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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren und Computertomographie-System zur Erstellung
computertomographischer Aufnahmen eines Objektes, vorzugsweise eines
Patienten, bei dem zur Abtastung des Objektes mindestens eine Röntgenröhre relativ zum
Objekt um diese und um eine Systemachse rotiert, wobei mit mindestens
einem Detektor, vorzugsweise mindestens einem Mehrzeilendetektor,
die Schwächung
der Röntgenstrahlen
während
der Rotation der mindestens einen Röntgenröhre detektiert und als Detektorausgangsdaten
an eine Steuer- und Recheneinheit ausgegeben und aus diesen Detektorausgangsdaten
computertomographische Aufnahmen rekonstruiert werden. Dabei kann
es sich entweder um zweidimensionale Schnittbilder des Objektes oder
um Volumendatensätze
handeln.
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Solche
Verfahren sind in mannigfaltigen Variationen allgemein bekannt,
wobei grundsätzlich zwischen
2D- und 3D-Rekonstrukionsverfahren unterschieden werden kann und
diese Verfahren im Wesentlichen zur Patientendiagnostik verwendet werden.
Aufgrund der ionisierenden Eigenschaft der verwendeten Strahlung
zur Abtastung des Patienten und des damit einhergehenden Risikos
bezüglich
der Zellentartung ist man bei diesen Verfahren stets bemüht, die
Untersuchungen mit möglichst
geringer Dosis durchzuführen.
Aufgrund dieser geringen zur Verfügung stehenden Dosis bei der
Abtastung der Patienten, erhält
das vorhandene Quantenrauschen für
die Bildqualität
starke Relevanz und beeinträchtigt die
Bildqualität
negativ.
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Zur
Verbesserung der Bildqualität
wird teilweise vorgeschlagen, nichtlineare Bildfilter einzusetzen,
die im Gegensatz zu einfachen linearen Verfahren das Rauschen reduzieren
können,
ohne im Bild enthaltene Kanten von Objekten zu beeinträchtigen. Üblicherweise
nutzen solche intelligenten Filter die Bildeigenschaften in der
zwei- oder dreidimensionalen Umge bung des jeweiligen Pixels aus,
um zunächst
die Lage von Kanten zu ermitteln und anschließend geeignete Filter, beispielsweise
parallel zu detektierten Kanten, anzuwenden.
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Ein
solches Verfahren wird beispielsweise in der Patentanmeldung DE
10 2004 008 979.5-53 der Fa. Siemens beschrieben. Ein derartiges
Verfahren zur Rauschreduktion hat jedoch folgenden Nachteil:
Wird
der Filter in nur einem Schritt ausgeführt, so muss die räumliche
Reichweite hinreichend groß sein,
um eine ausreichende Tiefpass-Wirkung zu realisieren. Dadurch steigt
jedoch die Gefahr, dass kleine Strukturen beeinträchtigt werden.
Möchte
man die Reichweite der Filter so klein wie möglich halten und trotzdem das
Rauschen effektiv reduzieren, so muss man auf iterative Verfahren
zurückgreifen,
die im Hinblick auf die Performanz und aufgrund der begrenzten Rechenkapazität im praktischen
Einsatz problematisch sind.
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Eine
andere Möglichkeit
zur Reduktion des Quantenrauschens wird beispielsweise in der Offenlegungsschrift
DE 103 05 221 A1 beschrieben.
Der Offenbarungsgehalt dieser Schrift wird hiermit vollinhaltlich
in die vorliegende Patentanmeldung übernommen. In dieser Schrift
wird ein Verfahren zur Reduktion von Rauschstrukturen in zwei- oder
dreidimensionalen Bildern gezeigt, wobei das gleiche Objekt unter
gleichen oder in definierter Weise geänderten geometrischen Bedingungen
aufgenommen wird, anschließend
eine Transformation der erzeugten Bilder in einem Frequenzraum durchgeführt wird
und durch Zerlegen der Bilder in mehrere Frequenzbänder frequenzabhängige Korrelationen
gesucht und ausschließlich
aus den frequenzabhängigen
Korrelationen wieder ein neues Bild zurücktransformiert wird. Hierdurch
verbleiben die nichtkorrelierten Rauschanteile des Bildes zurück und das
neu entstandene retransformierte Bild enthält lediglich korrelierte Bildanteile,
also Anteile die auf tatsächliche
Objektstrukturen zurückzuführen sind.
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Es
wird weiterhin auf die
DE
103 20 882 A1 verwiesen, in der gemäß Anspruch 1, Absatz [0008] und
5,
ein Verfahren beschrieben wird, bei dem unvollständige Zwischenbilder aus Datensätzen errechnet
werden, die keinen vollständigen
Umlauf enthalten und anschließend
mit Hilfe der unvollständigen
Zwischenbilder Schnittbilder erzeugt werden.
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Aus
der
DE 195 47 277
A1 ist im Zusammenhang mit der dort gezeigten Figur und
der diesbezüglichen
Beschreibung ein Verfahren bekannt, bei dem die Daten eines Mehrzeilensensors
in getrennte Datensätze
für jede
Sensorzeile aufgeteilt werden, hierfür jeweils ein Zwischenbild
rekonstruiert und anschließend
die einzelnen Bilder zu einem endgültigen Schnittbild zusammengefügt werden.
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Schließlich ist
aus der
US 5,907,593
A bekannt, dass zur Beschleunigung der Bildrekonstruktion
beispielsweise eine homogene Verringerung der Anzahl der zur Rekonstruktion
verwendeten Projektionen vorgenommen werden kann.
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Es
ist Aufgabe der Erfindung ein Verfahren und ein Computertomographie-System
zu finden, welche ebenfalls das Quantenrauschen aus computertomographischen
Darstellungen entfernt, wobei jedoch auf die Forderung zweier zeitlich
oder räumlich versetzter
Aufnahmen verzichtet werden soll.
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Diese
Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen
sind in den Unteransprüchen
dargelegt.
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Die
Erfinder haben erkannt, dass es auch möglich ist, bezüglich des
Quantenrauschens statistisch voneinander unabhängige Bilder oder dreidimensionale
Bildinformationen zu erhalten, wenn die Daten eines Scandurchlaufs
homogen auf mehrere Datensätze
aufgeteilt werden, aus diesen Datensätzen Bilder oder Volumendatensätze rekonstruiert werden
und diese Bilder beziehungsweise Volumendatensätze anschließend einer
Korrelationsanalyse unterworfen werden, wobei nichtkorrelierte Bildanteile
unterdrückt
und aus den korrelierten Bildanteilen, die dann die tatsächlich vorliegenden
Objektstrukturen enthalten müssen,
die Bilder selbst wiederum erzeugt werden. Beispielsweise können hier
Kreuzkorrelationsfunktionen im Ortsraum oder Wavelet-Koeffizienten
zur Bestimmung der Korrelation zwischen den Datensätzen verwendet
werden.
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Es
ist also nicht mehr notwendig, zeitlich versetzte oder örtlich versetzte
Abtastungen durchzuführen,
sondern es können
während
eines einzigen Scans die Gesamtsumme der Daten erhalten werden,
wobei lediglich eine homogene Aufteilung der Daten in vollständige Teildatensätze notwendig
wird. Vollständig
sind die Datensätze
dann, wenn sie den gleichen Winkelbereich abdecken, Teildatensätze, weil
sie lediglich einen Teil des gesamten vorhandenen Datenmaterials
umfassen und die Summe der Teildatensätze wieder den Gesamtdatensatz
ergibt, wobei zwischen den einzelnen Teildatensätzen keine Redundanz vorliegen
darf, damit statisch voneinander unabhängige Daten in den einzelnen
Teildatensätze
vorliegen.
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Entsprechend
diesem Grundgedanken schlagen die Erfinder ein Verfahren zur Erstellung computertomographischer
Aufnahmen eines Objektes, vorzugsweise eines Patienten, mit zumindest den
folgenden Verfahrensschritten vor:
- – es wird
zur Abtastung des Objektes mindestens eine Röntgenröhre relativ zum Objekt um dieses und
um eine Systemachse rotiert,
- – es
wird von mindestens einem Detektor, vorzugsweise mindestens einem
Mehrzeilendetektor, die Schwächung
der Röntgenstrahlen
während
der Rotation der mindestens einen Röntgenröhre detektiert und als Detektorausgangsdaten an
eine Steuer- und Recheneinheit ausgegeben,
- – ein
Satz von Detektorausgangsdaten, die Strahlen über einen bestimmten Winkelbereich
repräsentieren
und einen bestimmten Teilbereich des Objekts abtasten, werden in
m≥2 vollständige Teildetektorausgangsdatensätze aufgeteilt,
die jeweils den gleichen vollständigen
Winkelbereich überstreichen,
jedoch mit ihrer Abtastdichte um 1/m verringert sind und voneinander
unabhängige Datensätze aufweisen,
- – aus
den m vollständigen
Teildetektorausgangsdatensätzen
werden m Zwischenbilddatensätze rekonstruiert,
die den identischen Objektbereich repräsentieren,
- – zwischen
den m Zwischenbilddatensätzen
wird eine Korrelationsanalyse durchgeführt,
- – es
wird ein Bilddatensatz erstellt, der nur aus korrelierten Daten
besteht und keine nichtkorrelierten Daten enthält.
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Grundsätzlich ist
es zwar möglich,
mehr als zwei Teildetektorausgangsdatensätze zu verwenden und zwei Zwischenbilddatensätze zu erzeugen,
jedoch ist es optimal, wenn genau zwei Zwischenbilddatensätze erzeugt
und die Korrelationsanalyse darauf angewendet wird.
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Vorteilhaft
ist es weiterhin, wenn die Zwischenbilder zur Korrelationsanalyse
so transformiert werden, dass die Bildin formationen in mehreren
Frequenzbändern
vorliegen, diese untereinander verglichen und ein Bild ausschließlich mit
korrelierenden Daten retransformiert wird.
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Beispielsweise
kann zur Korrelationsanalyse zwischen den m Zwischenbilddatensätzen ein
Kreuzkorrelationsverfahren durchgeführt werden.
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Des
Weiteren kann zur Korrelationsanalyse zwischen den m Zwischenbilddatensätzen eine Wavelet-Transformation über die
Zwischenbilddatensätze
durchgeführt
werden und die Korrelation anhand gleicher oder abweichender Wavelet-Koeffizienten
beurteilt werden.
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In
einer besonderen Anwendung des Verfahrens kann dieses bei der Berechnung
von Schnittbildern derart durchgeführt werden, dass ein vollständiger Satz
von n Projektionen mit den Projektionswinkeln α1 bis αn in
m vollständige
Teilprojektionssätze aufgeteilt
wird, wobei jeder Teilprojektionssatz jeden m-ten Projektionswinkel,
jeweils beginnend mit einem anderen aufeinanderfolgenden Projektionswinkel,
enthält,
wobei aus jedem Teilprojektionssatz ein Zwischenschnittbild rekonstruiert
wird, bezüglich
der m Zwischenschnittbilder die Korrelationsanalyse durchgeführt wird,
und aus den korrelierten Daten ein Schnittbild rückberechnet wird.
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In
einer anderen Varianten der Schnittbildberechnung kann ein vollständiger Satz
von n Projektionen mit den Projektionswinkeln α1 bis αn und
jeder einzelnen Projektion P parallele Strahlen S1 bis
Sj repräsentierend
in m vollständige
Teilprojektionssätze aufgeteilt
werden, wobei jeder Teilprojektionssatz alle Projektionswinkel α1 bis αn enthält, jedoch
nur die Daten jedes m-ten parallelen Strahls repräsentiert,
aus jedem Teilprojektionssatz ein Zwischenschnittbild rekonstruiert,
bezüglich
der m Zwischenschnittbilder die Korrelationsanalyse durchgeführt und
anschließend
aus den korrelierten Daten ein Schnittbild rückberechnet wird.
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Werden
anstelle von Schnittbildern Volumendatensätze berechnet, so kann das
Verfahren dahingehend genutzt werden, dass ein vollständiger Satz
von n Projektionen mit den Projektionswinkeln α1 bis αn und
jeder einzelnen Projektion P parallele Strahlen S1 bis
Sj repräsentierend
in m vollständige Teilprojektionssätze aufgeteilt
wird, wobei jeder Teilprojektionssatz alle Projektionswinkel α1 bis αn enthält, jedoch
nur die Daten jedes m-ten parallelen Strahls repräsentiert,
wobei aus jedem Teilprojektionssatz ein Zwischenschnittbild rekonstruiert
wird, bezüglich
der m Zwischenschnittbilder die Korrelationsanalyse durchgeführt wird,
und aus den korrelierten Daten ein Schnittbild rückberechnet wird.
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Vorteilhaft
ist es weiterhin, wenn aus m vollständigen Teildetektorausgangsdatensätzen m Volumendatensätze rekonstruiert
werden, wobei bezüglich
der m Volumendatensätze
die Korrelationsanalyse durchgeführt
wird, und aus den korrelierten Daten ein Volumendatensatz rückberechnet
wird.
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Des
Weiteren ist es vorteilhaft, wenn bei der Abtastung des Objektes
durch einen Mehrzeilendetektor die Detektorausgangsdaten schachbrettartig angeordneter
Detektorelemente zu zwei vollständigen
Teildetektorausgangsdatensätzen
zusammengefasst werden, dass jedes einem „weißen" Feld entsprechende Detektorelement
einem ersten Teildetektorausgangsdatensatz und jedes einem „schwarzen" Feld entsprechende
Detektorelement einem zweiten Teildetektorausgangsdatensatz zugeordnet
wird, aus jedem derart erhaltenen Teildetektorausgangsdatensatz
mindestens ein Zwischenbild rekonstruiert wird, anschließend zu
je zwei Zwischenbildern mit zeitlich und örtlich identischer Objektabtastung
die Korrelationsanalyse durchgeführt
wird und aus korrelierenden Daten ein Bilddatensatz berechnet wird.
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Das
oben beschriebene Verfahren kann einerseits auf die Berechnung vollständiger Bilder
oder Volumendaten, die die Objektstruktur richtig darstellen angewendet
werden, jedoch besteht auch die Möglichkeit, das erfindungsgemäße Verfahren auf sogenannte
unvollständige
Schnittbilder oder Volumendaten anzuwenden, wie es beispielsweise
aus dem SMPR-Verfahren bekannt ist. Entsprechend kann der Winkelbereich
einerseits mindestens 180° umfassen,
aus denen der Satz der Detektorausgangsdaten entstammt, auf die
das erfindungsgemäße Verfahren
angewendet wird. Andererseits besteht auch die Möglichkeit, dass der Winkelbereich
lediglich ein Segment kleiner 180° umfasst
und zur Erstellung eines endgültigen
Bilddatensatzes so viele Bilddatensätze aufaddiert werden, dass
sie insgesamt einen Winkelbereich von mindestens 180° umfassen. Dies
bedeutet lediglich, dass das beschriebene Verfahren der Unterdrückung des
Quantenrauschens nicht nur auf Bilder einsetzbar ist, die die Objektstruktur
sichtbar darstellen, sondern auch auf sogenannte unvollständige Datensätze anwendbar
ist, die erst durch Aufaddierung mehrerer unvollständiger Bilddatensätze, die
insgesamt mindestens 180° ergeben, zu
vollständigen
und erkennbaren Bildern werden.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren
kann außerdem
sowohl in Verbindung mit einer Spiralabtastung als auch mit einer
sequentiellen Abtastung eingesetzt werden.
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Außerdem schlagen
die Erfinder auch ein Computertomographie-System zur Erstellung computertomographischer
Aufnahmen eines Objektes, vorzugsweise eines Patienten, vor, welches
eine Vorrichtung zur rotierenden Abtastung des Objektes mit mindestens
einer Röntgenröhre und
mindestens einem Detektor, der die Schwächung der Röntgenstrahlen kontinuierlich
detektiert und als Detektorausgangsdaten an eine Steuer- und Recheneinheit
ausgibt, wobei ein System aus mindestens einer Recheneinheit und
Programmen oder Programm-Modulen integriert sind, welche im Betrieb
die oben beschriebenen Verfahrensschritte durchführen.
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Zusätzliche
Merkmale und Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden
Beschreibung bevorzugter Ausführungsbeispiele
unter Bezugnahme auf die Zeichnungen.
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Im
Folgenden wird die Erfindung anhand der bevorzugten Ausführungsbeispiele
mit Hilfe der Figuren näher
beschrieben, wobei darauf hingewiesen wird, dass nur die für das unmittelbare
Verständnis der
Erfindung wesentlichen Elemente gezeigt sind. Hierbei werden die
folgenden Bezugszeichen verwendet: 1: Computer-Tomographiesystem; 2:
Röntgenröhre; 3:
Detektor; 4: Systemachse; 5: Abtastvorrichtung; 6:
verschiebbare Patientenliege; 7: Patient; 8: Öffnung in
der Abtastvorrichtung; 9: Steuer- und Recheneinheit; 10:
Steuer- und Datenleitung; 11, 11': Zwischenbilder; 12:
Bestimmung korrelierter Anteile; 13: Synthese korrelierter
Anteile; 14: entrauschtes Bild; 15, 15': Zwischenvolumendatensätze; 16:
entrauschter Volumendatensatz; P: vollständige Projektion; P', P'': vollständige Teilprojektionen; Prg1-Prgn: Programme/Programm-Module;
S: vollständiger Strahlensatz
durch ein Voxel; Sx: Strahlen, S', S'': vollständige Teilstrahlensätze; V:
Voxel; α1 bis αn: Winkel.
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Die
Figuren stellen im Einzelnen dar:
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1:
Schematische Darstellung eines Computer-Tomographiesystems zur Durchführung des
erfindungsgemäßen Verfahrens;
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2:
Schematische Darstellung des erfindungsgemäßen Verfahrens anhand einer
Schnittbildberechnung durch vollständige Projektionssätze;
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3:
Aufteilung einer Parallel-Projektion in zwei vollständige Teil-Parallel-Projektionen;
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4:
Aufteilung einer Voxelabtastung entsprechend dem erfindungsgemäßen Verfahren;
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5:
Mehrzeilendetektor mit schachbrettartiger Anordnung der Detektorelemente.
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Die 1 zeigt
eine schematische Darstellung eines Computer-Tomographiesystems 1,
bestehend aus dem Abtastsystem 5, welches eine Gantry mit
darauf angeordneter Röntgenröhre 2 und
gegenüberliegendem
Detektor 3 aufweist. Zwischen der Röntgenröhre 2 und dem Detektor 3 befindet
sich eine Öffnung 8,
in die ein Patient 7, der auf einer fahrbaren Patientenliege 6 angeordnet
ist, entlang der Systemachse 4 durch die Öffnung 8 geschoben
und dabei abgetastet werden kann. Die Steuerung des Computertomographie-Systems
wird durch eine Steuer- und Recheneinheit 9 ausgeführt, die über eine
Steuer- und Datenleitung 10 mit
dem Abtastsystem 5 verbunden ist und auch den Vorschub
der Patientenliege 6 steuert. Die Detektorausgangsdaten, die
bei der Abtastung des Patienten 7 mit dem Detektor 3 aufgenommen
werden, werden durch die Steuer- und Datenleitung 10 zum
Rechner 9 geleitet und dort oder ggf. in einem anderen
Rechensystem mit Hilfe von Computerprogrammen rekonstruiert, so dass
eine Schnittbild- oder Volumendarstellung des Patienten an einem
Bildschirm der Recheneinheit ausgegeben werden kann.
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In
der 2 ist eine Variante des Verfahrens dargestellt,
bei der aus einem vollständigen
Satz von n Projektionen über
die n Projektionswinkel α1 bis αn von einem identischen Schnitt aufgenommen
worden sind. Diese n Projektionen sind in der 2 oben durch
die Winkel α1 bis αn bezeichnet. Aus all diesen Winkeln der
Parallel-Projektionen α1 bis αn, die ohne Einschränkungen der Allgemeinheit hier
ganzzahlig dargestellt sein sollen, werden zwei vollständige Teilsätze von
Projektionen gebildet, wobei die Projektionen mit ungeradzahligen
Indizes in einen ersten Teilsatz der Projektionen aufgenommen werden
und die Projektionen mit geradzahligen Indizes in einen zweiten
vollständigen
Teilsatz von Projektionen aufgenommen werden. Aus beiden Projektionen
werden, dargestellt durch die nach links und rechts weisende Pfeile,
Zwischenschnittbilder 11 und 11' rekonstruiert. Anschließend wird,
dargestellt durch das Symbol 12, der korrelierte Anteil
zwischen den Schnittbildern bestimmt, mit dem Verfahrens schritt 13 eine
Synthese der korrelierten Anteile durchgeführt und damit ein entrauschtes
Bild 14 erzeugt.
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Eine
andere Variante der Aufteilung der vorhandenen Detektordaten zur
Berechnung von Zwischenbildern ist in der 3 schematisch
angedeutet. Hier wird gezeigt, wie eine Projektion P, die aus einer
Vielzahl von Detektordaten paralleler Strahlen S1 bis Sj besteht,
in zwei vollständige
Teilprojektionen P' und
P'' aufgeteilt wird.
Dabei werden die Daten, die von Strahlen mit ungeraden Indizes stammen,
der Projektion P' und
die Daten aus Strahlen mit geraden Indizes der vollständigen Teilprojektion
P'' zugeordnet. Dieses
Verfahren wird für
alle Projektionswinkel α1 bis an durchgeführt, so
dass aus den Projektionen anschließend zwei Zwischenbilder 11 und 11' rekonstruiert
werden können.
Aus diesen rekonstruierten Zwischenbildern 11 und 11' wird über die
Korrelationsanalyse 12 und nachfolgenden Synthese der korrelierten
Anteile 13 ein fertiges Bild 14 berechnet beziehungsweise
retransformiert.
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Die 4 zeigt
beispielhaft die Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens auf voxelbezogene
Rekonstruktionen. Hier sind die Strahlen S1 bis Sk dargestellt,
die ein Voxel V durchdringen und einem 180° Halbumlauf entsprechen. Bei
der voxelweisen Rekonstruktion werden aus vielen derartigen Strahlensätzen S mit
Strahlen, die jeweils ein Voxel durchdringen, die einzelnen Voxelwerte
eines Untersuchungsobjektes rekonstruiert.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren
kann auch hierbei angewendet werden, indem, wie in der 4 schematisch
dargestellt, jeder Strahlensatz S eines Voxels V, genauer der hierdurch
erzeugte Detektordatensatz, in vollständige Teildatensätze aufgeteilt wird,
die den Strahlensätzen
S' und S'' entsprechen. Aus der Summe der vollständigen Teildetektordatensätze entsprechend
den Teilstrahlensätzen
S' und S'' werden dann voxelweise Volumendatensätze 15 und 15' errechnet,
zwischen diesen Volumendatensätzen im
Verfahrensschritt 12 bestimmt, welche Anteile miteinander
korrelieren und anschließend
im Verfahrensschritt 13 durch eine Synthese der korrelierten Anteile
ein entrauschter Volumendatensatz 16 erzeugt.
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Eine
andere Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht darin,
bei der Abtastung des Untersuchungsobjektes, beispielsweise eines
Patienten, sofort die Detektorausgangsdaten, entsprechend einer
schachbrettartigen Aufteilung der einzelnen Detektorelemente eines
Mehrzeilendetektors, wie er in der 5 schematisch
dargestellt ist, aufzuteilen. Dabei werden die Detektordaten aus
zeilen- und spaltenweise versetzten Detektorelementen jeweils den
beiden vollständigen
Teildatensätzen
zugewiesen. Bei dem dargestellten Mehrzeilendetektor handelt es
sich um einen Mehrzeilendetektor, der über eine Vielzahl von identischen
Detektorelementen verfügt,
wobei zur Unterscheidung der Zuordnung der Detektorelemente diese
in der Darstellung als schwarze beziehungsweise weiße Detektorfelder, ähnlich einem
Schachbrett, gezeichnet sind. Es ist allerdings zu bemerken, dass
die Erfindung sich keinesfalls auf Detektorelemente identischer
Ausdehnung, wie sie hier gezeigt sind, beschränkt ist. Es erfolgt erfindungsgemäß dann eine
Aufteilung der gemessenen Detektordaten in Detektordaten, die von weißen beziehungsweise
schwarzen Detektorelementen stammen, wobei die anschließende Rekonstruktion
der Schnittbilder oder Volumendatensätze, entsprechend allen an
sich bekannten Rekonstruktionsverfahren, durchgeführt werden
kann. Hierdurch entstehen zwei statistisch voneinander unabhängige Bilddatensätze, die
wiederum durch ein Korrelationsverfahren miteinander verglichen
werden können,
so dass anschließend
Bilder berechnet werden können, die
ausschließlich
aus korrelierten Daten bestehen.
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Es
wird nochmals darauf hingewiesen, dass die konkrete Berechnung der
korrelierenden Daten mehrerer Bilder vom identischen Objekt in der
bereits zitierten Schrift
DE
103 05 221 A1 dargelegt ist und diese Berechnungsweise
vollinhaltlich in die vorliegende Anmeldung übernommen wird.