DE19813466A1

DE19813466A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Abtastung eines Gegenstands in einem Computer-Tomographie-System

Info

Publication number: DE19813466A1
Application number: DE19813466A
Authority: DE
Inventors: Jiang Hsieh; Stanley H Fox
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1997-04-21
Filing date: 1998-03-26
Publication date: 1998-10-22
Also published as: US5864598A; JPH11325A; IL124014A; JP4172839B2

Description

Die Erfindung bezieht sich im allgemeinen auf eine Com puter-Tomographie-(CT-)Abbildung und insbesondere auf die Abtastung eines in Frage kommenden Gegenstands in einer CT-Abtasteinrichtung.

Bei zumindest einem bekannten CT-Systemaufbau projiziert eine Röntgenstrahlquelle einen fächerförmigen Strahl, der parallel gerichtet ist, daß er in einer X-Y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems liegt, die allgemeinen als Abbildungsebene bezeichnet wird. Der Röntgenstrahl fällt durch den abzubil denden Gegenstand, wie einen Patienten. Nachdem der Strahl durch den Gegenstand gedämpft wurde, trifft er auf ein Array von Strahlungserfassungseinrichtungen. Die Erfassungseinrich tungen sind im allgemeinen rechteckig. Die Intensität des an dem Erfassungsarray empfangenen gedämpften Strahls hängt von der Dämpfung des Röntgenstrahls durch den Gegenstand ab. Je des Erfassungselement des Arrays erzeugt ein separates elek trisches Signal, das ein Maß der Strahldämpfung an dem Erfas sungsort ist. Die Dämpfungsmaße von allen Erfassungseinrich tungen werden zur Erzeugung eines Übertragungsprofils separat erfaßt.

Bei bekannten CT-Systemen der dritten Generation drehen sich die Röntgenstrahlquelle und das Erfassungsarray mit einem Faßlager innerhalb der Abbildungsebene und um den abzubilden den Gegenstand, so daß sich der Winkel, bei dem der Röntgen strahl den Gegenstand schneidet, konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgenstrahldämpfungsmaßen, d. h. Projektionsdaten, von dem Erfassungsarray bei einem Faßlagerwinkel wird als Ansicht bezeichnet. Eine Abtastung des Gegenstands umfaßt einen Satz von Ansichten bei unterschiedlichen Faßlagerwinkeln während einer Umdrehung der Röntgenstrahlquelle und der Erfassungs einrichtung. Bei einer axialen Abtastung werden die Projek tionsdaten zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet, das einem zweidimensionalen Schnitt durch den Gegenstand entspricht.

Typischerweise kann die Konfiguration eines Schnitts verän dert werden. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten wird in der Technik als gefiltertes Rückprojektionsverfahren bezeichnet. Bei diesem Verfahren werden die Dämpfungsmaße von einer Abtastung in ganze Zahlen, sogenannte CT-Zahlen oder Hounsfield-Einheiten umgewandelt, die zur Steuerung der Helligkeit eines entspre chenden Bildelements auf einer Kathodenstrahlröhrenanzeige einrichtung verwendet werden.

Zur Verringerung der für Mehrfachschnitte erforderlichen Ge samtabtastzeit kann eine Wendelabtastung durchgeführt werden. Zur Durchführung einer Wendelabtastung wird der Patient in der z-Achse synchron mit der Rotation des Faßlagers bewegt, während die Daten für die vorgeschriebene Anzahl von Schnit ten erfaßt werden; Ein derartiges System erzeugt eine einzel ne Wendel aus einer Fächerstrahlwendelabtastung. Die durch den Fächerstrahl ausgebildete Wendel liefert Projektionsda ten, aus denen Bilder in jedem vorgeschriebenen Schnitt re konstruiert werden können. Zusätzlich zur verringerten Ab tastzeit bietet die Wendelabtastung weitere Vorteile, wie ei ne bessere Verwendung eines injizierten Kontrastmittels, eine verbesserte Bildrekonstruktion an willkürlichen Orten und bessere dreidimensionale Bilder.

Bei bekannten CT-Systemen wird der Röntgenstrahl von der Röntgenstrahlquelle durch eine Kollimatoreinrichtung vor dem Patienten bzw. einen Kollimator projiziert, der das Röntgen strahlprofil in der Patientenachse oder z-Achse definiert. Der Kollimator enthält typischerweise ein Röntgenstrahl absorbierendes Material mit einer darin befindlichen Öffnung zur Begrenzung des Röntgenstrahls. Bekannte Öffnungen sind typischerweise linear oder rechteckig und die Öffnungsbreite steuert die Schnittdicke, gemessen entlang der z-Achse. Wenn beispielsweise ein Röntgenstrahl durch einen Kollimator mit einer Öffnung von 1 mm hindurch fällt, weist der aus dem Kol limator austretende Strahl eine Dicke von 1 mm auf.

Bekannte CT-Systeme liefern typischerweise eine ausreichende Bildauflösung. Jedoch ist diese Auflösung beispielsweise durch die Kollimatorgröße, die Schnittdicke und den Filter kern begrenzt. Hinsichtlich dreidimensionaler und multiplana rer Reformat-(MRP-)Bildern wäre es wünschenswert, die Bild auflösung für alle Kollimatorgrößen zu verbessern.

Die Bildauflösung hängt mit der Schnittdicke zusammen. Das heißt, durch Verringerung der Schnittdicke wird die Bildauf lösung verbessert. Bei einigen Anwendungen ist eine Schnitt dicke von 0,5 mm erwünscht. Bekannte CT-Systeme sind jedoch typischerweise zur Bereitstellung der kleinsten Schnittdicke von 1 mm aufgebaut. Bisher wurde angenommen, daß zur Verringe rung der Schnittdicke auf 0,5 mm erhebliche Hardware- und Softwareänderungen erforderlich sind.

Die Bildauflösung hängt auch mit dem Rekonstruktionsfilter kern zusammen. Das heißt, eine Erhöhung der Abschneidefre quenz des Filterkerns verursacht eine Verbesserung der Bild auflösung in der x-y-Ebene. Jedoch erhöht eine Erhöhung der Filterkern-Abschneidefrequenz auch die Hochfrequenzinhalte, die zu einem Bild beitragen, und verursacht merkliche Alia sing-Artefakte. Demnach muß der Rekonstruktionsfilterkern bei einem bekannten CT-System typischerweise begrenzt sein. Bis her wurde angenommen, daß zur weiteren Erhöhung der Rekon struktionsfilterkern-Abschneidefrequenz erhebliche Hardware- und Softwareveränderungen vonnöten sind.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, die Bildauf lösung in einem CT-System durch Ausbilden einer Schnittdicke von 0,5 mm zu verbessern. Die Bildauflösung soll auch durch Erleichterung der Verwendung selbst höherer Rekonstruktions filter-Abschneidefrequenzen verbessert werden. Des weiteren soll diese Bildauflösung ohne Verschlechterung der Gesamt bildqualität und ohne das Erfordernis erheblicher Hardware- und Softwareveränderungen bei dem bekannten CT-System ausge bildet werden.

Diese Aufgaben werden erfindungsgemäß in einem CT-System ge löst, bei dem gemäß einem Ausführungsbeispiel ein Ent-Faltungsalgorithmus zur Ausbildung einer Bildauflösung von weniger als 1 mm implementiert ist. Insbesondere und entspre chend einem Ausführungsbeispiel der Erfindung werden Projek tionsdaten für zumindest zwei angrenzende Bildschnitte erhal ten. Dieses System ist derart aufgebaut, daß der Fächerstrahl eine Schnittdicke von 1 mm aufweist und Bildschnitte ungefähr 0,5 mm voneinander entfernt sind. Die Projektionsdaten der Bildschnitte werden dann zur Erzeugung von Bilddaten für je den Bildschnitt verarbeitet. Der Ent-Faltungsalgorithmus wird dann bei den Bilddaten in der z-Richtung zur Erzeugung eines Bildes mit einer näherungsweisen z-Auflösung von 0,5 mm ange wendet.

Durch die Verwendung des Ent-Faltungsalgorithmus wie vorste hend beschrieben wird die Erzeugung von Bildern mit einer Auflösung von 0,5 mm bei einer Kollimatoröffnung von 1 mm er möglicht. Daher kann die 0,5 mm-Auflösung ohne Modifikation der Hardware bei vorhandenen Systemen erreicht werden. Vor handene Systeme müssen lediglich zur Aufnahme des Ent-Faltungsalgorithmus modifiziert werden. Ferner werden die Re chenkosten und die Kosten zur Erzeugung von Hochauflösungs bildern bei einer CT-Bildrekonstruktion nicht merklich er höht.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispie len unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher beschrieben: Es zeigen:

Fig. 1 eine bildliche Darstellung eines CT-Abbildungssystems,

Fig. 2 ein Blockschaltbild des in Fig. 1 dargestellten Sy stems,

Fig. 3 eine schematische Darstellung eines CT-Abbildungssystems mit einem Kollimator,

Fig. 4a eine graphische Darstellung von während einer ersten axialen Abtastung erfaßten Projektionsdaten,

Fig. 4b eine graphische Darstellung von während einer zweiten axialen Abtastung erfaßten Projektionsdaten,

Fig. 5a(i) eine graphische Darstellung von während des Be ginns einer ersten Umdrehung einer Wendelabtastung erfaßten Projektionsdaten,

Fig. 5a(ii) eine graphische Darstellung von während des Been dens einer ersten Umdrehung einer Wendelabtastung erfaßten Projektionsdaten und

Fig. 5b eine graphische Darstellung von während einer zweiten Umdrehung einer Wendelabtastung erfaßten Projektionsdaten.

In den Fig. 1 und 2 ist ein Computer-Tomographie-(CT-)Ab bildungssystem 10 gezeigt, das ein Faßlager 12 enthält, das eine CT-Abtasteinrichtung der dritten Generation darstellt. Das Faßlager 12 weist eine Röntgenstrahlquelle 14 auf, die einen Fächerstrahl von Röntgenstrahlen 16 in Richtung eines Erfassungsarrays 18 auf der entgegengesetzten Seite des Faß lagers 12 projiziert. Das Erfassungsarray 18 wird durch Er fassungselemente 20 gebildet, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die durch einen medizinischen Pati enten 22 hindurch fallen. Jedes Erfassungselement 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffen den Röntgenstrahls und somit die Dämpfung des Strahls dar stellt, wenn er durch den Patienten 22 hindurch fällt. Wäh rend einer Abtastung zur Erfassung von Röntgenstrahlprojekti onsdaten drehen sich das Faßlager 12 und die daran angebrach ten Komponenten um einen Drehmittelpunkt 24.

Die Rotation des Faßlagers 12 und der Betrieb der Röntgen strahlquelle 14 werden durch eine Steuereinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 enthält ei ne Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28, die die Röntgenstrahl quelle 14 mit Energie und Zeitsignalen versorgt, und eine Faßlagermotorsteuereinrichtung 30, die die Rotationsgeschwin digkeit und Position des Faßlagers 12 steuert. Ein Datener fassungssystem (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet analoge Daten von den Erfassungselementen 20 ab und wandelt die Daten in digitale Signale zur nachfolgenden Verarbeitung um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgeta stete und digitalisierte Röntgenstrahldaten von dem Datener fassungssystem 32 und führt eine Hochgeschwindigkeitsbildre konstruktion durch. Das rekonstruierte Bild wird einem Compu ter 36 als Eingangssignal zugeführt, der das Bild in einer Massenspeichereinrichtung 38 speichert.

Der Computer 36 empfängt auch Befehle und Abtastparameter von einem Bediener über eine Konsole 40, die eine Tastatur auf weist. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhrenanzeigeeinrichtung 42 ermöglicht es dem Bediener, das rekonstruierte Bild und andere Daten von dem Computer 36 zu überwachen. Die von dem Bediener zugeführten Befehle und Parameter werden von dem Computer 36 zur Ausbildung von Steuersignalen und Informatio nen für das Datenerfassungssystem 32, die Röntgenstrahlsteu ereinrichtung 28 und die Faßlagermotorsteuereinrichtung 30 verwendet. Außerdem bedient der Computer 36 eine Tischmotor steuereinrichtung 44, die einen motorisierten Tisch 46 zur Positionierung des Patienten 22 in dem Faßlager 12 steuert. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Abschnitte des Patienten 22 durch eine Faßlageröffnung 48.

Gemäß Fig. 3 und gemäß dem Betrieb der Röntgenstrahlquelle 14 geht der Röntgenstrahl 16 von einem Brennpunkt 50 der Quelle 14 (in der Fig. 3 nicht gezeigt) aus. Der Röntgenstrahl 16 wird durch einen Kollimator 52 parallel gerichtet, und der parallele Strahl 16 wird in Richtung des Erfassungsarrays 18 entlang einer Fächerstrahlachse 54 projiziert, die in dem Fä cherstrahl 16 zentriert ist.

Der Kollimator 52 weist einen im wesentlichen kreisförmigen Querschnitt auf, und eine Öffnung bzw. Apertur 56 erstreckt sich durch den Kollimator 52. Es können auch eine Vielzahl anderer Kollimatoröffnungen (nicht gezeigt) darin ausgebildet sein und sich durch den Kollimator 52 erstrecken, wobei jede Öffnung einer bestimmten Schnittbreite entspricht. Beispiels weise kann die Öffnung 56 einer Schnittbreite von 10 mm ent sprechen, und eine andere Öffnung kann einer Schnittbreite von 7 mm entsprechen. Ist eine Abtastung für einen 10 mm-Schnitt durchzuführen, dann ist die Öffnung 56 mit dem erwar teten Röntgenstrahlbrennpunkt 50 ausgerichtet und begrenzt den von dem Brennpunkt 50 projizierten Strahl 16 auf 10 mm. Der Kollimator 52 ist in der Technik bekannt. Hier bezieht sich eine Xmm-mal-Xmm-Abtastung auf die Abtastung eines in Frage kommenden Gegenstands unter Verwendung einer Kolli matoröffnung von X mm bei einem 1 : 1-Wendelabstand, wobei der Wendelabstand das Verhältnis der Tischbewegung bei einer Dre hung der Röntgenstrahlquelle 14 zu der Schnittbreite oder Schnittdicke ist, die durch den Quellenkollimator definiert wird.

Wie es vorstehend beschrieben ist, verwenden bekannte CT-Systeme typischerweise Kollimatoren mit zumindest einer Öff nung von 1 mm. Während Bildschnitte von 1 mm oder größer für viele CT-Systemanwendungen effektiv sind, wird bei einigen CT-Systemanwendungen eine dünnere Schnittdicke gewünscht. Insbesondere ist es bei manchen Anwendungen wünschenswert, ein Bild mit beispielsweise 0,5 mm-Schnittbildern zu erzeugen. Derartige kleinere bzw. schmälere Schnittbilder sind insbe sondere dann wünschenswert, wenn sich die Patientenanatomie in Bereichen unterscheidet, die weniger als 1 mm voneinander weg sind. Gemäß einem Ausführungsbeispiel werden Schnittbil der von 0,5 mm selbst bei der Verwendung einer Kollimatoröff nung von 1 mm ausgebildet.

Die folgende Beschreibung eines Ent-Faltungsalgorithmus be zieht sich manchmal insbesondere auf CT-Systeme, die eine Wendel- oder axiale Abtastung verwenden. Der Ent-Faltungs algorithmus ist jedoch nicht auf die Ausübung in Ver bindung mit derartigen Systemen begrenzt. Ferner ist der Ent-Faltungsalgorithmus bei einem Ausführungsbeispiel im Bildraum implementiert. Der Ent-Faltungsalgorithmus kann allerdings auch im Projektionsraum implementiert sein. Außerdem kann der Algorithmus sowohl bei Einzelschnitt- als auch Mehrschnittab tasteinrichtungen verwendet werden. Obwohl der Algorithmus in Verbindung mit einer Schnittdicke von 1 mm beschrieben wird, kann der Algorithmus auch bei Schnittdicken von beispielswei se 3 mm oder 5 mm verwendet werden. Ferner ist der Ent-Faltungsalgorithmus bei einem Ausführungsbeispiel in dem Com puter 36 implementiert und verarbeitet beispielsweise in der Massenspeichereinrichtung 38 gespeicherte Daten. Es sind na türlich auch viele andere alternative Implementationen mög lich.

Gemäß einem Ausführungsbeispiel dreht sich die Röntgenstrahl quelle 14 zumindest zweimal während einer axialen Abtastung zum Erhalten von Projektionsdaten für angrenzende Bildschnit te. Die Röntgenstrahlquelle 14 kann sich natürlich auch drei, vier oder mehrere Male drehen. Gemäß Fig. 4a deckt das CT-System 10 während einer ersten Drehung der Röntgenstrahlquel le 14 eine erste Projektion P₁ entlang einer z-Achse für ei nen ersten Bildschnitt ab. Wie es gezeigt ist, enthält der erste Schnitt 1 mm von Projektionsdaten, und P₁ stellt die Reichweite bzw. den Bereich [0 mm, 1 mm] dar. Nach der ersten Drehung wird der Tisch 46 um 0,5 mm in der z-Richtung fortbe wegt. Gemäß Fig. 4b deckt eine zweite Drehung der Röntgen strahlquelle 14 eine zweite Projektion P₂ entlang der z-Achse für einen zweiten Bildschnitt ab. Wie gezeigt, enthält der zweite Bildschnitt auch I mm von Projektionsdaten, und P₂ stellt den Bereich [0,5 mm, 1,5 mm] dar. Daher hat sich nach zwei Drehungen der Röntgenstrahlquelle 14 der Gegenstand nä herungsweise um 0,5 mm bewegt, und das Erfassungsarray 18 hat Projektionsdaten für den Bereich P₁∪P₂ erzeugt, was 1,5 mm des Gegenstands entspricht. Wie auch gezeigt ist, überlappen sich die während der aufeinanderfolgenden Drehungen erfaßten Pro jektionsdaten zumindest teilweise in der z-Achse (durch den Bereich P₁∩P₂ angezeigt), d. h. bestimmte Projektionsdaten in jedem Schnitt entsprechen einem identischen Abschnitt des Ge genstands. Insbesondere überlappen die mittleren 0,5 mm der Gesamtprojektionsdaten für den Bereich P₁∪P₂. Dies wird auch als überlappende z-Achsen-Abtastung bezeichnet.

Die Projektionsdaten für den Bereich P₁∪P₂, die während der zwei Drehungen der Röntgenstrahlquelle 14, d. h. der zwei Bildschnitte, erfaßt wurden, werden gefiltert und entspre chend bekannten Rekonstruktionsverfahren zur Erzeugung von jedem Schnitt entsprechenden Bilddaten rückprojiziert. Werden Projektionsdaten für mehr als zwei Bildschnitte erhalten, können natürlich die Projektionsdaten für jeden derartigen Schnitt gefiltert und entsprechend bekannten Rekonstruktions verfahren zur Erzeugung von jedem Schnitt entsprechenden Bilddaten rückprojiziert werden. Ein Ent-Faltungsalgorithmus wird dann bei den Bilddaten zur Erzeugung von Bildern hoher Auflösung des Gegenstands angewendet. Wie es vorstehend be schrieben ist, sind durch überlappende z-Achsen-Abtastung er zeugte Projektionsdaten im wesentlichen über einen Abschnitt des Gegenstands redundant. Die redundanten Bilddaten werden entlang der z-Richtung, d. h. im Bildraum, ent-faltet. Die Ent-Faltung der redundanten Bilddaten erzeugt ent-faltete Bilddaten, die die Auflösung in dem überlappten abgetasteten Abschnitt des Gegenstands wiederherstellt.

Die Bilddaten können beispielsweise mit einem Drei-Punkt-Kern ent-faltet werden. Natürlich können die Bilddaten auch mit anderen Kernen, beispielsweise Zwei-Punkt-Kernen oder Vier-Punkt-Kernen ent-faltet werden. Bei der Ent-Faltung von Bild daten mit einem [-0,4; 1,8; -0,4]-Kern, und wenn beispiels weise P_d ein resultierendes Bild, P₀ ein ursprüngliches Bild bzw. Vorlagenbild, P_-1 ein Bild vor dem ursprünglichen Bild und P₊₁ das nächste ursprüngliche Bild bezeichnet, wird das ent-faltete Bild folgendermaßen bestimmt

P_d = -0,4P_-1 + 1,8P₀ - 0,4P₊₁.

Es können natürlich auch andere Drei-Punkt-Kerne oder andere Kerngrößen verwendet werden.

Die Ent-Faltung der Bilddaten entlang der z-Richtung erleich tert die Verbesserung der Auflösung des ent-falteten Bildes, so daß eine derartige Auflösung kleiner als 1 mm ist. Bei dem vorstehend angeführten Beispiel ist die Auflösung näherungs weise 0,5 mm, d. h., das CT-System erzeugt ein Bild mit einer Schnittdicke von 0,5 mm.

Obwohl bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel eine Kollimatoröffnung von I mm verwendet wird, können auch andere Kollimatoröffnungsgrößen verwendet werden. Außerdem kann in Abhängigkeit der gewünschten Schnittdicke der Tisch 46 in Inkrementen entweder größer oder kleiner als 0,5 mm vor geschoben werden. Außerdem kann der Ent-Faltungsalgorithmus anstatt bei Bilddaten bei Projektionsdaten angewendet werden. Des weiteren können Projektionsdaten für mehr als zwei Rönt genstrahlquellendrehungen erzeugt werden. Beispielsweise kön nen Projektionsdaten für einen dritten Bildschnitt erfaßt werden. Nach der Rekonstruktion derartiger Projektionsdaten des dritten Bildschnitts kann der Entfaltungsalgorithmus bei den für alle drei Bildschnitte erfaßten Bilddaten angewendet werden. Daraus kann sogar eine kleinere, d. h. bessere, Bild auflösung erhalten werden. Offensichtlich ist das Ausmaß der überlappenden z-Achsen-Abtastung proportional zur Endauflö sung des ent-falteten Bildes.

Die folgende Beschreibung eines alternativen Ausführungsbei spiels betrifft eine Wendelabtastung unter Verwendung eines im wesentlichen 0,5 : 1-Wendelabstands. Es können natürlich auch andere Wendelabstände als 0,5 : 1 verwendet werden. Insbe sondere kann der Wendelabstand derart ausgewählt werden, daß das Nyquist-Abtasttheorem wesentlich erfüllt ist. Wenn bei spielsweise eine Wendelabtastung mit einer 1 mm-Kollimation durchgeführt wird, d. h. mit einer Kollimatoröffnung von 1 mm, kann die Schnittdicke aufgrund des Rekonstruktionsalgorithmus näherungsweise 1,2 mm sein. In diesem Fall kann der Patient 22 mit einer Rate von 0,6 mm/sec (0,5.1,2), d. h. einem 0,6 : 1-Wendelabstand, abgetastet werden, da das Nyquist-Stabilitätskriterium erfüllt ist. Das heißt, erzeugt eine Wendelabtastung unter Verwendung eines Kollimators mit einer Öffnung von α mm eine resultierende Schnittdicke von β, dann kann der Patient 22 mit einem 0,5β : α-Wendelabstand abgetastet werden. Es können natürlich auch andere Wendelabstände, bei spielsweise Wendelabstände, die größer als 0,6 : 1 sind, ver wendet werden.

Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel werden die Projek tionsdaten mit einer Wendelabtastung erfaßt. Insbesondere be wegt sich während einer Wendelabtastung mit einem im wesent lichen 0,5 : 1-Wendelabstand und unter der Annahme, daß die Röntgenstrahlquelle 14 eine Kollimatoröffnung von 1 mm ent hält, der Tisch 46 und somit der abzutastende Gegenstand um 0,5 mm während jeder Drehung der Röntgenstrahlquelle 14, und das Erfassungsarray 18 erzeugt Projektionsdaten für Schnitt dicken von 1 mm entsprechend jeder Drehung. Gemäß den Fig. 5a(i) und 5a(ii) bewegt sich während einer ersten Drehung der Röntgenstrahlquelle 14, d. h. von R₀ bis R₁, der Gegenstand näherungsweise um 0,5 mm in der z-Richtung, und es werden Pro jektionsdaten P₁ erhalten, die ungefähr 1,5 mm des Gegenstands abdecken. Gemäß Fig. 5b bewegt sich der Gegenstand während einer nachfolgenden zweiten Drehung, d. h. von R₁ bis R₂, um zusätzliche 0,5 mm in der z-Richtung, und das Erfassungsarray 18 erzeugt Projektionsdaten P₂, die andere 1,5 mm des Gegen stands abdecken. Wie gezeigt, hat sich der Gegenstand nach zwei Drehungen der Röntgenstrahlquelle 14, d. h. von R₀ bis R₂, um näherungsweise 1 mm bewegt, und das Erfassungsarray 18 hat Projektionsdaten P₁∪P₂ entsprechend 2 mm des Gegenstands erzeugt. Wie es auch gezeigt ist, überlappen sich die während aufeinanderfolgender Drehungen erfaßten Projektionsdaten zu mindest teilweise in der z-Achse (angezeigt durch P₁∩P₂), d. h. bestimmte während jeder Umdrehung erzeugte Projektions daten entsprechen einem identischen Abschnitt des Gegen stands. Insbesondere überlappen die mittleren 1 mm der gesam ten Projektionsdaten P₁∪P₂.

Die Wendelabtastung liefert somit mehrfache Schnitte mit überlappenden Bilddaten. Beispielsweise enthält ein Bild schnitt am Ort L₁ Projektionsdaten P_L1, die 0,5 mm auf jeder Seite des Orts L₁ ausmachen. Ein Bildschnitt am Ort L₂ ent hält gleichermaßen Projektionsdaten P_L2, die 0,5 mm auf jeder Seite des Orts L₂ betragen. Entsprechend enthält ein Bild schnitt am Ort L₃ Projektionsdaten P_L3, die 0,5 mm auf jeder Seite des Orts L₃ betragen. Wie es vorstehend beschrieben ist, können Abschnitte der Projektionsdaten P_L1, P_L2 und P_L3 überlappen.

Die während der Wendelabtastung erfaßten Projektionsdaten P₁∪P₂ werden gefiltert und entsprechend bekannten Rekonstruk tionsverfahren zur Erzeugung von jedem Schnitt entsprechenden Bilddaten rückprojiziert. Dann wird ein Ent-Faltungs algorithmus bei den Bilddaten zur Erzeugung von Bil dern hoher Auflösung des Gegenstands angewendet. Wie es vor stehend beschrieben ist, werden redundante Bilddaten entlang der z-Richtung, d. h. im Bildraum, ent-faltet. Eine Ent-Faltung der redundanten Bilddaten erzeugt ent-faltete Bildda ten, die die Auflösung in dem überlappten abgetasteten Ab schnitt des Gegenstands wiederherstellen.

Die Bilddaten können beispielsweise mit einem Drei-Punkt-Kern ent-faltet werden. Natürlich können auch andere Kerngrößen verwendet werden. Bei dem vorstehend beschriebenen Beispiel ist die Auflösung näherungsweise 0,5 mm, d. h., das CT-System erzeugt ein Bild mit einer Schnittdicke von 0,5 mm.

Bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel wurde eine Kollimatoröffnung von 1 mm verwendet und zwei Wendeldre hungen bei einem 0,5 : 1-Wendelabstand durchgeführt. Es können aber auch andere Kollimatoröffnungen und Wendelabstände ver wendet werden. Gleichermaßen können entweder weniger oder mehr als zwei Wendeldrehungen durchgeführt werden. Beispiels weise kann eine dritte Wendeldrehung zur Erzeugung von noch mehr Bildschnitten durchgeführt werden, die Projektionsdaten enthalten, die mit den während der zwei vorhergehenden Dre hungen erfaßten Projektionsdaten überlappen. Daher kann die Anwendung des Ent-Faltungsalgorithmus eine noch kleinere, d. h. bessere, Bildauflösung liefern.

Obwohl die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele eine Ent-Faltung von Bilddaten durchführen, kann der Ent-Faltungs algorithmus auch bei Projektionsdaten zur Erzeugung von Bildern mit hoher Auflösung des Gegenstands angewendet werden. Wie es vorstehend beschrieben ist, sind die durch ei ne überlappende z-Achsen-Abtastung erzeugten Projektionsdaten über einen Abschnitt des Gegenstands grundlegend redundant. Die redundanten Projektionsdaten können entlang der z-Richtung, d. h. im Projektionsraum, ent-faltet werden. Eine Ent-Faltung der redundanten Projektionsdaten erzeugt ent-faltete Projektionsdaten, die die Auflösung in dem überlapp ten abgetasteten Abschnitt des Gegenstands wiederherstellen. Die ent-falteten Projektionsdaten können dann zur Erzeugung ent-falteter Bilddaten verarbeitet werden, aus denen ein Bild hoher Auflösung erzeugt wird. Die X-Y-Auflösung kann ferner durch Modifikation des Rekonstruktionskerns verbessert wer den.

Zusätzlich zur Ausbildung einer verbesserten Auflösung in der z-Richtung erleichtern die vorstehend beschriebenen Ausfüh rungsbeispiele die Verbesserung der Auflösung entlang der x-y-Ebene. Insbesondere verringern die erhöhte Abtastung und die Ent-Faltung Alias-Artefakte in den abgetasteten und ent falteten Daten. Aufgrund der verringerten Alias-Artefakte in diesen Daten können Rekonstruktionsfilterkerne mit höheren Abschneidefrequenzen bei diesen Daten zur Rekonstruktion ei nes Bildes verglichen mit Rekonstruktionsfilterkernen ange wendet werden, die gegenwärtig zur Filterung erfaßter Daten verwendet werden.

Die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele liefern ei ne Bilderzeugung mit Schnitten mit einer kleineren, d. h. bes seren, Dicke als die Kollimatoröffnungsbreite. Insbesondere erzeugen die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele Bilder mit einer Schnittdicke von 0,5 mm, d. h. einer 0,5 mm-Auflösung.

Diese verfeinerte Auflösung wird mittels eines Ent-Faltungs algorithmus erhalten, der die Kosten eines CT-Systems nicht merklich erhöht. Des weiteren wird diese verbesserte Auflösung ohne das Erfordernis einer Hardware- und Software änderung bei bekannten CT-Systemen erreicht.

Aus der vorhergehenden Beschreibung der verschiedenen Ausfüh rungsbeispiele ist ersichtlich, daß die Aufgaben der Erfin dung gelöst werden. Obwohl die Erfindung ausführlich be schrieben und veranschaulicht wurde, ist es selbstverständ lich, daß dies nur der Darstellung dient und nicht als Ein schränkung verstanden werden kann. Beispielsweise ist das hierin beschriebene CT-System ein System der dritten Genera tion, bei dem sich sowohl die Röntgenstrahlquelle als auch die Erfassungseinrichtung mit dem Faßlager drehen. Es können aber auch viele andere CT-Systeme, einschließlich Mehr schnitt-Systeme, Elektronenstrahlsysteme und Systeme der vierten Generation verwendet werden, bei denen die Erfas sungseinrichtung eine stationäre Voll-Ring-Erfassungs einrichtung ist und sich lediglich die Röntgen strahlquelle mit dem Faßlager dreht. Obwohl der hier be schriebene Ent-Faltungsalgorithmus im Bildraum arbeitet, kann der Ent-Faltungsalgorithmus auch im Projektionsraum verwendet werden. Während außerdem der hierin beschriebene Kollimator eine Öffnung von 1 mm aufweist, können auch viele andere Kol limatoröffnungsgrößen, sowohl größer als auch kleiner als 1 mm, verwendet werden.

Erfindungsgemäß und gemäß einer Ausgestaltung ist ein System zur Erzeugung eines Bildes hoher Auflösung eines Gegenstands aus während einer Computer-Tomographie-Abtastung erfaßten Projektionsdaten offenbart. Das System enthält ein Faßlager mit einer Röntgenstrahlquelle, die sich um den Gegenstand dreht. Die Röntgenstrahlquelle emittiert einen Röntgenstrahl, der mittels eines Kollimators mit einer Kollimatoröffnung zur Definition einer Röntgenstrahlbreite oder Schnittdicke paral lel gerichtet wird. Die Projektionsdaten werden zur Erzeugung von Bilddaten für angrenzende Bildschnitte rekonstruiert. Ein Ent-Faltungsalgorithmus wird bei den Bilddaten zur Erzeugung eines ent-falteten Bildes mit einer feineren, d. h. besseren Auflösung als der Kollimatoröffnung angewendet.

Claims

1. Verfahren zur Erzeugung von Bilddaten eines durch ein Computer-Tomographie-System (10) abgetasteten Gegenstands (22), wobei das Computer-Tomographie-System ein Faßlager (12) mit einer Röntgenstrahlquelle (14) aufweist, die sich um den Gegenstand dreht, mit den Schritten
Erhalten von Projektionsdaten für zumindest zwei angren zende Bildschnitte,
Verarbeiten der erhaltenen Projektionsdaten zur Erzeu gung von Bilddaten und
Ent-Falten der Bilddaten in einer z-Richtung.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Erhalten von Projektionsdaten den Schritt Abtasten des Gegenstands mittels einer Wendelabtastung aufweist.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei das Abtasten des Ge genstands den Schritt Durchführen einer Wendelabtastung mit einem 0,5β : α-Wendelabstand enthält, wobei α eine Kollimatoröffnungsgröße und β eine Schnittdicke ist.

4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Ent-Falten der Bilddaten die Verwendung eines Kerns umfaßt, dessen Größe zu mindest 2 ist.

5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Erhalten von Projektionsdaten den Schritt Abtasten des Gegenstands mittels einer axialen Abtastung enthält.

6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei die für einen Bild schnitt erhaltenen Projektionsdaten die für einen anderen Bildschnitt erhaltenen Projektionsdaten zumindest teilweise überlappen.

7. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Ent-Falten der Bilddaten den Schritt Modifizieren eines Rekonstruktionskerns zur Verbesserung der x-y-Auflösung aufweist.

8. System zur Erzeugung von Bilddaten eines Gegenstands (22), wobei das System (10) ein Faßlager (12) mit einer Rönt genstrahlquelle (14) enthält, die sich um den Gegenstand dreht, mit einer Einrichtung
zum Erhalten von Projektionsdaten für zumindest zwei Bildschnitte,
zur Verarbeitung der erhaltenen Projektionsdaten zur Er zeugung von Bilddaten und
zur Ent-Faltung der Bilddaten in einer z-Richtung.

9. System nach Anspruch 8, ferner mit einem Kern, dessen Größe zumindest 2 ist.

10. System nach Anspruch 8, wobei das System zum Erhal ten von Projektionsdaten eine Einrichtung zur Abtastung des Gegenstands mittels einer axialen Abtastung aufweist.

11. System nach Anspruch 8, wobei das System zum Erhal ten von Projektionsdaten eine Einrichtung zur Abtastung des Gegenstands mittels einer Wendelabtastung aufweist.

12. System nach Anspruch 11, wobei das System eine Ein richtung zur Durchführung einer Wendelabtastung mit einem 0,5β : α-Wendelabstand aufweist, wobei α eine Kollimatoröff nungsgröße und β eine Schnittdicke ist.

13. Verfahren zur Erzeugung von Bilddaten eines durch ein Computer-Tomographie-System abgetasteten Gegenstands (22), wobei das Computer-Tomographie-System (10) ein Faßlager (12) mit einer Röntgenstrahlquelle (14) enthält, die sich um den Gegenstand dreht, mit den Schritten
Erhalten von Projektionsdaten für zumindest zwei angren zende Bildschnitte,
Ent-Falten der Projektionsdaten in einem Projektionsraum und
Verarbeiten der ent-falteten Projektionsdaten zur Erzeu gung von Bilddaten.

14. Verfahren nach Anspruch 13, wobei das Erhalten von Projektionsdaten den Schritt Abtasten des Gegenstands mittels einer Wendelabtastung enthält.

15. Verfahren nach Anspruch 13, wobei das Abtasten des Gegenstands den Schritt Durchführen einer Wendelabtastung mit einem 0,5β : α-Wendelabstand enthält, wobei α eine Kollimatoröffnungsgröße und β eine Schnittdicke ist.

16. Verfahren nach Anspruch 13, wobei das Ent-Falten der Projektionsdaten die Verwendung eines Kerns umfaßt, dessen Größe zumindest 2 ist.

17. Verfahren nach Anspruch 13, wobei das Erhalten von Projektionsdaten den Schritt Abtasten des Gegenstands mittels einer axialen Abtastung enthält.

18. System zur Erzeugung von Bilddaten eines Gegenstands (22) , wobei das System (10) ein Faßlager (12) mit einer Rönt genstrahlquelle (14) aufweist, die sich um den Gegenstand dreht, mit einer Einrichtung
zum Erhalten von Projektionsdaten für zumindest zwei Bildschnitte,
zur Ent-Faltung der Projektionsdaten in einem Projek tionsraum und
zur Verarbeitung der ent-falteten Projektionsdaten zur Erzeugung von Bilddaten.

19. System nach Anspruch 18, wobei das System zum Erhal ten von Projektionsdaten eine Einrichtung zur Abtastung des Gegenstands mittels einer axialen Abtastung enthält.

20. System nach Anspruch 18, wobei das System zum Erhal ten von Projektionsdaten eine Einrichtung zur Abtastung des Gegenstands mittels einer Wendelabtastung aufweist.