DE19721535A1

DE19721535A1 - Röntgen-Computertomograph zur Erzeugung von Röntgenschattenbildern

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Publication number: DE19721535A1
Application number: DE19721535A
Authority: DE
Inventors: Guenter Dr Ing Dehner; Klaus Dr Klingenbeck-Regn
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1997-05-22
Filing date: 1997-05-22
Publication date: 1998-11-26
Anticipated expiration: 2017-05-23
Also published as: CN1207888A; JPH1128204A; CN1160022C; US6173033B1; DE19721535C2

Description

Es sind Röntgen-Computertomographen bekannt, bei denen der Röntgenstrahler ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel aus sendet, das auf einer Detektorzeile auftrifft, die aus einer Reihe von Detektorelementen aufgebaut ist. Zur Anfertigung von Computertomogrammen wird die Meßanordnung aus Röntgen strahler und Detektorzeile um eine Systemachse gedreht. Aus den bei verschiedenen Projektionen erzeugten Detektor-Aus gangssignalen berechnet ein Computer ein Bild des durch strahlten Bereiches des Patienten.

Zur Anfertigung von Übersichtsaufnahmen, nämlich von Röntgen- Schattenbildern, ist unter anderem aus den Schriften DE 26 13 809 C1 oder US 4,477,922 bekannt, bei einem solchen Computertomographen die Meßanordnung gegen Drehung zu verrie geln und eine Relativbewegung zwischen der Meßanordnung und der Patientenliege bzw. die Platte der Liege in Richtung der Systemachse durchzuführen, z. B. dadurch, daß die Patienten liege verschoben wird. Der Verstellweg der Patientenliege entspricht dabei im wesentlichen der Länge des Röntgen-Schat tenbildes. Je nach Integrationszeit des Datenerfassungs systems können die Daten einer Anzahl von Projektionen zu ei ner Zeile des Röntgen-Schattenbildes zusammengefaßt werden. Die Auflösung im Röntgen-Schattenbild in Richtung der System achse wird bei herkömmlichen Systemen im wesentlichen durch die für die Aufnahme eingestellte Schichtkollimierung be stimmt.

Zur Darstellung des Schattenbildes werden die mit dem Daten erfassungssystem aufgenommenen Daten A/D-gewandelt und an eine Recheneinheit übertragen. In der Recheneinheit erfolgt eine meßsystemabhängige Normierung der Daten, die Umrechnung der gemessenen Strahlungsintensitäten auf Schwächungswerte und eine von der Geschwindigkeit der Relativbewegung von Meß system zu Patient abhängige gleitende Zusammenfassung der in festen Zeitabständen gemessenen Projektionen von Schwächungs werten zu äquidistanten Bildzeilen des Schattenbildes. In ei nem weiteren Schritt wird das in Zylinderprojektion gewonnene Schattenbild in ein ebenes Bild, mit in Transversal-Richtung ebenfalls äquidistanten Pixeln umgerechnet. Dem Bildaufbau schließt sich eine zweidimensionale Entfaltung des Schatten bildes zur Steigerung des Bildkontrasts bei gleichzeitiger Konturaufsteilung an. Die Ausführung der zweidimensionalen Filterung kann entweder in einem getrennten Berechnungs schritt oder on-line entsprechend der Patentschrift DE 42 23 430 C1 oder US 5,315,628, d. h. parallel zur Datener fassung erfolgen.

Es ist auch bereits bekannt, ein Röntgen-Schattenbild mit Hilfe eines Matrixdetektors entsprechend DE 29 32 182 aufzu nehmen, der aus einer Reihe von parallelen Detektorzeilen aufgebaut ist. Überdeckt der Matrixdetektor den gesamten Untersuchungsbereich, so kann eine Relativbewegung zwischen der Meßanordnung und der Patientenliege vermieden werden.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen Röntgen-Com putertomographen mit einem Matrixdetektor oder Mehrzeilen detektor so auszubilden, daß neben der Erstellung von Schichtbildern wahlweise Röntgenschattenbilder mit Hilfe ei ner Detektorzeile oder mit Hilfe von mehreren Detektorzeilen angefertigt werden können.

Typischerweise bedeutet "mehrere Detektorzeilen" jede Anord nung mit einer Anzahl von Detektorzeilen größer als eins. Die Anordnung schließt somit einen Matrixdetektor (Array-Detek tor) mit ein. Dabei kann der Untersuchungsbereich des Patien ten gleich oder größer als die durch das Detektorsystem ab deckte Fläche sein.

Diese Aufgabe ist erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Patentanspruches 1. Bei dem erfindungsgemäßen Röntgen- Computertomographen ist die Blendenanordnung aus röhrennaher und detektornaher Blende so ausgebildet, daß wahlweise aus dem Matrixdetektor eine Detektorzeile oder mehrere Detektor zeilen ausgewählt werden können.

Werden bei der Datenerfassung mehr als eine Zeile gewählt, und der Patient gleichzeitig relativ zum Meßsystem bewegt, so wird der Patient zeitlich versetzt entsprechend der verwende ten Anzahl von Detektorzeilen mehrfach abgetastet. Die mit den verschiedenen Detektorzeilen aufgenommenen Projektions daten sind in der Recheneinheit entsprechend der zugehörigen Ortsposition aufzuaddieren. Die gleichzeitige Datenerfassung über mehrere Detektorzeilen ermöglicht unter anderem eine schnellere Aufnahme des Röntgenschattenbildes. Die hierdurch bedingte Verwischung der Bildes kann durch ein "Debluring- Filtern" ausgeglichen werden. Bei dem erfindungsgemäßen Rönt gen-Computertomographen ist die Recheneinheit damit so ausge bildet, daß auch bei Mehrfachabtastung eine scharfe Abbildung des Schattenbilds vom Patienten entsteht.

Bei geeigneter Einstellung der Blenden und entsprechender Verarbeitung der Meßdaten kann der Mehrzeilen- bzw. Matrix detektor zur gleichzeitigen Streustrahlenkorrektur und somit zur weiteren Steigerung der Bildqualität verwendet werden.

Die Erfindung ist nachfolgend anhand der in den Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispiele näher erläutert. Es zei gen:

Fig. 1 die wesentlichen Teile eines Röntgen-Computer tomographen zur Erläuterung des Erfindungs gedankens,

Fig. 2 bis 4 die Meßanordnung des Röntgen-Computertomogra phen gemäß Fig. 1 bei verschiedenen Blendenstel lungen,

Fig. 5 die Überlagerung von Teilbildern beim gleich zeitigen Messen mit mehreren Detektorzeilen,

Fig. 6 ein System zur Streustrahlenkorrektur durch zu sätzliches Messen im abgeschatteten Bereich,

Fig. 7 eine Übersicht des Bildaufbaus beim Schatten bild,

Fig. 8 ein Blockschaltbild zur Zusammenfassung von Detektorkanälen und zum Debluring-Filter,

Fig. 9 eine Übersicht zum Verfahren einer Streustrahl korrektur.

In der Fig. 1 ist die Meßanordnung eines Computertomographen dargestellt. Entsprechend einem System der "dritten Genera tion" besteht das normalerweise bei Tomogrammaufnahmen rotie rende Meßsystem aus Röntgenröhre 4, Detektorsystem (mit De tektor 5, Datenerfassungs- 6 und Datenübertragungseinheit 6a) und den beiden Blendeneinheiten 10, 11. Zur Aufnahme ei nes Schattenbildes ist die Meßeinrichtung in beliebiger Posi tion, jedoch vorwiegend in vertikaler (Röhre oben) oder hori zontaler (Röhre an der Seite) Position, arretiert. Die in der Höhe verstellbare Patientenliege 1 ist durch einen Motor 2 in Richtung des Doppelpfeiles 3 hin- und herbewegbar. Der Detek tor 5 besteht aus mehreren parallelen Detektorzeilen (mindestens zwei) ist also als Mehrzeilen- oder Matrixdetek tor ausgebildet. Dabei können die einzelnen Zeilen in z-Rich tung gleich oder unterschiedlich breit ausgebildet sein.

Bei einer Anordnung von Zeilen unterschiedlicher Breite kann bei entsprechender Abstufung der Breite der einzelnen Zeilen durch Summation der benachbarten Zeilenelemente eine virtu elle Matrix mit gleichbreiten Elementen geschaffen werden. Für die weitere Betrachtung kann in diesem Fall von einer einheitlichen Breite aller Zeilen ausgegangen werden. Sollte die Möglichkeit zum Bilden der virtuellen Matrix im Datener fassungssystem nicht gegeben sein, so sind in dem Bildrechner 8 entsprechend der unterschiedlichen Breite der Detektorzei len Gewichtsfunktionen einzuführen. Die Erfindung schließt eine derart gestaltete Variante des Computertomographen mit ein.

Unabhängig von der Ausbildung des Detektorsystems ist der Ausgang des Detektors 5 an einem Datenerfassungssystem 6 an geschlossen und über eine Datenübertragungsstrecke 6a mit dem Bildrechner 8 verbunden. Der Bildaufbaurechner enthält neben der Einrichtung zur Berechnung des Schattenbilds Eingabeein heiten, Systemsteuereinrichtungen und Einrichtungen zur Bild darstellung, Bildarchivierung und Bildübertragung in ein Datennetzwerk. Die Darstellung der berechneten Schattenbilder erfolgt auf dem Monitor 9.

Die Röntgenröhre 4 wird von einem Röntgengenerator 7 ge speist. Ferner ist eine Steuervorrichtung 2a für den Liegen motor 2 vorhanden, die auch am Röntgengenerator 7 und am Datenerfassungssystem 6 angeschlossen ist. Die Röntgenröhre 4 sendet ein quer zur Längsrichtung der Patientenliege 1 (in Richtung der z-Achse) fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel 4a aus, das auf dem Detektor 5 auftrifft. Der mehrzeilige, flä chenhaft ausgebildete Detektor 5 ist um eine parallel zur z-Achse verlaufende Achse, gekrümmt. Die Krümmung ist normaler weise so ausgebildet, daß die Achse durch den Fokus 12 geht und die Krümmung einen Kreis um den Fokus beschreibt. Eine beliebig andere Krümmung einschließlich eines ebenen Detek tors ist möglich.

Zur Einblendung des Röntgenstrahlenbündels 4a in Richtung der z-Achse ist mindestens eine röhrennahe Schlitzblende 10 vor handen. Zur verbesserten Ausbildung des Schichtprofils und zur Reduzierung der Streustrahlung kann eine zweite, detek tornahe Schlitzblende 11 vorhanden sein.

Bei der Erstellung eines Computertomogramms wird durch diese Schlitzblenden 10, 11 das fächerförmige Röntgenstrahlenbündel 4a in Richtung der z-Achse so eingeblendet, daß es senkrecht zu dieser Achse verläuft und eine oder mehrere schmale Schichten des Patienten durchstrahlt. Während der Rotation des Meßsystems 4, 5 um die z-Achse des Systems werden konti nuierlich Projektionsdaten erfaßt und vom Datenerfassungs system 6 dem Bildrechner 8 zugeführt, der daraus ein oder mehrere Transversalschichtbilder berechnet und deren Wieder gabe auf dem Monitor 9 bewirkt. Bei gleichzeitiger Rotation des Meßsystems 4, 5 und Translation der Patientenliege 1 in z-Rich tung kann die Meßanordnung 4, 5 auch für die Erstellung von Computertomogrammen im Spiralbetrieb verwendet werden.

Zur Herstellung eines Röntgenschattenbildes wird die Meß anordnung 4, 5 gegen Drehung verriegelt. Bei gleichzeitig fe ster Position der Patientenliege ist somit ein streifenförmi ges Schattenbild in der Breite des Detektors 5 möglich. Über steigt der darzustellende Bereich in z-Richtung die Breite der Detektormatrix, so wird die Patientenliege 1 um einen vorbestimmten Weg relativ zur Meßanordnung 4, 5 in Richtung z-Achse bei eingeschalteter Röntgenstrahlung bewegt. Der Detektor 5 liefert dabei kontinuierlich über das Datenerfas sungssystem 6 und die Übertragungsstrecke 6a Meßdaten in Form von Meßwert-Projektionen P_M(j,i,k) für die j-te Projektion und die i-te Zeile des Detektors 5. Innerhalb einer Projek tion werden die Kanäle mit k bezeichnet. Dabei wird der Pati ent durch die parallelen Detektorzeilen nacheinander mehrfach in z-Richtung abgetastet.

Aus den Werten P_M(j,i,k) wird dabei vom Bildrechner 8 das Tomogramm T, bzw. die den Detektorzeilen i zugeordneten Tomo gramme T_i erzeugt und auf dem Monitor 9 wiedergegeben. Die Berechnung der Tomogramme wird unten ausführlich beschrieben.

Durch Einstellung der Blenden 10, 11 lassen sich verschiedene typische Ausprägungen des Systems zur Erzeugung von Tomogram men mit einer oben beschriebenen Anordnung darlegen:

a) Einzeilen-Modus

Die Fig. 2 zeigt, daß bei der Anfertigung eines Tomogramms mit einem symmetrisch zur Fokusebene 12a des Fokus 12 ausge richteten Detektor 5 mit n-Zeilen nur von einer Detektorzeile Gebrauch gemacht wird. n soll dabei ungerade sein. Die Schlitzblenden 10, 11 werden entsprechend eingestellt, so daß nur eine Detektorzeile, nämlich die mittlere Detektorzeile, vom Röntgenstrahlenbündel 4a getroffen wird. Entsprechend werden auch nur die Meßwerte der mittleren Zeile vom Datener fassungssystem 6 an den Rechner 8 übertragen. Damit erreicht man strahlenphysikalisch die exakt äquivalente Situation für die Anfertigung eines Röntgen-Schattenbildes wie mit einem Detektor, der aus einer einzelnen Detektorzeile aufgebaut ist.

Bei einer geraden Anzahl von Detektorzeilen, d. h. dann, wenn n eine gerade Zahl ist, und symmetrischer Anordnung ist es möglich, die Schlitzblenden 10, 11 so einzustellen, wie dies in den Fig. 3 dargestellt ist. Da der Fokus 12 gemäß Fig. 3a symmetrisch zum Detektor 5 liegt, liegt das Röntgenstrahlen bündel 4a bei der Einblendung gemäß Fig. 3a leicht schräg. Diese Schräglage kann vermieden werden, wenn der Detektor 5 in Richtung der z-Achse geringfügig verschoben wird. In Fig. 3b ist der Detektor um die halbe Breite einer Detektorzeile d/2 verschoben und somit asymmetrisch zur Fokusebene 12a aus gerichtet.

Eine feste asymmetrische Ausrichtung des Detektors 5 führt zu einer Vergrößerung des Cone-Winkels bei der Erstellung von Tomogrammen. Durch eine leichte Kippung der Fokusebene 12a kann ein Schattenbild bei einer Position der Röhre 4 senk recht über oder unter der Patientenliege 1 ohne diese Nach teile ausgeführt werden. Die Kippung beträgt dabei entspre chend Fig. 4,

δ = arctan(d/2D),

mit der Breite d der Detektorzeile und mit dem Abstand D des Detektors 5 vom Fokus 12. Somit ist auch bei gerader Anzahl von Zeilen und bevorzugter Röhrenposition eine Projektion des Schattenbilds exakt senkrecht zur Ebene der Patientenliege möglich.

Alternativ ist bei gerader Zeilenzahl auch eine Einblendung nach Fig. 3c möglich. Hierbei werden die Blenden 10 und 11 so eingestellt, daß die beiden mittleren Zeilen jeweils zur Hälfte bestrahlt werden. Durch ein zusätzliches Additionsele ment können die Kanäle der beiden Zeilen direkt vor der A/D Wandlung zusammengefaßt werden und so dem Datenerfassungs system 6 zugeführt werden oder getrennt erfaßt und an den Bildrechner 8 übertragen werden. Im letzteren Fall erfolgt die Addition der Kanäle benachbarter Zeilen im Bildrechner.

b) Mehrzeilen-Modus

Die Fig. 5 zeigt eine vorteilhafte Nutzung des Detektors 5, bei der aus dem Detektor 5 m (m ≦ n) parallele Detektorzeilen durch entsprechende Einstellung der Schlitzblenden 10, 11 aus den n Zeilen des Mehrzeilen- oder Matrixdetektors ausgewählt werden.

Grundsätzlich können bei dieser Anordnung mit jeder Detektor zeile i (i = 1, . . ., m) die Daten für ein separates Schattenbild T_i aufgenommen werden (i = 1, 2, 3, 4 im Beispiel von Fig. 5). Die Erstellung der Einzelbilder erfolgt dann entsprechend den Be rechnungen zum Schattenbild beim Einzeilendetektor durch Zu sammenfassung mehrerer Projektionen der gleichen Detektor zeile zu äquidistanten Bildzeilen im Schattenbild. Nach Ab schluß der Messung können die Schattenbilder T_i und T_i+1 rela tiv zueinander um eine Strecke, die der Breite Δz_d der Ein zelschicht im Iso-Zentrum des Computertomographen entspricht, in z-Richtung verschoben zu einem Summenbild addiert werden. Durch diese Verschiebung vor der Addition wird die exakte räumliche Korrelation der Zeilen der Einzelbilder gewährlei stet.

Genauer bezeichnet Z_il die l-te Zeile im Schattenbild T_i zur Detektorzeile i. Dann setzt sich die l-te Zeile Z_l des Sum menbildes folgendermaßen zusammen:

Z_l = Z_ml+Z_m-1,l+1+ . . . Z_1,l+m-1

oder bezogen auf die Bilder T_i:

dabei bezeichnet der Index k die Bildelemente innerhalb der l-ten Zeile.

Für die erfindungsgemäße Summation der Information aus den einzelnen Detektorzeilen ist es daher belanglos, ob zuerst Teilbilder T_i erzeugt werden und diese dann zum Ausgangsbild summiert werden oder ob bereits während der Messung die Er gebnisse der einzelnen Zeilen überlagert werden. Das erfin dungsgemäße Verfahren zur on-line-Berechnung der Überlagerung von Schattenbildern ("Growing topogram") wird weiter unten dargestellt.

"Debluring-Filter"

Durch die gleichzeitige Abtastung mehrerer nebeneinander lie gender Schichten wird eine Beschleunigung der Schattenbild aufnahme möglich. Mit der hierzu notwendigen schnelleren Ver schiebung der Patientenliege erfolgt jedoch auch eine stär kere Verwischung der Schattenbilder in z-Richtung. Zum Aus gleich dieser Verwischungen kann eine scharfe Abbildung durch den Einsatz eines "Debluring-Filters" erreicht werden. Die Realisierung eines Schattenbildes eingesetzten "Debluring- Filters" wird unten beschrieben.

Adaptive Streustrahlkorrektur

Neben der Summation von einzelnen Schattenbildern zur besse ren Dosisnutzung kann die Messung im Mehrzeilenmodus auch so gestaltet werden, daß eine adaptive Streustrahlenkorrektur zur Bildverbesserung durchführbar ist.

Erfindungsgemäß wird zu diesem Zweck die Röntgenstrahlung in z-Richtung so eingeblendet, daß die direkte Röntgenstrahlung nur einen Teil der Detektorzeilen trifft. Vorzugsweise wird man entsprechend Fig. 6 die Röntgenstrahlung symmetrisch auf die mittleren Detektorzeilen m_i ausrichten. Die äußeren Detektorzeilen, mindestens jedoch eine Zeile, die nicht in der direkten Röntgenstrahlung liegen bzw. liegt kann man dann zur Messung der Streustrahlanteile benutzen. Entsprechend dem unten angegebenen Rechenverfahren wird die Information aus der Streustrahlungsmessung zur Korrektur der eigentlichen Meßzeilen verwendet.

Vorteile dieser Mehrzeilentechnologie sind:

a) Bei gleichem Röhrenstrom wird die Dosis für ein Schatten bild vervielfacht (m-fach). Dies ist insbesondere bei starker Objektschwächung (dicke Patienten, laterales Schattenbild im Schulterbereich) von Bedeutung.
b) Bei vergleichbarer Dosis kann der Röhrenstrom entsprechend auf 1/m-tel reduziert werden.
c) Hält man bei Einsatz des m-Zeilendetektors die Aufnahme parameter Röhrenstrom und Dosis pro Fläche konstant, so kann die Aufnahme in der 1/m-tel der Zeit oder bei glei cher Aufnahmezeit die m-fache Ausdehnung des Schattenbilds in z-Richtung erreicht werden.
d) Durch entsprechende Einstellung der Kollimatoren 10, 11 und der Bildberechnung kann mit dem Mehrzeilensystem eine adaptive Streustrahlenkorrektur und somit eine Verbesse rung der Abbildung erreicht werden.

Bildberechnungen zum Röntgenschattenbild bei Mehrzeilen- Detektoren:
Entsprechend dem Verfahren zum on-line-Schattenbild Berech nung für Einzeilendetektor, (Patentschrift DE 42 23 430 C1) beschrieben, kann auch beim Mehrzeilen-Schattenbild eine on line Verarbeitung in dem Bildrechner 8 durchgeführt werden. Um die oben beschriebenen Vorteile des Mehrzeilensystems voll nutzen zu können, werden die neuen Rechenverfahren entspre chend Fig. 7 und Fig. 8 dargestellt. Dabei werden die in den Blockbildern dargestellten Berechnungen jeweils für eine Zeile schritthaltend mit der Messung durchgeführt und das Schattenbild als "Growing Topogram" bereits während der Mes sung auf dem Monitor 9 ausgegeben. Einen Überblick über die verschiedenen Rechenschritte gibt Fig. 7.

Vorteilhafter Weise wird der Algorithmus dabei so gestaltet, daß alle Beiträge aus den verschiedenen Detektorzeilen direkt für die on-line-Berechnung einer Bildzeile verwendet werden.

Zur Verarbeitung der Projektionsdaten P_M werden in einem ersten Rechenschritt die in zeitlich konstanten Abständen, dt = const gemessenen Projektionen j der jeweils i-ten Detektor zeile P_M(j,i,k) durch gewichtete Summation (Interpolation) zu Bildzeilen l_r der jeweils i-ten Detektorzeile Z_r(l_r,i,k) mit konstanten Abstand Δz_r = const umgerechnet (siehe Fig. 8). Die Anzahl L der aufsummierten Projektionen P_M je Zeile Z_r ist dabei eine Funktion der momentanen Geschwindigkeit v_jM der Liegenbewegung. Zur Optimierung des "Debluring-Filters" ist es zweckmäßig zunächst von einer um den Faktor V erhöhten Bildabtastfrequenz in z-Richtung auszugehen. Somit ist der Zeilenabstand für die Berechnung

Δz_r = Δz_b/ν

wenn Δz_b der Abstand der Zeilen im endgültigen Schattenbild bedeutet.

Formelmäßig ergibt sich:

In einem zweiten Schritt werden die Beiträge der verschiede nen Detektorzeilen zusammengefaßt. Bei Detektoren mit glei chen Zeilenabständen oder bereits zu gleichen Zeilenabständen zusammengefaßten Projektionen werden entsprechend dem Versatz von Δz_b = ν.Δz_r jeweils benachbarte Detektorzeilen (Index k) aus um ν Zeilen versetzten Paketen (Index l_r) aufaddiert:

Liegen die Detektorzeilen in einem nichtäquidistanten Raster vor, so ist in geeigneter Weise für jeden Kanal k zwischen den benachbarten Detektorzeilen i und i+1 und den nacheinan der ausgelesenen Werten . . ., l_r-1,l_r,l_r+1, . . . der einzelnen Detektorzeilen zu interpolieren. Die Interpolation mit je weils n Stützstellen zwischen den aufeinanderfolgenden Werten und je zwei benachbarten Zeilen lassen sich zu einer n.m-Inter polationsmatrix zusammenfassen. Mit den Interpolations gewichten b(λ,κ), die in Abhängigkeit von der verwendeten Interpolationsart zu bestimmen sind, läßt sich folgende all gemeine Interpolationsvorschrift für den zweiten Verarbei tungsschritt angeben:

Der Zusammenfassung der Detektorzeilen schließt sich in einem dritten Schritt das eigentliche "Debluring-Filter" zur Reduk tion der Verwischungsartefakte durch die kontinuierliche Be wegung der Patientenliege an. Verfahren zur Bestimmung der Parameter des Filters werden in der Literatur u. a. von Andrews and Hunt¹ angegeben.

Vorteilhafterweise wird man das "Debluring-Filter" als nicht rekursives digitales Filter (FIR-Filter) ausführen. Die Länge M (M ungerade) der Impulsantwort und deren Koeffizienten h(κ) sind entsprechend der Verschleifung in z-Richtung zu be stimmen. Die Ausgangswerte Z_rD(l_r,k) des Filters berechnen sich entsprechend der Beziehung:

Zur Ausführung des "Debluring-Filters" wurde eine um ν er höhte Abtastung in z-Richtung gewählt. Durch entsprechende Unterabtastung der Ausgangswerte erhält man die eigentlichen Bildzeilen Z_b(l_b,k):

Z_b(l_b,k) = Z_rD(ν.l_b,k)

Der in Fig. 8 gezeigte Realisierungsvorschlag ist eine mögli che Ausführungsform. Zur Optimierung der Rechenabläufe sind Realisierungsvarianten der oben aufgeführten Beziehungen in die Erfindung eingeschlossen. Speziell läßt sich das "Debluring-Filter" so umgestalten, daß die bei der Unterab tastung nicht benötigten Werte auch nicht berechnet werden müssen. Da zur Berechnung der Ausgangswerte Z_rD in Abhängig keit von l_r alle benachbarten Werte im Raster Δz_r beitragen, sind alle gemessenen Daten erfaßt. Es entsteht durch die Unterabtastung kein zusätzlicher Einfluß auf das Bildrauschen bzw. die "Dosisnutzung".

Die Berechnungen in den Schritten eins bis drei sind jeweils für alle Elemente k in den verschiedenen Zeilen durchzufüh ren. Eine parallele Verarbeitung der Elemente k ist dabei bei geeigneter Strukturierung der Zwischenspeicher auf mehreren CPU's möglich.

In einem vierten Rechenschritt erfolgt entsprechend Fig. 7 wie bei der Berechnung des Schattenbildes beim Einzeilen detektor eine Faltung in Zeilenrichtung, d. h. senkrecht zur z-Richtung. Die Impulsantwort des Filters in Zeilenrichtung ist so gewählt, daß ein Schwächungsausgleich und eine Kanten aufsteilung erfolgt. Dabei ist jedoch auf einen in beide Richtungen homogenen Bildeindruck bezüglich des Quantenrau schens zu achten. Das Filter in Zeilenrichtung kann als direkte Faltung oder als "Schnelle Faltung" mittels der Fast- Fouriertransformation ausgeführt werden.

Die Einblendung des Strahlenbündels 4a kann in der Weise vor genommen werden, daß, wie oben beschrieben, eine adaptive Streustrahlenkorrektur möglich wird. Für den eigentlichen Bildaufbau werden dann nur die inneren m_i Detektorzeilen ver wendet. Aus den Meßwerten der äußeren Detektorzeilen können die objektabhängigen Streustrahleneinflüsse auf die inneren Detektorzeilen bestimmt und eine Korrekturmatrix S(i,k) für die einzelnen zum Bildaufbau bei tragenden Detektorzeilen ge bildet werden. Zur vereinfachten Berechnung ist in vielen Fällen eine Zusammenfassung der Korrekturmatrix S(i,k) zu ei nem Korrekturvektor S'(k) möglich. Die Streustrahlkorrektur kann dann nach der Abtastreduktion erfolgen:

Z_rS'(l_b,k) = F{Z_r(l_b,k); S(k)}

Die korrigierten Werte Z_rS'(l_b,k) werden dann wie in Fig. 9 dargestellt den letzten Rechenschritt zur Faltung in Zeilen richtung zugeführt.

Die Ausführung der einzelnen Rechenschritte kann entsprechend den Blockbildern in Form von besonderen Rechenschaltungen ausgeführt werden. Man kann auch die erfindungsgemäß vorge schlagenen Verfahren vorzugsweise auf programmierbaren Rechenelementen durchführen.

Claims

1. Röntgen-Computertomograph mit einer Meßanordnung aus einem Röntgenstrahler (4) und einem Detektor (5), welcher aus einer Reihe von parallelen Detektorzeilen aufgebaut ist, wobei min destens eine röhrennahe Schlitzblende (10) und optionsweise eine detektornahe Schlitzblende (11) vorgesehen ist und diese Schlitzblenden (10, 11) individuell derart einstellbar sind, daß wahlweise eine oder mehrere Detektorzeilen aus dem Detek tor (5) für die Anfertigung eines Röntgenschattenbildes bei gegen Drehung verriegelter Meßanordnung (4, 5) durch eine Re lativbewegung der Patientenliege (1) in z-Richtung auswählbar sind.

2. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 1, bei dem nur eine Detektorzeile für die Datenerfassung zur Erstellung ei nes Röntgenschattenbildes verwendet wird.

3. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 1 und 2 mit einer ungeraden Anzahl von Detektorzeilen und symmetrischer Lage rung der zentralen Zeile zur Messung der Daten für das Rönt genschattenbild.

4. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 1 und 2 mit einer geraden Anzahl von Detektorzeilen und zur Fokusebene (12a) unsymmetrischer Lage der Detektorzeile, die für die Messung der Daten für das Röntgenschattenbild verwendet wird.

5. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 1 und 2, bei dem der Detektor (5) in z-Richtung um die halbe Breite einer De tektorzeile verschoben gelagert ist.

6. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 4 bei dem der Detektor in z-Richtung verstellbar gelagert ist.

7. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 1, bei dem eine gerade Anzahl von Detektorzeilen vorhanden ist und bei dem die beiden mittleren Zeilen für die Messung verwendet werden.

8. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 7, bei dem die beiden mittleren Detektorzeilen durch das Blendensystem (10, 11) so abgeschattet werden, daß durch Summation der Signale aus beiden Detektorzeilen ein Detektorsignal mit einer ge wünschten effektiven kleineren Detektorbreite entsteht.

9. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 8, bei dem die ef fektive Detektorbreite gleich der Breite einer Detektorzeile ist.

10. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 7, 8 und 9, bei dem die Zusammenfassung der Signale in einem eigenen Rechen prozeß analog oder digital im Datenerfassungssystem (6) er folgt.

11. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 7, 8 und 9, bei dem die Signale der beiden Detektorzeilen getrennt an den Bildrechner (8) übertragen werden und die Zusammenfassung im Bildrechner (8) ohne zusätzlichen Versatz erfolgt.

12. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 4, bei dem das Röntgenstrahlenbündel (4a) um einen kleinen Winkel so gekippt ist, daß bei Messung in Vorzugsposition (Röhre (4) oben oder unten) die Meßebene senkrecht zur Tischebene bzw. parallel zu einem transversalen Schnitt durch den Patienten steht.

13. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 1, bei dem gleichzeitig mehreren Detektorzeilen zur Erstellung eines Röntgenschattenbildes verwendet werden und die Signale der einzelnen Detektorzeilen versetzt aufsummiert werden.

14. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 13, bei dem die versetzte Summation der einzelnen Teilbilder entsprechend der Schichtdicken im Iso-Zentrum des Computertomographen versetzt erfolgt.

15. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 13 und 14, bei dem die Röntgenschattenbilder für jede Detektorzeile getrennt berechnet werden und anschließend die Teilbilder entsprechend dem Versatz der Schichten summiert werden.

16. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 13 und 14, bei dem die effektiven Detektorzeilen alle gleich breit sind und bei dem die Signale der einzelnen gemessenen Zeilen direkt verarbeitet und bereits während der Messung zeilenweise ent sprechend dem Versatz der Schichten versetzt aufaddiert wer den.

17. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 13 und 14, bei dem die effektiven Detektorzeilen unterschiedlich breit sind und bei dem die Signale der einzelnen gemessenen Zeilen di rekt verarbeitet und bereits während der Messung uminterpo liert und entsprechend dem Versatz der Schichten versetzt aufaddiert werden, wobei die Uminterpolation auf gleichbreite Zeilen und die versetzte Addition in einem Rechenschritt zu sammengefaßt wird.

18. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 16 und 17, bei dem die interne Verarbeitung mit einer höheren Abtastrate bzw. Zeilenfrequenz in z-Richtung erfolgt als die Abtastrate bzw. Zeilenfrequenz des endgültigen Bildes.

19. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 13 und 14, bei dem zum Ausgleich der Verwischung durch die Tischbewegung ein Debluring-Filter oder entsprechend wirkendes digitales Filter in z-Richtung angewandt wird.

20. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 16, 17 und 19, bei dem das Filter on-line direkt nach der versetzten Sum mation der einzelnen Zeilen durchgeführt wird.

21. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 19, bei dem die Koeffizienten des Debluring-Filters on-line an die Momentan geschindigkeit des Tisches (1) angepaßt werden, wenn voraus gehend keine Zusammenfassung von Meßwerten auf Bildzeilen mit konstanter Breite erfolgt.

22. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 20, bei dem nach der Bildfilterung in z-Richtung eine Abtastreduktion auf die endgültige Zeilenfrequenz erfolgt.

23. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 20, bei dem das Debluring-Filter so gestaltet ist, daß nur die Zeilen berech net werden die im endgültigen Schattenbild dargestellt wer den.

24. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 1 und 14, bei dem mindestens eine Detektorzeile für die Messung der Streustrah lung verwendet wird.

25. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 1, 14 und 24, bei dem aus den Daten der gemessenen Streustrahlung eine Korrek turmatrix oder ein Korrekturvektor erstellt wird und diese Matrix bzw. dieser Vektor zur Korrektur der Streustrahlen An teile im Röntgenschattenbild bei Mehrzeilen-Topogramm verwen det wird.

26. Röntgen-Computertomograph nach Anspruch 1 mit einer Ein zel- oder Mehrzeilenmessung, bei dem sich an die verschiede nen Bearbeitungsschritte in z-Richtung eine Verarbeitung, vorzugsweise Hochpaßfilterung, quer zur z-Richtung, d. h. in Richtung der Detektorzeilen, anschließt.

27. Röntgen-Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 26, bei dem die in zeitlich konstanten Abständen gemessenen Projektionen entsprechend der momentanen Liegengeschindigkeit zur weiteren Verarbeitung im Bildrechner (8) in Bildzeilen konstanter Breite umgerechnet werden.