfläche. Auch die Teilbilder sind für sich nicht brauchbar.
Die erzielbare Bildqualität ist dann besonders hoch, wenn die Segmentbilder für Bildflächen rekonstruiert werden, die sowohl um eine erste, die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Neigungswinkel χ als auch um eine zweite sowohl die erste als auch die Systemachse rechtwinklig schneidend Achse um einen Kippwinkel δ bezüglich der Systemachse geneigt sind, weil dann die Anpassung der Bildflächen der Segmentbilder an die Spiralbahn des jeweiligen Untersegmentes nochmals besser ist.
Wenn sich die einander benachbarten Untersegmente gemäß einer Ausführungsform der Erfindung überlappen, werden die zu den Überlappungsbereichen gehörigen Ausgangsdaten jeweils derart gewichtet, dass die Gewichte einander entsprechender Ausgangsdaten der einander überlappenden Untersegmente jeweils Eins ergeben.
Der Vorteil überlappender Untersegmente besteht darin, dass Artefakte, die andernfalls an den Stoßstellen der Untersegmente auftreten können, vermieden werden.
Gemäß einer Ausführungsform werden für jedes Untersegment Segmentbilder für eine Anzahl n_ima von geneigten Bildflächen rekonstruiert, wobei die Bildflächen unterschiedliche z- Positionen z_ima aufweisen. Durch die Rekonstruktion mehrerer Segmentbilder mit unterschiedlich geneigter Bildfläche für unterschiedliche z-Positionen ist es möglich durch entsprechende Wahl Neigungswinkels γ und des Kippwinkels δ des die Bildfläche des jeweiligen Segmentbildes für jede dieser z- Positionen optimal an das Untersegment anzupassen und sowohl das Detektorarray als auch die Dosis theoretisch vollständig und in der Praxis weitestgehend zu nutzen. Dabei schneiden sich gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung die mehreren geneigten Bildflächen in einer tangential zu dem Untersegment verlaufenden Geraden.
Um eine möglichst vollständige Detektor- und Dosisnutzung zu erhalten gilt gemäß einer Variante der Erfindung für die Extremwerte +δ_max und -δ_max des Kippwinkels δ der zu einem Untersegment gehörigen geneigten Bildflächen:

wobei γ₀ der gemäß

für den Kippwinkel δ = 0 ermittelte Wert des Neigungswinkels γ ist.
Im Interesse einer hohen Bildqualität ist gemäß einer weiteren Variante der Erfindung vorgesehen, dass für einen gegebenen Betrag |δ_max| des Maximalwertes des Kippwinkels δ der zugehörige Optimalwert γ_min des Neigungswinkels γ derart ermittelt wird, dass ein Fehlerkriterium, beispielsweise minimaler quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller Punkte des Untersegmentes von der Bildfläche, erfüllt ist.
Wenn die Rotationsachse, um die der Fokus um die Systemachse rotiert, nicht mit der Systemachse identisch ist, sondern diese unter einem sogenannten Gantrywinkel ρ schneidet, so gilt für den zu wählenden Neigungswinkel γ'
Auch hier besteht die Möglichkeit, für einen gegebenen Betrag des Maximalwertes des Kippwinkels |δ_max| den zugehörigen Optimalwert des Neigungswinkels γ' derart zu ermitteln, dass ein Fehlerkriterium, beispielsweise minimaler Mittelwert der in z-Richtung gemessenen Abstände aller Punkte des Untersegmentes von der Bildfläche, erfüllt ist.
Um eine möglichst vollständige Detektor- und Dosisnutzung zu erhalten, gilt außerdem gemäß einer Variante der Erfindung für die Anzahl n_ima der geneigten Bildflächen, für die für jedes Untersegment Segmentbilder mit geneigter Bildfläche erzeugt werden:
Ebenfalls im Interesse einer möglichst vollständigen Detektor- und Dosisnutzung werden unter der Voraussetzung von Detektorzeilen gleicher Breite gemäß einer Variante der Erfindung die Kippwinkel δ der geneigten Bildflächen nach

ermittelt.
Um die Voraussetzung dafür zu schaffen, die den Benutzern von CT-Geräten gewohnten Transversalschnittbilder erhalten zu können, ist gemäß einer Variante der Erfindung eine Reformatierung vorgesehen, das heißt, dass ein Teilbild in einem weiteren Verfahrensschritt erzeugt wird, indem mehrere Segmentbilder zusammengefasst werden. Dabei kann die Zusammenfassung in Ausgestaltung der Erfindung erfolgen, indem mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch Interpolation oder durch insbesondere gewichtete Mittelwertbildung zusammengefasst werden.
Die Rekonstruktionsschichtdicke der Teilbilder und damit des resultierenden CT-Bildes wird nach einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfindung eingestellt, indem die Segmentbilder bei der Zusammenfassung zu einem Teilbild entsprechend der jeweils gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes gewichtet werden.
Bei der Zusammenfassung mehrerer Segmentbilder zu einem Teilbild besteht gemäß einer bevorzugten Variante der Erfindung die Möglichkeit, die Anzahl der Segmentbilder, die zur Erzeugung eines Teilbildes zusammengefasst werden, entsprechend der jeweils gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes zu wählen. Dabei besteht im Interesse einer möglichst hohen Bildqualität die Möglichkeit, die Segmentbilder mit der geringstmöglichen Schichtdicke zu rekonstruieren.
Eine gewünschte Rekonstruktionsschichtdicke eines Teilbildes lässt sich gemäß einer weiteren bevorzugten Variante der Erfindung einstellen, indem die Anzahl der Segmentbilder, die zur Erzeugung eines Teilbildes zusammengefasst werden, nach

N_M = 2.max(z*, sup_ΦΔz_R)/S.N_S

gewählt wird.
Die Zusammenfassung der Teilbilder zu dem resultierenden CT- Bild erfolgt vorzugsweise durch Addition und zwar ebenfalls vorzugsweise für eine Zielbildfläche, die die Systemachse rechtwinklig schneidet. Die Zielbildfläche kann aber auch bezüglich der Systemachse geneigt sein.
Um die bei der Erzeugung von Segmentbildern anfallende Datenmenge in Grenzen zu halten, sieht eine Variante der Erfindung vor, dass die den Segmentbildern entsprechenden Daten komprimiert werden.
Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist vorgesehen, dass die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten eine derart inhomogene Pixelmatrix aufweisen, dass die Auflösung in einer ersten, wenigstens im Wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung größer ist als in einer zweiten Richtung, die wenigstens im Wesentlichen orthogonal zu der Referenzprojektionsrichtung verläuft. Eine solche Vorgehensweise ist möglich, weil die Informationsdichte in den Segmentbildern orthogonal zu der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung wesentlich größer ist als in der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung.
Die Realisierung einer inhomogenen Pixelmatrix ist gemäß Varianten der Erfindung dann besonders einfach, wenn die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten Pixel von länglicher Gestalt, vorzugsweise rechteckige Pixel, aufweisen, wobei die längste Erstreckung der Pixel wenigstens im Wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung verläuft.
Besonders vorteilhaft, weil zeitsparend, ist es, wenn gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung die Segmentbilder in der inhomogenen Pixelmatrix rekonstruiert werden, da dann deutlich weniger Pixel rekonstruiert werden müssen als im Falle einer homogenen Pixelmatrix, die in der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung die gleiche Auflösung aufweist. Die Rückprojektion gestaltet sich dann besonders einfach, wenn die Rückprojektionsrichtung wenigstens im Wesentlichen Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung entspricht.
Da das resultierende CT-Bild in üblicher Weise eine homogene Pixelmatrix aufweisen, soll muss die Komprimierung, falls sie auf der Verwendung einer inhomogen Pixelmatrix beruht, spätestens im Zuge der Zusammenfassung der Teilbilder zu dem resultierenden CT-Bild rückgängig gemacht werden. Eine Variante der Erfindung sieht vor, dass die Komprimierung im Zuge der Zusammenfassung der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder zu einem eine homogene Pixelmatrix aufweisenden Teilbild aufgehoben wird. Dies bietet gegenüber der Aufhebung der Komprimierung erst im Zuge der Zusammenfassung der Teilbilder zu dem resultierenden CT-Bild den Vorteil einer erhöhten Bildqualität, gegenüber dem die infolge der Verwendung unkomprimierter Teilbilder etwas vergrößerte Datenmenge vernachlässigbar ist.
Nach Varianten der Erfindung werden bei der Zusammenfassung der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder zu einem Teilbild die Pixel der homogenen Pixelmatrix eines Teilbildes durch Interpolation oder durch Mittelwertbildung aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix der Segmentbilder gewonnen werden.
Der ein CT-Gerät betreffende Teil der Aufgabe wird nach der Erfindung gelöst durch ein CT-Gerät gemäß Patentanspruch 31. Bezüglich der Funktion und Vorteile eines solchen Gerätes sowie der Gegenstände der vom Patentanspruch 31 Patentansprüche wird auf die vorstehenden Erläuterungen des erfindungsgemäßen Verfahrens verwiesen.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines in den beigefügten schematischen Zeichnungen dargestellten Ausführungsbeispiels näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 in teils perspektivischer, teils blockschaltbildartiger Darstellung ein mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisendes CT-Gerät,
Fig. 2 einen Längsschnitt durch das Gerät gemäß Fig. 1 in einem ersten Betriebsmodus,
Fig. 3 die bei einem Spiralscan von dem Fokus der Röntgenstrahlung im Falle des CT-Gerätes gemäß den Fig. 1 und 2 beschriebene Spiralbahn,
Fig. 4 ein die nach einer ersten Betriebsart zusammen mit der Aufzeichnung eines EKG erfolgende Datenaufnahme veranschaulichendes Diagramm,
Fig. 5 die Bildflächen der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder,
Fig. 6 ein Beispiel eines Segmentbildes,
Fig. 7 die inhomogene Pixelmatrix eines Segmentbildes und die homogene Pixelmatrix des zugehörigen Teilbildes,
Fig. 8 in zu der Fig. 4 analoger Darstellung ein eine andere Betriebsart veranschaulichendes Diagramm,
Fig. 9 in zu der Fig. 5 analoger Darstellung die bei einer Variante der Erfindung gekrümmten Bildflächen der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder, und
Fig. 10 in zu der Fig. 2 analoger Darstellung einen weiteren Betriebsmodus des CT-Geräts gemäß den Figur T und 2.
In den Fig. 1 und 2 ist ein zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignetes CT-Gerät der 3. Generation dargestellt. 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 Detektorsystem 5 weist jedoch, was in der Fig. 2 punktiert angedeutet ist, weitere Zeilen von Detektorelementen 4 auf.
Die Röntgenstrahlenquelle 2 mit der Strahlenblende 3 einerseits 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 Röntgenstrahlenquelle 2 ausgehendes, durch die einstellbare Strahlenblende 3 eingeblendetes, pyramidenförmiges Röntgenstrahlenbündel, dessen Randstrahlen mit 8 bezeichnet sind, auf das Detektorsystem 5 auftrifft. Dabei ist die Strahlenblende 6 dem mittels der Strahlenblende 3 eingestellten Querschnitt des Röntgenstrahlenbündels entsprechend so eingestellt, dass nur derjenige 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 Betriebsmodus acht Zeilen von Detektorelementen 4, die im Folgenden als aktive Zeilen bezeichnet werden. Die weiteren punktiert angedeuteten Zeilen sind von der Strahlenblende 6 abgedeckt und daher nicht aktiv. Jede Zeile von Detektorelementen 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 bezeichnet, 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 zur Systemachse Z angeordneten und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt, ist in Fig. 1 und 2 eingetragen.
Der Drehrahmen 7 kann mittels einer Antriebseinrichtung 22 um eine mit Z bezeichnete Systemachse in Rotation versetzt werden. Die Systemachse Z verläuft parallel zu der z-Achse eines in Fig. 1 dargestellten räumlichen rechtwinkligen Koordinatensystems.
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 verlaufen.
Um ein Untersuchungsobjekt, z. B. einen Patienten P, 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 Rotationsbewegung des Drehrahmens 7 und der Translationsbewegung der Lagerungsvorrichtung in dem Sinne vorliegt, dass das Verhältnis von Translations- zu Rotationsgeschwindigkeit konstant 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 Volumenabtastung 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 Messeinheit pro Umlauf der Messeinheit 1 eine Vielzahl von Projektionen 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.
Die während der Spiralabtastung aus den Detektorelementen jeder aktiven Zeile des Detektorsystems 5 parallel ausgelesenen, den einzelnen Projektionen entsprechenden 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 Vorverarbeitungseinheit 12 des Bildrechners 11 gelangt der resultierende Datenstrom zu einer Rekonstruktionseinheit 13, die aus den Messdaten CT-Bilder von gewünschten Schichten des Untersuchungsobjekts rekonstruiert, und zwar entweder nach einem an sich bekannten Verfahren (z. B. 180LI- oder 360LI-Interpolation) oder im Falle einer der Erfindung entsprechenden Betriebsart nach einem noch näher zu erläuternden Verfahren.
Die CT-Bilder setzen sich aus matrixartig zusammengesetzten Pixeln zusammen, wobei die Pixel der jeweiligen Bildfläche 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 rekonstruierten Bilder werden auf einer an den Bildrechner 11 angeschlossenen Anzeigeeinheit 16, z. B. einem Monitor, dargestellt.
Die Röntgenstrahlenquelle 2, beispielsweise eine Röntgenröhre, wird von einer Generatoreinheit 17 mit den notwendigen Spannungen und Strömen, beispielsweise der Röhrenspannung U, versorgt. Um diese auf die jeweils notwendigen Werte einstellen zu können, ist der Generatoreinheit 17 eine Steuereinheit 18 mit Tastatur 19 zugeordnet, die die notwendigen Einstellungen gestattet.
Auch die sonstige Bedienung und Steuerung des CT-Gerätes erfolgt 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 Detektorelementen 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 Drehrahmen 7 zugeordnete Antriebseinheit 22 mit der Steuereinheit 18 verbunden ist.
Um auch einen eine periodische Bewegung ausführenden Objektbereich des Patienten P, nämlich dessen Herz, untersuchen zu können, ist ein EKG-Gerät 23 vorgesehen. Eine der an das EKG- Gerät 23 angeschlossenen Elektroden ist in Fig. 2 dargestellt und mit 24 bezeichnet. Das von dem EKG-Gerät 23 erzeugte Signal ist dem Rechner 18 zugeführt, der dieses während der Durchführung einer Untersuchung, d. h. einer Spiralabtastung des Patienten P, speichert.
Für den Fall, dass eine dem erfindungsgemäßen Verfahren entsprechende Betriebsart gewählt ist, erfolgt die Berechnung der entsprechenden CT-Bilder nach einem im Folgenden näher erläuterten erfindungsgemäßen Verfahren.
Dazu wird eine Spiralabtastung über, wie beispielsweise in Fig. 3 dargestellt, 6π durchgeführt. Aus den dabei gewonnenen Messdaten werden einer Anzahl von einander überlappenden Untersegmenten entsprechende Messdaten entnommen. Dabei werden Anzahl und Länge, z. B. π/4 oder π/8, der Untersegmente so gewählt, dass diese insgesamt mindestens ein Spiralsegment ergeben, dessen Länge, z. B. π + φ, zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreicht. Für jedes der Untersegmente wird aus den entsprechenden Messdaten eine Anzahl von N_tilt Segmentbildern berechnet, deren Pixel sich auf verschiedene bezüglich der Mittelebene geneigte Bildflächen beziehen.
Aus Fig. 3 ist ersichtlich, dass im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels pro Vollumlauf 8 einander überlappende Untersegmente vorhanden sind, d. h. es gilt N_α = 8. Die Untersegmente des ersten der drei in Fig. 3 gezeigten Vollumläufe sind in Fig. 3 mit US₁ bis US₈ bezeichnet.
Im Falle von beispielsweise 16 aktiven Zeilen von Detektorelementen 4 erhält man also in der in Fig. 4 veranschaulichten Weise Untersegmente, die bezüglich des in Fig. 4 ebenfalls schematisch angedeuteten und mit ECG bezeichneten EKG- Signals eine Zeitposition aufweisen. Außerdem weisen die Datenpakete, das dem Untersegment US₄ entsprechende ist beispielhaft mit US₄ bezeichnet, je nachdem zu welchem Untersegment sie gehören, eine z-Position entsprechend der von dem Fokus F beschriebenen Spiralbahn S auf.
Soll für eine bestimmte z-Position, die in Fig. 4 durch eine strichlierte Linie z_p angedeutet ist, ein resultierendes CT- Bild berechnet werden, so fallen normalerweise die im Bereich mit R bezeichneten R-Zacken des EKG gewonnenen Daten in den grau unterlegten Zeitfenstern aus, da im Bereich der R-Zacken zu starke Bewegungen des Herzens vorliegen, um die Rekonstruktion eines scharfen Bildes zu ermöglichen. Unter der Voraussetzung einer ausreichend kurzen Rotationszeit τ können aber auch die im Bereich der R-Zacken aufgenommenen Daten genutzt werden.
Im Hinblick auf die gewünschte Z-Position des resultierenden CT-Bildes eignen sich insbesondere die zwischen der in Fig. 4 ersten und zweiten R-Zacke gewonnenen Daten, da diese einerseits einen in Fig. 4 mit I bezeichneten Bereich umfassen, der einem Spiralabschnitt entspricht, dessen Länge 5 Untersegmenten (N_α _r = 5) entspricht und somit zur Rekonstruktion eines resultierenden CT-Bildes ausreicht, und da andererseits zwischen zwei R-Zacken jeweils eine Phase relativ geringer Herzaktivität, d. h. Bewegung liegt.
In einer ersten Betriebsart werden im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels, wie aus Fig. 5 am Beispiel des Untersegmentes US₄ ersichtlich ist, pro Untersegment, fünf Segmentbilder berechnet, d. h. es gilt N_tilt = 5, was durch die Bildflächen PI₁ bis PI₅ der Segmentbilder veranschaulicht ist.
Für einen Vollumlauf werden also insgesamt N_α.N_tilt = 50 Segmentbilder berechnet. Für den Bereich I werden N_α _r.N_tilt = 25 Segmentbilder berechnet, wobei später die zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder zu einem Teilbild zusammengefasst werden.
Die Bildflächen PI₁ bis PI₅ der Segmentbilder schneiden sich gemäß Fig. 5 alle in einer Geraden. Bei dieser handelt es sich im Falle des dargestellten Ausführungsbeispiels um die Tangente T an die Mitte M des jeweiligen Untersegments, d. h. an denjenigen Punkt des zu dem Untersegment gehörigen Abschnittes der Fokusbahn, der bei der halben Bogenlänge dieses Abschnittes der Fokusbahn liegt.
Für jede dieser Bildflächen PI₁ bis PI₅ werden aus den von den verschiedenen Detektorzeilen L₁ bis L₈ gelieferten Messdaten diejenigen Messwerte ausgewählt, die den für eine Rekonstruktion des jeweiligen Segmentbildes benötigten Linienintegrale entsprechen, wobei die Auswahl derart erfolgt, dass die zur Rekonstruktion des jeweiligen Segmentbildes herangezogenen Strahlen ein geeignetes Fehlerkriterium hinsichtlich ihres Abstandes von der geneigten Bildfläche des jeweiligen Segmentbildes erfüllen, im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ist dies der minimale quadratischer Mittelwert des in z-Richtung gemessenen Abstandes aller zur Rekonstruktion des jeweiligen Segmentbildes herangezogenen Strahlen von der jeweiligen geneigten Bildfläche PI₁ bis PI₅.
Die maximale Neigung, einer Bildfläche eines Segmentbildes ist somit durch die Forderung bestimmt, dass für alle benötigten Linienintegrale Messwerte verfügbar sein müssen, deren Strahlen nach dem Fehlerkriterium hinreichend nahe an der geneigten Bildfläche liegen.
Aus diesen für jede Bildflächen PI₁ bis PI₅ aus verschiedenen Messwerten zusammengestellten Linienintegralen wird nun das zu der jeweiligen Bildfläche PI₁ bis PI₅ gehörige Segmentbild berechnet, z. B. durch das Standard-Rekonstruktionsverfahren der Faltung und Rückprojektion. Die Pixel dieser Segmentbildes gehören zu der jeweiligen geneigten Bildfläche PI₁ bis PI₅. Es wird also im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels für jedes Untersegment ein Stapel von fünf Segmentbildern berechnet.
Die so pro Untersegment erhaltenen N_tilt Segmentbilder werden in einem anschließenden Reformatierungsschritt zu Teilbild bezüglich einer gewünschten, von den Bildflächen PI₁ bis PI₅ verschiedene, die Systemachse Z vorzugsweise wie in Fig. 2 dargestellt rechtwinklig schneidende, im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ebenen Zielbildfläche IP zusammengefasst, und zwar in Abhängigkeit von noch zu erläuternden wählbaren Untermodi entweder durch Gewichtung oder durch Interpolation. Unabhängig von dem jeweiligen Untermodus wird im Zuge der Zusammenfassung das Bildrauschen vermindert und die gewünschte Rekonstruktionsschichtdicke eingestellt, wobei die Einstellung der durch die Gewichtung und/oder die Anzahl der in die Reformatierung einbezogenen Segmentbilder, die jedoch vorzugsweise gleich der Anzahl der pro Untersegment rekonstruierten Segmentbilder ist, erfolgt.
Die so erhaltenen N_α Teilbilder werden in einem abschließenden Reformatierungsschritt zu einem resultierenden CT-Bild bezüglich der Zielbildfläche zusammengefasst, und zwar durch Addition.
Die Zusammenfassung von Segmentbildern zu einem Teilbild erfolgt 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 Segmentbilder jeweils als Quellpixel zu einem entsprechenden Zielpixel des resultierenden CT-Bildes beitragen und der Beitrag eines Quellpixels zu einem Zielpixel in Abhängigkeit von einer geometrischen Bezugsgröße gewichtet wird. Mit anderen Worten: Die zu einem Zielpixel gehörige CT- Zahl wird jeweils aus den CT-Zahlen der entsprechenden Quellpixel unter Berücksichtigung der geometrischen Bezugsgröße ermittelt
In dem ersten Gewichtungsmodus wird als geometrische Bezugsgröße der Abstand des jeweiligen Quellpixels von dem entsprechenden 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 Untersegments.
In einem zweiten Untermodus erfolgt die Zusammenfassung der Segmentbilder zu einem Teilbild durch Interpolation, 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 Segmentbilder, ermittelt.
Die der Rekonstruktion von Segmentbildern zugrundeliegenden Bedingungen werden nachfolgen anhand eines Untersegment beispielhaft erläutert, das bezüglich eines Referenzprojektionswinkels α_r = 0 zentriert ist. Da die Bildflächen der n_ima Segmentbilder sowohl bezüglich der x-Achse um den Neigungswinkel γ als auch bezüglich der y-Achse um den Kippwinkel δ geneigt sind, ist der Normalenvektor einer Bildfläche gegeben durch:
Der Abstand d(α, δ, γ), den ein beliebiger Punkt (x_f, y_f, z_f) auf der Spiralbahn bzw. dem betrachteten Untersegment in z-Richtung von der um den Neigungswinkel γ und den Kippwinkel δ geneigten Bildfläche aufweist ist gegeben durch
Dabei wird davon ausgegangen, dass die Position (-R_f, 0, 0) des Fokus F für den Referenzprojektionswinkel α_r = 0 in der Bildeben liegt.
Der Neigungswinkel γ und der Kippwinkel δ der geneigten Bildfläche müssen derart gewählt werden, dass alle Punkte des jeweiligen Untersegments einem Fehlerkriterium genügen, z. B. dass der quadratische Mittelwert der in z-Richtung gemessenen Abstände aller Punkte des Spiralsegments von der Bildfläche jeweiligen minimal ist.
Nimmt man an, dass b - t das um die z-Achse um einen Winkel α - π/2 gedrehte Koordinatensystem x - y sei, so ist b - t das lokale Koordinatensystem für eine Projektion mit dem Projektionswinkel α.

x = bsinα + tcosα

y = -bcosα + tsinα (3)
Stellt man sich ein virtuelles Detektorarray vor, das der Projektion des Detektorarrays in eine die Systemachse z enthaltende Ebene, die sogenannte virtuelle Detektorebene, entspricht, so gilt für die Detektorebene t = 0.
Jeder Punkt (x, y, z) auf der Bildfläche ist gekennzeichnet durch
Setzt man (3) mit t = 0 in (4) ein, so erhält man die Schnittgerade der virtuellen Detektorebene mit der Bildfläche
Die z-Koordinate auf der virtuellen Detektorebene ist gegeben durch
Der Neigungswinkel γ wird zunächst in der gleichen Weise wie im Falle der US 5 802 134 optimiert, d. h. für den Kippwinkel δ = 0. Als Ergebnis erhält man

wobei ≙ der Winkel ist, bei dem das Untersegment die Bildfläche durchstößt.
Für den nach (7) mit ≙ erhaltenen Neigungswinkel γ₀ wird der Kippwinkel δ optimiert. Das Optimierungskriterium für den Kippwinkel δ ist dabei, dass die z-Koordinate gemäß (6) für die Linien -RFOV ≤ b ≤ RFOV, die den von der Strahlung erfassten Bereich des Untersuchungsobjekts in z-Richtung nach hinten bzw. vorne begrenzen, nicht nur innerhalb der aktiven Detektorfläche, d. h. innerhalb des von der Strahlenblende 6 freigegebenen und von der Strahlung getroffenen Bereichs des Detektorarrays 5, liegen müssen, sondern die Detektorfläche auch möglichst gut ausnutzen müssen.
Für den maximal möglichen Kippwinkel ±δ_max erreichen die durch die z-Koordinate gemäß (6) gegebenen Linien für b = ±RFOV das in z-Richtung vordere bzw. hintere Ende der Detektorfläche. Wenn dies für das jeweilige Untersegment für die Projektionen an Anfang und Ende des Untersegmentes, d. h. für die äußersten Projektionswinkel ±α_l eintritt, gilt:

wobei M die Anzahl der Detektorzeilen und S die in z-Richtung gemessenen Breite einer Detektorzeile ist.
Indem (5) für α = α₁ und γ = γ₀ in (7) eingesetzt und nach δ_max aufgelöst wird, resultiert
Für das entsprechende δ_max wird ein neues γ_min durch Re- Iteration ermittelt, und zwar durch Minimierung des quadratischen Mittelwertes der in z-Richtung gemessenen Abstände d(α, δ_max, γ) aller Punkte des Untersegmentes von der Bildfläche gemäß (2).
Der zur Verfügung stehende Bereich [-δ_max, δ_max] des Kippwinkels wird nun entsprechend der Anzahl n_ima der zu rekonstruierenden Segmentbilder vorzugsweise wie im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels gleichmäßig unterteilt. D. h., dass im Falle einer gleichmäßigen Unterteilung jede Bildfläche 0 ≤ i ≤ n_ima -1 durch den Neigungswinkel γ_min (der vorzugsweise wie im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels für alle Bildflächen gleich ist) und den jeweiligen Kippwinkel δ_(i) gekennzeichnet ist, wobei für den jeweiligen Kippwinkel

gilt.
Die Anzahl n_ima der für das Untersegmentsegment zu rekonstruierenden Segmentbilder ist gegeben durch
Die Reformatierung geschieht mit Hilfe von Interpolationsfunktionen wählbarer Breite, wodurch sich das Schichtempfindlichkeitsprofil und das Bildrauschen im resultierenden Transversalschnittbild beeinflussen lassen.
Dabei ist von Vorteil, dass die Festlegung der gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke der Teilbilder und damit der resultierenden CT-Bilder retrospektiv im Zuge der Reformatierung erfolgt.
Die zu der zur Gewinnung eines Teilbildes durchzuführenden Reformatierung erforderliche Anzahl von Segmentbildern erhält man wie folgt:
Am Rande des durch (x, y) = (R_M cos(Φ), R_M sin(Φ)) parametrisierten Objektzylinders ist, erhält man den Abstand Δz_R einer um den Neigungswinkel und den Kippwinkel geneigten Bildfläche mit dem Normalenvektor

und mit dem Nullpunkt im Punkt (-R_f, 0, z_R), indem (x, y, Δz_R) in die Ebenengleichung einsetzt wird
Es folgt dann:
Für die Reformatierung eines Transversalschnittbildes mit der Bildfläche in z_R müssen demnach alle im Intervall

rekonstruierten Segmentbilder zur Verfügung stehen, d. h. im Speicher 14 gespeichert werden.
Wenn bei der Reformatierung eine Interpolationsfunktion verwendet wird, deren Länge z* die durch obiges Intervall gesetzten Grenzwerte übersteigt, so ist die Anzahl der zur Reformatierung erforderlichen Segmentbilder durch die Länge des Interpolationsfilters bestimmt.
Im allgemeinen Fall gilt für die Anzahl N_M der zur Reformatierung eines Teilbildes benötigten rekonstruierten Bilder mit geneigter Bildfläche
Dabei ist N_S die Anzahl der pro Breite S einer Zeile von Detektorelementen rekonstruierten Segmentbilder.
Im Falle der zuvor beschriebenen Betriebsart werden die resultierenden CT-Bilder auf mittelbare Weise aus Segmentbildern erzeugt, indem zu einem Untersegment gehörige Segmentbilder jeweils zu einem Teilbild und die Teilbilder zu dem resultierenden CT-Bild zusammengefasst werden. Dabei werden jeweils sämtliche gemäß Gleichung (14) zu rekonstruierende Teilbilder der in dem ausgewählten Intervall I liegenden Untersegmente rekonstruiert und bei der Zusammenfassung zu Teilbildern und damit in dem resultierenden CT-Bild berücksichtigt. In einer Unterbetriebsart wird jeweils nur ein Teil, beispielsweise unter Berücksichtigung der z-Position der jeweiligen Bildfläche, der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder ausgewählt und in die Zusammenfassung zu Teilbildern und damit in ein resultierendes CT-Bild einbezogen.
In einer weiteren Betriebsart wird das resultierende CT-Bild unmittelbar, d. h. ohne den Umweg über Teilbilder aus dem wiederum vorzugsweise anhand ihrer z-Position ausgewählten zu dem Bereich I gehörigen Segmentbildern gewonnen, wobei pro Untersegment nur ein Segmentbild rekonstruiert wird, und zwar ein Segmentbild, das hinsichtlich seiner z-Position der Zielbildfläche entspricht oder möglichst dicht bei der Zielbildfläche liegt. Sofern die z-Position eines ausgewählten Segmentbildes nicht der Zielbildfläche entspricht, erfolgt eine Umformatierung des Segmentbildes auf die Zielbildfläche, beispielsweise durch Gewichtung in Abhängigkeit des Abstandes der Pixel des Segmentbildes von der Zielbildfläche.
In einer alternativen in Fig. 8 veranschaulichten Betriebsart werden im Gegensatz zu der Betriebsart gemäß Fig. 4 die zur Rekonstruktion eines resultierenden CT-Bildes auszuwählenden Segmentbilder nicht aus einer, sondern aus mehreren Phasen der periodischen Bewegung des Herzens entnommen, nämlich im Falle des in Fig. 8 veranschaulichten Ausführungsbeispiels aus zwei aufeinanderfolgenden Phasen, und dort den Bereichen I₁ und I₂. Dabei ist zwar der Zeitraum t_ges, aus die dem resultierenden CT-Bild zugrundeliegenden Daten stammen, größer als im Falle der Betriebsart gemäß Fig. 4, wo t_ges gleich der Dauer t_i des Bereichs I ist. Andererseits ist jedoch infolge des Umstandes, dass das dem aus der zweiten Periode entnommenen Bereichs I₂ der Dauer t₂ entsprechende Zeitfenster und das dem aus der ersten Periode entnommenen Bereichs I₁ der Dauer t₁ entsprechende Zeitfenster immer kürzer sind als das Zeitfenster t_i in der Betriebsart gemäß Fig. 4, der in dem resultierenden CT-Bild veranschaulichte Ausschnitt des Herzzyklus im Falle der Betriebsart gemäß Fig. 8 kürzer als im Falle der Betriebsart gemäß Fig. 4.
Es wird also deutlich, dass im Falle der Betriebsart gemäß Fig. 8 bezogen auf die Dauer eines Herzzyklus eine höhere zeitliche Auflösung erreicht wird.
Die im Zusammenhang mit der Betriebsart gemäß Fig. 4 beschriebenen Ausgestaltungen sind auch im Falle der Betriebsart gemäß Fig. 8 gegeben.
Sowohl in der Betriebsart gemäß Fig. 4 als auch der gemäß Fig. 8 können in einer Volumen-Betriebsart in der für die z- Position z_p beschriebenen Weise für weitere z-Positionen, die derart gewählt sind, dass die in den entsprechenden resultierenden CT-Bildern dargestellten Schichten vorzugsweise unmittelbar aneinander angrenzen, resultierende CT-Bilder berechnet, bis Volumendaten bezüglich eines gewünschten Volumens vorliegen, wobei so vorgegangen wird, dass die Zeitposition der verschiedenen CT-Bilder die gleiche ist.
In der Volumen-Betriebsart werden zweckmäßigerweise für sämtliche bei der Abtastung erfasste zwischen jeweils aufeinanderfolgenden R-Zacken liegende Ruhephasen Segmentbilder rekonstruiert, um sicherzustellen, dass bei der Gewinnung der Volumendaten auch tatsächlich alle benötigen Segmentbilder zur Verfügung stehen.
In allen beschriebenen Betriebsarten muss die Steigung der Spiralbahn in beispielsweise aus der DE 198 42 238 A1 bekannter Weise so begrenzt werden, dass die jeweils einem Spiralabschnitt mit zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreichende Gesamtlänge entsprechenden Teilvolumina in z-Richtung, d. h. in Richtung der Systemachse, lückenlos aneinander passen.
Um den Vorschub h nicht unnötig zu begrenzen, kann ein Betriebsmodus gewählt werden, in dem abweichend von dem vorstehenden die Bildflächen der Segmentbilder nicht eben, sondern gemäß Fig. 9 gekrümmt sind, wobei diesmal 16 Bildflächen PI₁ bis PI₁₆ vorgesehen sind. Auch im Falle gekrümmter Bildflächen ist wie zuvor für ebene Bildflächen beschrieben auf Basis eines Fehlerkriteriums sichergestellt, dass eine gute Anpassung gegeben ist.
Infolge des Umstandes, dass die Rekonstruktionsschichtdicke eines gewünschten Teilschnittbildes retrospektiv festgelegt wird, erfolgt die Rekonstruktion der Segmentbilder vorzugsweise durch Wahl einer entsprechend engen Gewichtungsfunktion mit der geringstmöglichen Rekonstruktionsschichtdicke. Dies gewährleistet höchste Schärfe in z-Richtung nicht nur der Segmentbilder, sondern auch der durch die Reformatierung erhaltenen Teilbilder wie auch des aus diesen gewonnenen CT- Bildes.
Neben diesem Vorteil sind als weitere Vorteile der beschriebenen Reformatierung zu nennen:

- Die Rekonstruktionsschichtdicke kann retrospektiv gewählt werden, ohne dass eine erneute Rekonstruktion erforderlich ist,
- die Rekonstruktionsschichtdicke ist frei wählbar, und
- für die Reformatierung steht eine Vielzahl von geeigneten Interpolationsfunktionen frei wählbarer Breite zur Verfügung.

In Fig. 6 ist von den zu dem Untersegment US₄ gehörigen Segmentbildern beispielhaft das zu der Bildfläche PI₃ gehörige Segmentbild dargestellt. Dabei sind strichliert der Referenzprojektionswinkel α_r und die zu diesem gehörigen äußersten Projektionswinkel +α_l und -α_l angedeutet. Es wird deutlich, dass die Informationsdichte in den Segmentbildern orthogonal zu der dem jeweiligen Referenzprojektionswinkel entsprechenden Projektionsrichtung, die im Folgenden als Referenzprojektionsrichtung bezeichnet wird, wesentlich größer ist als in der jeweiligen Referenzprojektionsrichtung.
Es besteht daher die Möglichkeit die den Segmentbildern entsprechenden Daten zu komprimieren. Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels geschieht infolge des Umstandes, dass im Falle der Verwendung einer homogenen Pixelmatrix die Datenredundanz aus den genannten Gründen sehr hoch wäre, die Datenkomprimierung, indem die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten entsprechend der Datenstruktur eine derart inhomogene Pixelmatrix aufweisen, dass die Auflösung R_r in Referenzprojektionsrichtung geringer ist als die Auflösung R_or orthogonal zu der Referenzprojektionsrichtung. - Geht man von einer gegebenen Auflösung orthogonal zur Referenzprojektionsrichtung aus, so entspricht der bei der Komprimierung erzielbare Komprimierungsfaktor dem Quotienten R_or/R_r.
Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ist die inhomogene Pixelmatrix ist gemäß Fig. 7 dadurch realisiert, dass die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten Pixel von länglicher, nämlich rechteckiger Gestalt aufweisen, wobei die längste Erstreckung der Pixel in Referenzprojektionsrichtung verläuft.
Wenn es im Wesentlichen darum geht, den für die Speicherung der Segmentbilder benötigten Speicherplatz zu verringern, wird eine erste Komprimierungsbetriebsart gewählt, bei der die Segmentbilder nach erfolgter Rekonstruktion auf die inhomogene Pixelmatrix umgerechnet werden.
Wenn auch der zur Rekonstruktion der Segmentbilder erforderliche Rechenaufwand reduziert werden soll, wird eine zweiten Komprimierungsbetriebsart gewählt, bei der so vorgegangen wird, dass die Segmentbilder bereits in der inhomogenen Pixelmatrix rekonstruiert werden, was den Vorteil bietet, dass dann deutlich weniger Pixel rekonstruiert werden müssen als im Falle einer homogenen Pixelmatrix, die orthogonal zur Referenzprojektionsrichtung die gleiche Auflösung wie die inhomogene Pixelmatrix aufweist.
Im Zuge der Rekonstruktion in der inhomogenen Pixelmatrix wird gemäß Fig. 6 das der Rückprojektion zugrundeliegende Koordinatensystem mit der x- und der y-Achse jeweils so gedreht, dass die Rückprojektionsrichtung der jeweiligen Referenzprojektionsrichtung entspricht.
Unabhängig davon, welche der beiden Komprimierungsbetriebsarten gewählt wird, muss die Datenkomprimierung spätestens im Zuge der Zusammenfassung der Teilbilder zu einem resultierenden CT-Bild wieder rückgängig gemacht werden.
Dazu kann das erfindungsgemäße CT-Gerät in einer ersten Dekomprimierungsbetriebsart derart betrieben werden, dass auch die Teilbilder auf Basis der inhomogenen Pixelmatrix erzeugt werden und erst im Zuge der Erzeugung des resultierenden CT- Bildes der Übergang auf eine homogene Pixelmatrix erfolgt.
In einer zweiten Dekomprimierungsbetriebsart wird bereits bei der Zusammenfassung der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder zu einem Teilbild auf die homogene Pixelmatrix übergegangen, was gegenüber der Dekomprimierung erst im Zuge der Zusammenfassung der Teilbilder zu dem resultierenden CT- Bild den Vorteil einer erhöhten Bildqualität bietet.
Unabhängig davon, ob die Dekomprimierung im Zuge der Zusammenfassung von Segmentbildern zu einem Teilbild oder der Zusammenfassung von Teilbildern zu einem resultierenden CT-Bild erfolgt, werden bei Wahl einer ersten Unterbetriebsart die Pixel der homogenen Pixelmatrix eines Teilbildes durch Interpolation aus den Pixeln der homogenen Pixelmatrix gewonnen. Bei Wahl einer zweiten Unterbetriebsart werden die Pixel der homogenen Pixelmatrix durch Gewichtung aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix gewonnen.
In beiden Unterbetriebsarten muss infolge der Ausrichtung der inhomogenen Pixelmatrix entsprechend der Referenzprojektionsrichtung die inhomogene Pixelmatrix größer als die homogene Pixelmatrix sein, um trotz der Verdrehung der inhomogenen Pixelmatrix relativ zu der homogenen Pixelmatrix sicherzustellen, dass die inhomogene Pixelmatrix zur Ermittlung jedes Pixels der homogenen Pixelmatrix geeignete Daten enthält.
Was die Vorgehensweise bei der Datendekomprimierung durch Interpolation bzw. Gewichtung angeht, so gilt das vorstehend im Zusammenhang mit der Zusammenfassung mehrerer Segmentbilder zu einem Teilbild Gesagte sinngemäß, d. h., die Mittelwertbildung kann auch gewichtet erfolgen.
Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele erfolgt die Datenkomprimierung auf Basis der Verwendung einer inhomogenen Pixelmatrix. Alternativ können andere auf dem Gebiet der Bildverarbeitung übliche Komprimierungsverfahren Anwendung finden.
Wenn in einer in Fig. 10 veranschaulichten Betriebsweise mit geneigtem Drehrahmen 7 die Rotationsachse Z', um die der Fokus F um die Systemachse Z rotiert, nicht mit der Systemachse Z identisch ist, sondern diese unter einem sogenannten Gantrywinkel ρ schneidet, so ergibt sich aus der Geometrie gemäß Fig. 2 ein gemäß Fig. 10 gekipptes Koordinatensystem mit der der Mittelachse der Spiralbahn S entsprechenden z'- Achse, die gegenüber der z-Achse um den Gantrywinkel ρ gekippt ist, der y'-Achse, die gegenüber der y-Achse ebenfalls um den Gantrywinkel ρ gekippt ist, und der unverändert beibehaltenen x-Achse.
In diesem Koordinatensystem gilt für die Spiralbahn S:
Die vorstehend beschriebene Vorgehensweise zur Bestimmung des maximalen Kippwinkels δ_max kann auf den Fall der gekippten Gantry übertragen werden, wobei anstelle der Gleichung (6) gilt:

woraus sich für b = ±RFOV

ergibt.
Allerdings ist nun in der Bestimmungsgleichung für den maximalen Kippwinkel δ_max, d. h. in die Gleichung (9), der Neigungswinkel γ' im Koordinatensystem (x, y', z') für den Fall der geneigten Gantry einzusetzen.
Für den Neigungswinkel γ' im Falle der geneigten Gantry gilt:

wobei s die Bogenlänge der Spiralbahn S für das jeweils betrachtete Untersegment ist.
Es wurde festgestellt, dass der Neigungswinkel γ' für den Fall der gekippten Gantry nahezu unabhängig von Referenzprojektionswinkel α_r ist. Auch bezüglich des maximalen Kippwinkels δ_max wurde festgestellt, dass dieser nahezu unabhängig von dem Referenzprojektionswinkel α_r ist.
Auch im Falle der geneigten Gantry besteht die Möglichkeit, für einen gegebenen Betrag des Maximalwertes des Kippwinkels |δ_max|, der beispielsweise aus (9) auf Basis des gemäß (18) aus der Steigung der Spiralbahn S gewonnen wird, den zugehörigen Optimalwert des Neigungswinkels γ' derart zu ermitteln, dass ein Fehlerkriterium, beispielsweise minimaler Mittelwert der in z-Richtung gemessenen Abstände aller Punkte des Untersegmentes von der Bildfläche, erfüllt ist.
Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele wird die Relativbewegung zwischen der Messeinheit 1 und Lagerungsvorrichtung 9 jeweils dadurch erzeugt, dass die Lagerungsvorrichtung 9 verschoben wird. Es besteht im Rahmen der Erfindung jedoch auch die Möglichkeit, die Lagerungsvorrichtung 9 ortsfest zu lassen und statt dessen die Messeinheit 1 zu verschieben. Außerdem besteht im Rahmen der Erfindung die Möglichkeit, 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 Querschnitt auf. Im Rahmen der Erfindung sind jedoch auch andere Querschnittsgeometrien möglich.
Im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen finden CT-Geräte der dritten Generation Verwendung, 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 Röntgenstrahlenquelle um die Systemachse verlagert wird und mit einem feststehenden Detektorring zusammenwirkt, Verwendung finden, sofern es sich bei dem Detektorsystem um ein mehrzeiliges 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 Systemachse verlagerter Röntgenstrahlenquellen ausgeht, kann das erfindungsgemäße Verfahren Verwendung finden, sofern das Detektorsystem ein mehrzeiliges Array von Detektorelementen aufweist.
Die im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen verwendeten CT-Geräte weisen ein Detektorsystem mit nach Art einer orthogonalen Matrix angeordneten Detektorelementen auf. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT-Geräten Verwendung finden, deren Detektorsystem in einer anderen Weise flächenhaftes Array angeordnete Detektorelemente aufweist.
Die Erfindung eignet sich nicht nur zur Untersuchung des Herzens, sondern auch für die Untersuchung anderer, beispielsweise durch die Atemtätigkeit des Patienten, periodisch bewegte Bereiche, wobei ein jeweils geeigneter Sensor zur Erfassung der periodischen Bewegung vorzusehen ist.
Die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele betreffen die medizinische Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens. Die Erfindung kann jedoch auch außerhalb der Medizin Anwendung finden.

Claims

1. Verfahren für die Computertomographie, aufweisend die Verfahrensschritte

a) zur Abtastung eines Objekts mit einem von einem Fokus ausgehenden konusförmigen Strahlenbündel und mit einem matrixartigen Detektorarray zum Detektieren des Strahlenbündels wird der Fokus relativ zu dem Objekt auf einer Spiralbahn um eine Systemachse bewegt, wobei das Detektorarray der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangsdaten liefert,

b) die jeweils während der Bewegung des Fokus auf der Spiralbahn gelieferten Ausgangsdaten werden in Ausgangsdaten bezüglich Untersegmenten aufgeteilt,

c) für die Untersegmente werden Segmentbilder mit bezüglich der Systemachse geneigter Bildfläche rekonstruiert,

d) zur Abbildung eines eine periodische Bewegung ausführenden Objektbereichs wird während der Abtastung ein den zeitlichen Verlauf der periodischen Bewegung wiedergebendes Signal gewonnen,

e) den Segmentbildern werden eine z-Position auf der Systemachse und eine Zeitposition bezüglich des zeitlichen Verlaufs der periodischen Bewegung zugeordnet,

f) zu einem gewünschten Bereich von z-Positionen und einem gewünschten Bereich von Zeitpositionen gehörige Segmentbilder werden derart ausgewählt, dass die entsprechenden Untersegmente eine zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreichende Gesamtlänge aufweisen, und

g) die ausgewählten Segmentbilder werden zumindest mittelbar zu einem resultierenden CT-Bild bezüglich einer Zielbildfläche zusammengefasst.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die ausgewählten Segmentbilder zu aus einer einzigen Phase der periodischen Bewegung stammenden Untersegmenten gehören.

3. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die ausgewählten Segmentbilder zu aus mehreren Phasen der periodischen Bewegung stammenden Untersegmenten gehören.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem die ausgewählten Segmentbilder unmittelbar zu dem resultierenden CT-Bild zusammengefasst werden.

5. Verfahren nach Anspruch 4, bei dem die Zielbildfläche der z-Position der ausgewählten Segmentbilder entspricht.

6. Verfahren nach Anspruch 4, bei dem die z-Positionen der ausgewählten Segmentbilder von der Zielbildfläche verschieden sind und die Segmentbilder vor der Zusammenfassung auf die Zielbildfläche umformatiert werden.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem die ausgewählten Segmentbilder mittelbar zu dem resultierenden CT-Bild zusammengefasst werden, indem die jeweils zu einem Untersegment gehörigen ausgewählten Segmentbilder vor Zusammenfassung zu einem resultierenden CT-Bild zu einem Teilbild bezüglich der Zielbildfläche zusammengefasst werden und das resultierende CT-Bild durch Zusammenfassung der Teilbilder erzeugt wird.

8. Verfahren nach Anspruch 7, bei dem jeweils alle zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder ausgewählt werden.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei dem zur Abbildung eines Volumens CT-Bilder in Richtung der Systemachse aufeinanderfolgender Objektschichten erzeugt werden.

10. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem die aufeinanderfolgenden Objektschichten aneinander angrenzen.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, bei dem wenigstens ein Segmentbild eine gekrümmte Bildfläche aufweist.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei dem die Segmentbilder für Bildflächen rekonstruiert werden, die sowohl um eine erste, die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Neigungswinkel γ als auch um eine zweite, sowohl die erste Achse als auch die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Kippwinkel δ bezüglich der Systemachse geneigt sind.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, bei dem benachbarte Untersegmente einander überlappen und die zu den Überlappungsbereichen gehörigen Ausgangsdaten jeweils derart gewichtet werden, dass die Gewichte einander entsprechender Ausgangsdaten der einander überlappenden Untersegmente jeweils Eins ergeben.

14. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, bei dem für jedes Untersegment Segmentbilder für eine Anzahl n_ima von geneigten Bildflächen rekonstruiert werden, wobei die Bildflächen unterschiedliche z-Positionen z_ima aufweisen.

15. Verfahren nach Anspruch 14, bei dem sich die mehreren geneigten Bildflächen in einer tangential zu dem Untersegment verlaufenden Geraden schneiden.

16. Verfahren nach Anspruch 14 oder 15, bei dem für die Extremwerte +δ_max und -δ_max des Kippwinkels δ der zu einem Untersegment gehörigen geneigten Bildflächen gilt:

wobei γ₀ der gemäß

für den Kippwinkel δ = 0 ermittelte Wert des Neigungswinkels γ ist.

17. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 16, bei dem der Fokus um eine Rotationsachse um die Systemachse rotiert, die der Systemachse entspricht.

18. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 16, bei dem die Rotationsachse, um die der Fokus um die Systemachse rotiert, die Systemachse unter einem Gantrywinkel ρ schneidet, wobei für den zu wählenden Neigungswinkel γ' gilt:

19. Verfahren nach einem der Ansprüche 16 bis 18, bei dem für einen gegebenen Betrag |δ_max| des Maximalwertes des Kippwinkels δ der zugehörige Optimalwert γ_min des Neigungswinkels γ derart ermittelt wird, dass ein Fehlerkriterium erfüllt ist.

20. Verfahren nach einem der Ansprüche 14 bis 19, bei dem für die Anzahl n_ima der geneigten Bildflächen, für die für jedes Untersegment Segmentbilder erzeugt werden, gilt:

21. Verfahren nach Anspruch 20, bei dem die Kippwinkel δ der geneigten Bildflächen nach

ermittelt werden.

22. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 21, bei dem die Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch Interpolation erfolgt.

23. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 21, bei dem die Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch Mittelwertbildung erfolgt.

24. Verfahren nach Anspruch 23, bei dem die Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch gewichtete Mittelwertbildung erfolgt.

25. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 24, bei dem die Segmentbilder bei der Zusammenfassung zu einem Teilbild entsprechend einer gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes gewichtet werden.

26. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 25, welches außerdem den Verfahrensschritt aufweist, dass die Anzahl der Segmentbilder, die zur Erzeugung eines Teilbildes zusammengefasst werden, entsprechend einer jeweils gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes gewählt wird.

27. Verfahren nach Anspruch 26, bei dem die Segmentbilder mit der geringstmöglichen Schichtdicke rekonstruiert werden.

28. Verfahren nach Anspruch 26 oder 27, bei dem die Anzahl der Segmentbilder, die zur Erzeugung eines Teilbildes zusammengefasst werden, nach

N_M = 2.max(z*, sup_ΦΔz_R)/S.N_S

gewählt wird.

29. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 28, aufweisend den weiteren Verfahrensschritt, dass die Teilbilder für eine Zielbildfläche ermittelt werden, die die Systemachse rechtwinklig schneidet.

30. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 29, bei dem die Zusammenfassung der Teilbilder zu dem resultierenden CT-Bild durch Addition erfolgt.

31. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 30, bei dem die den Segmentbildern entsprechenden Daten komprimiert werden.

32. Verfahren nach Anspruch 31, bei dem die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten eine derart inhomogene Pixelmatrix aufweisen, dass die Auflösung in einer ersten, wenigstens im Wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung verlaufenden Richtung größer ist als in einer zweiten Richtung, die wenigstens im Wesentlichen orthogonal zu der Referenzprojektionsrichtung verläuft.

33. Verfahren nach Anspruch 32, bei dem die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten Pixel von länglicher Gestalt aufweisen, wobei die längste Erstreckung der Pixel wenigstens im Wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung verläuft.

34. Verfahren nach Anspruch 33, bei dem rechteckige Pixel vorgesehen sind.

35. Verfahren nach Anspruch 33 oder 34, bei dem die Segmentbilder auf die inhomogene Pixelmatrix umgerechnet werden.

36. Verfahren nach Anspruch 33 oder 34, bei dem die Segmentbilder in der inhomogenen Pixelmatrix rekonstruiert werden.

37. Verfahren nach Anspruch 36, bei dem die Rückprojektionsrichtung wenigstens im Wesentlichen Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung entspricht.

38. Verfahren nach einem der Ansprüche 31 bis 37, bei dem die Komprimierung im Zuge der Zusammenfassung der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder zu einem eine homogene Pixelmatrix aufweisenden Teilbild aufgehoben wird.

39. Verfahren nach einem der Ansprüche 31 bis 38, bei dem die Pixel der homogenen Pixelmatrix eines Teilbildes durch Interpolation aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix der entsprechenden Segmentbilder gewonnen werden.

40. Verfahren nach einem der Ansprüche 31 bis 38, bei dem die Pixel der homogenen Pixelmatrix eines Teilbildes durch Mittelwertbildung aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix der entsprechenden Segmentbilder gewonnen werden.

41. Computertomographie(CT)-Gerät zur Abbildung eines eine periodische Bewegung ausführenden Objektbereichs, aufweisend eine Strahlungsquelle, von deren Fokus ein konusförmiges Strahlenbündel ausgeht, ein matrixartiges Detektorarray zum Detektieren des Strahlenbündels, wobei das Detektorarray der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangsdaten liefert, Mittel zum Erzeugen einer Relativbewegung zwischen Strahlungsquelle und Detektorarray einerseits und eines Objekts andererseits und einen Rechner, dem die Ausgangsdaten zugeführt sind, wobei die Mittel zum Erzeugen einer Relativbewegung zur Abtastung des Objekts mit dem Strahlenbündel und dem zweidimensionalen Detektorarray eine Relativbewegung des Fokus zu einer Systemachse derart bewirken, dass sich der Fokus relativ zu der Systemachse auf einer Spiralbahn um die Systemachse bewegt, und wobei die jeweils während der Bewegung des Fokus auf einem Spiralsegment gelieferten Ausgangsdaten einem Rechner zugeführt sind, und mit Mitteln zur Gewinnung eines den zeitlichen Verlauf der periodischen Bewegung des abzubildenden Objektbereichs wiedergebenden Signals, wobei

a) der Rechner die jeweils während der Bewegung des Fokus auf der Spiralbahn gelieferten Ausgangsdaten in Ausgangsdaten bezüglich Untersegmenten aufteilt,

b) der Rechner für die Untersegmente Segmentbilder mit bezüglich der Systemachse geneigter Bildfläche rekonstruiert,

c) der Rechner den Segmentbildern eine z-Position auf der Systemachse und eine Zeitposition bezüglich des zeitlichen Verlaufs der periodischen Bewegung zuordnet,

d) der Rechner zu einem gewünschten Bereich von z-Positionen und einem gewünschten Bereich von Zeitpositionen gehörige Segmentbilder derart auswählt, dass die entsprechenden Untersegmente eine zur Rekonstruktion eines CT-Bildes ausreichende Gesamtlänge aufweisen, und

e) der Rechner die ausgewählten Segmentbilder zumindest mittelbar zu einem resultierenden CT-Bild bezüglich einer Zielbildfläche zusammenfasst.

42. CT-Gerät nach Anspruch 41, bei dem die ausgewählten Segmentbilder zu aus einer einzigen Phase der periodischen Bewegung stammenden Untersegmenten gehören.

43. CT-Gerät nach Anspruch 41, bei dem die ausgewählten Segmentbilder zu aus mehreren Phasen der periodischen Bewegung stammenden Untersegmenten gehören.

44. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 43, bei dem der Rechner die ausgewählten Segmentbilder unmittelbar zu dem resultierenden CT-Bild zusammenfasst.

45. CT-Gerät nach Anspruch 44, bei dem die Zielbildfläche der z-Position der ausgewählten Segmentbilder entspricht.

46. CT-Gerät nach Anspruch 44, bei dem die z-Positionen der ausgewählten Segmentbilder von der Zielbildfläche verschieden sind und der Rechner die Segmentbilder vor der Zusammenfassung auf die Zielbildfläche umformatiert.

47. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 43, bei dem der Rechner die ausgewählten Segmentbilder mittelbar zu dem resultierenden CT-Bild zusammenfasst, indem er die jeweils zu einem Untersegment gehörigen ausgewählten Segmentbilder vor Zusammenfassung zu einem resultierendem CT-Bild zu einem Teilbild bezüglich der Zielbildfläche zusammenfasst und das resultierende CT-Bild durch Zusammenfassung der Teilbilder erzeugt.

48. CT-Gerät nach Anspruch 47, bei dem der Rechner jeweils alle zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder auswählt.

49. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 48, bei dem der Rechner zur Abbildung eines Volumens CT-Bilder in Richtung der Systemachse aufeinanderfolgender Objektschichten erzeugt.

50. CT-Gerät nach Anspruch 49, bei dem die aufeinanderfolgenden Objektschichten aneinander angrenzen.

51. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 50, bei dem wenigstens ein Segmentbild eine gekrümmte Bildfläche aufweist.

52. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 51, bei dem der Rechner die Segmentbilder für Bildflächen rekonstruiert, die sowohl um eine erste, die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Neigungswinkel γ als auch um eine zweite, sowohl die erste Achse als auch die Systemachse rechtwinklig schneidende Achse um einen Kippwinkel δ bezüglich der Systemachse geneigt sind.

53. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 52, bei dem benachbarte Untersegmente einander überlappen und der Rechner die zu den Überlappungsbereichen gehörigen Ausgangsdaten jeweils derart gewichtet, dass die Gewichte einander entsprechender Ausgangsdaten der einander überlappenden Untersegmente jeweils Eins ergeben.

54. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 53, bei dem der Rechner für jedes Untersegment Segmentbilder für eine Anzahl n_ima von geneigten Bildflächen rekonstruiert, wobei die Bildflächen die unterschiedlichen z-Positionen z_ima aufweisen.

55. CT-Gerät nach Anspruch 54, bei dem sich die mehreren geneigten Bildflächen in einer tangential zu dem Untersegment verlaufenden Geraden schneiden.

56. CT-Gerät nach Anspruch 54 oder 55, bei dem für die Extremwerte +δ_max und -δ_max des Kippwinkels δ der zu einem Untersegment gehörigen geneigten Bildflächen gilt:

wobei γ₀ der gemäß

für den Kippwinkel δ = 0 ermittelte Wert des Neigungswinkels γ ist.

57. CT-Gerät, nach einem der Ansprüche 41 bis 56, dessen Fokus um eine Rotationsachse um die Systemachse rotiert, die der Systemachse entspricht.

58. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 56, bei dem die Rotationsachse, um die der Fokus um die Systemachse rotiert, die Systemachse unter einem Gantrywinkel ρ schneidet, wobei der Rechner den Neigungswinkel γ' gemäß

wählt.

59. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 56 bis 58, bei dem der Rechner für einen gegebenen Betrag |δ_max| des Maximalwertes des Kippwinkels δ den zugehörigen Optimalwert γ_min des Neigungswinkels γ derart ermittelt, dass ein Fehlerkriterium erfüllt ist.

60. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 54 bis 59, bei dem für die Anzahl n_ima der geneigten Bildflächen, für die der Rechner für jedes Untersegment Segmentbilder erzeugt, gilt:

61. CT-Gerät nach Anspruch 60, bei dem der Rechner die Kippwinkel δ der geneigten Bildflächen nach

ermittelt.

62. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 61, bei dem der Rechner die Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch Interpolation bewirkt.

63. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 61, bei dem der Rechner die Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch Mittelwertbildung bewirkt.

64. CT-Gerät nach Anspruch 63, bei dem der Rechner die Zusammenfassung der mehreren Segmentbilder zu einem Teilbild durch gewichtete Mittelwertbildung bewirkt.

65. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 64, bei dem der Rechner die Segmentbilder bei der Zusammenfassung zu einem Teilbild entsprechend einer gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes gewichtet.

66. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 65, bei dem der Rechner außerdem die Anzahl der Segmentbilder, die er zur Erzeugung eines Teilbildes zusammenfasst, entsprechend der jeweils gewünschten Rekonstruktionsschichtdicke des Teilbildes wählt.

67. Verfahren nach Anspruch 66, bei dem der Rechner die Segmentbilder mit der geringstmöglichen Schichtdicke rekonstruiert.

68. Verfahren nach Anspruch 66 oder 67, bei dem der Rechner die Anzahl der Segmentbilder, die er zur Erzeugung eines Teilbildes zusammenfasst, nach

N_M = 2.max(z*, sup_ΦΔz_R)/S.N_S

wählt.

69. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 68, bei dem der Rechner die Teilbilder für eine Zielbildfläche ermittelt, die die Systemachse rechtwinklig schneidet.

70. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 69, bei dem der Rechner die Zusammenfassung der Teilbilder zu dem resultierenden CT-Bild durch Addition bewirkt.

71. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 41 bis 70, bei dem der Rechner die den Segmentbildern entsprechenden Daten komprimiert.

72. CT-Gerät nach Anspruch 71, bei dem die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten eine derart inhomogene Pixelmatrix aufweisen, dass die Auflösung in einer ersten, wenigstens im Wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung verlaufenden Richtung größer ist als in einer zweiten Richtung, die wenigstens im Wesentlichen orthogonal zu der Referenzprojektionsrichtung verläuft.

73. CT-Gerät nach Anspruch 72, bei dem die den Segmentbildern entsprechenden komprimierten Daten Pixel von länglicher Gestalt aufweisen, wobei die längste Erstreckung der Pixel wenigstens im Wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung verläuft.

74. CT-Gerät nach Anspruch 73, bei dem rechteckige Pixel vorgesehen sind.

75. CT-Gerät nach Anspruch 73 oder 74, bei dem der Rechner die Segmentbilder auf die inhomogene Pixelmatrix umrechnet.

76. CT-Gerät nach Anspruch 73 oder 74, bei dem der Rechner die Segmentbilder in der inhomogenen Pixelmatrix rekonstruiert.

77. CT-Gerät nach Anspruch 76, bei dem der Rechner die Rückprojektionsrichtung wenigstens im Wesentlichen in Richtung der zu dem jeweiligen Untersegment gehörigen Referenzprojektionsrichtung entsprechend wählt.

78. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 71 bis 77, bei dem der Rechner die Komprimierung im Zuge der Zusammenfassung der zu einem Untersegment gehörigen Segmentbilder zu einem eine homogene Pixelmatrix aufweisenden Teilbild aufhebt.

79. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 71 bis 78, bei dem der Rechner die Pixel der homogenen Pixelmatrix eines Teilbildes durch Interpolation aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix der entsprechenden Segmentbilder gewinnt.

80. CT-Gerät nach einem der Ansprüche 71 bis 78, bei dem der Rechner die Pixel der homogenen Pixelmatrix eines Teilbildes durch Mittelwertbildung aus den Pixeln der inhomogenen Pixelmatrix der entsprechenden Segmentbilder gewinnt.