DE19849292A1

DE19849292A1 - Bildrekonstruktion in einem Computer-Tomographie-Fluoroskopiesystem

Info

Publication number: DE19849292A1
Application number: DE19849292A
Authority: DE
Inventors: Jiang Hsieh; Stephen W Metz; Girish Saligram; Guy Marie Besson; Hui Hu; Sandeep Dutta; Robert Franklin Senzig; Min Xie
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1997-11-26
Filing date: 1998-10-26
Publication date: 1999-05-27
Also published as: IL127009A; IL127009A0; US5907593A; JPH11262484A; JP4159152B2

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft im allgemeinen eine Compu ter-Tomographie-(CT-)Abbildung und insbesondere eine Bildre konstruktion in einem CT-Fluoroskopiesystem.

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 im allgemeinen als Abbil dungsebene bezeichnet wird. Der Röntgenstrahl fällt durch das abgebildete Objekt, wie einen Patienten. Nachdem der Strahl durch das Objekt gedämpft wurde, trifft er auf ein Array von Strahlungserfassungseinrichtungen. Die Intensität der an dem Erfassungsarray empfangenen gedämpften Strahlung hängt von der Dämpfung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab. Jedes Erfassungselement des Arrays erzeugt ein separates elektri sches Signal, das ein Maß der Strahldämpfung am Erfassungsort ist. Die Dämpfungsmaße von allen Erfassungseinrichtungen wer den zur Erzeugung eines Übertragungsprofils separat erfaßt.

Bei bekannten CT-Systemen der dritten Generation drehen sich die Röntgenstrahlquelle und das Erfassungsarray mit einem Faßlager in der Abbildungsebene und um das abzubildende Ob jekt, so daß sich der Winkel, an dem der Röntgenstrahl das Objekt schneidet, konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgen strahldämpfungsmaßen, d. h. Projektionsdaten, von dem Erfas sungsarray bei einem Faßlagerwinkel wird als Ansicht bezeich net. Eine Abtastung des Objekts umfaßt einen Satz von Ansich ten bei verschiedenen Faßlagerwinkeln, oder Ansichtwinkeln, während einer Umdrehung der Röntgenstrahlquelle und der Er fassungseinrichtung. Bei einer axialen Abtastung werden die Projektionsdaten zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet, das einem zweidimensionalen Schnitt durch das Objekt entspricht.

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 entsprechenden Bild elements auf einer Kathodenstrahlröhrenanzeigeeinrichtung verwendet werden.

Zur Verringerung der Gesamtabtastzeit kann eine Wendelabta stung durchgeführt werden. Zur Durchführung einer Wendelabta stung wird der Patient bewegt, während die Daten für die vor geschriebene Anzahl von Schnitten erfaßt werden. Bei einem derartigen System wird eine einzelne Wendel aus einer Fächer- Strahl-Wendelabtastung erzeugt. Die durch den Fächerstrahl ausgebildete Wendel liefert Projektionsdaten, aus denen Bil der in jedem vorgeschriebenen Schnitt rekonstruiert werden können.

Bei Rekonstruktionsalgorithmen für eine Wendelabtastung wer den typischerweise Wendelgewichtungs-("Helical Weighting", HW)Algorithmen verwendet, die die gesammelten Daten als Funk tion des Ansichtwinkels und eines Erfassungskanalindex ge wichten. Insbesondere werden die Daten vor der gefilterten Rückprojektion entsprechend einem Wendelgewichtungsfaktor ge wichtet, der eine Funktion sowohl des Ansichtwinkels als auch des Erfassungswinkels ist. Bei einer Unterabtastgewichtung werden Projektionsdaten in einem HW-Algorithmus gefiltert, gewichtet und rückprojiziert, um jedes Bild zu erzeugen.

Bei CT-Fluoroskopiesystemen bzw. CT-Durchleuchtungssystemen können aus einer Wendelabtastung gesammelte bzw. erhaltene Daten zur Erzeugung aufeinanderfolgender Einzelbilder von Bildern verwendet werden, um beispielsweise das Führen einer Nadel an einen gewünschten Ort in einem Patienten zu unter stützen. Ein Einzelbild entspricht wie eine Ansicht einem zweidimensionalen Schnitt durch das abgebildete Objekt. Ins besondere werden Projektionsdaten mit einer Bildwechselfre quenz zur Ausbildung eines Fernsehbildes bzw. Vollbildes des Objekts verarbeitet.

Bei bekannten CT-Fluoroskopiesystemen besteht die allgemeine Aufgabe in der Erhöhung der Bildwechselfrequenz bei Minimie rung der Bildverschlechterung. Die Erhöhung der Bildwechsel frequenz liefert viele Vorteile einschließlich beispielsweise des Vorteils, daß ein bedienender Arzt mit mehr zeitlichen (oder aktuelleren) Informationen bezüglich des Orts einer Biopsienadel versorgt wird. Typischerweise widerspricht al lerdings die Erhöhung der Bildwechselfrequenz der Minimierung der Bildverschlechterung. Je öfter beispielsweise Projekti onsdaten gefiltert, gewichtet und rückprojiziert werden, de sto langsamer ist die Bildwechselfrequenz. Die Bildwechsel frequenz ist somit auf die Rechenleistung des CT-Fluoroskopiesystems beschränkt.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein CT-Fluoroskopiesystem auszugestalten, das eine erhöhte Bildwech selfrequenz aufweist, ohne die Bildqualität merklich nachtei lig zu beeinflussen.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein CT-Fluoroskopiesystem gelöst, das eine Architektur und Algorith men aufweist, die die Erhöhung der Bildwechselfrequenz und die Ausbildung einer akzeptablen Bildqualität, wie nachste hend beschrieben, erleichtern. Im allgemeinen beinhaltet das System gemäß einem Ausführungsbeispiel Vorrichtungen und Al gorithmen, die die Bildrekonstruktion beschleunigen und Bild artefakte verringern, die sich aus einer derart schnellen Re konstruktion ergeben können. Die schnelle Rekonstruktion wird beispielsweise durch die Durchführung einer Ansichtkomprimie rung, Kanalkomprimierung, Rückprojektion mit verringerter Verzögerung und Parallelverarbeitung erreicht.

Insbesondere enthält jede geradzahlige Ansicht in dem kompri mierten Datensatz gemäß einem Ausführungsbeispiel der An sichtkomprimierung nicht modifizierte Projektionsdaten in dem ursprünglichen bzw. Original-Datensatz, und jede ungeradzah lige Ansicht in dem komprimierten Datensatz enthält ein Mit tel der zwei Ansichten in dem ursprünglichen Datensatz. Ins besondere wird der neue Projektionsdatensatz folgendermaßen erzeugt:

Natürlich können bei dem Komprimierungsvorgang verschiedene Kerne verwendet werden. Mit Δθ als Winkelinkrement in dem ur sprünglichen Datensatz, beträgt das Winkelinkrement in dem neuen Datensatz 3Δθ/2. Mit dem vorstehend beschriebenen Algo rithmus beträgt die Anzahl von bei der Rekonstruktion verwen deten Ansichten lediglich 2/3 der Anzahl der ursprünglichen Ansichten.

Zur Bekämpfung von Aliasartefakten können die Ansichten ex pandiert bzw. erweitert werden. Insbesondere resultiert eine Verringerung der Anzahl von bei dem Rekonstruktionsvorgang verwendeten Ansichten in Ansicht-Aliasartefakten in dem re konstruierten Bild. Zur Verringerung der Aliasartefakte wer den zusätzliche Ansichtdaten erzeugt und bei dem Rückprojek tionsvorgang verwendet. Das heißt, stellt p_β(γ) die gefilter te Version des Projektionsdatensatzes dar, projiziert der Standardalgorithmus zur gefilterten Rückprojektion p_β(γ) aus den Faßlagerwinkeln β zurück. Entsprechend dem vorliegenden Rekonstruktionsalgorithmus wird ein zweiter Satz gefilterter Projektionsdaten für einen zweiten Satz von Faßlagerwinkeln erzeugt, der den ersten Satz der Faßlagerwinkel β in zwei Teile teilt. Eine einfache lineare Interpolation kann bei spielsweise zur Berechnung des zweiten Satzes gefilterter Projektionsdaten aus dem ersten Satz von Daten p_β(γ) verwen det werden. Dann werden beide Sätze von Daten, d. h. die tat sächlichen Daten und die erzeugten Daten bei den entsprechen den Faßlagerwinkeln rückprojiziert, und das Bild wird unter Verwendung dieser Daten rekonstruiert.

Ferner ist bezüglich der Durchführung einer Kanalkomprimie rung jeder Projektionskanal durch zwei Erfassungskanäle oder Zellen gebildet. Insbesondere sind die Zellen derart gekop pelt, daß die gekoppelten Zellen ein Ausgangssignal oder ei nen Projektionskanal erzeugen. Der Vorgang kann durch die folgende Gleichung beschrieben werden:

ξ'_k = ξ_2k + ξ_2k+1 (2).

Die Kanalkopplung kann beispielsweise unmittelbar nach einer Luftkalibrierungskorrektur (Air-Cal-Korrektur) durchgeführt werden.

Die Doppel-Kanalkopplung verringert die örtliche Auflösung. Zumindest zur teilweisen Kompensation des Auflösungsverlusts kann eine Erhöhung durch einen Rekonstruktionsfilterkern an gewendet werden. Das heißt, das Rekonstruktionsfilter (im Frequenzbereich) wird mit der folgenden Fensterfunktion mul tipliziert:

w = 1 + α₁f + α₂f² + α₃f³ + α₄f⁴ (3)

wobei α₁ bis α₄ Parameter darstellen. Bei einem bestimmten Ausführungsbeispiel wird ein Parametersatz mit α₁ = 0,0, α₂ = 0,6, α₃ = 0,2 und α₄ = 0,0 verwendet.

Zur Verringerung von Patientenbewegungsartefakten werden Überabtastgewichte angewendet. Da das Überabtastgewicht ent lang der Kanalrichtung konstant ist, können der Filtervorgang und der Gewichtungsvorgang umgekehrt werden, und es ist nur eine Filterung pro Projektion erforderlich. Jede gefilterte Projektion kann dann mit unterschiedlichen Gewichten vor der Rückprojektion multipliziert werden. Der Überabtastgewich tungsalgorithmus wird entsprechend folgender Gleichung durch geführt:

w(γ, β) = 3θ²(γ, β) - 2θ³(γ, β) (4)

mit

wobei β₀ ein Parameter ist, der den Überabtastwinkel be stimmt. Der Parameter β₀ wird beruhend auf einem Kompromiß zwischen der Bildqualität und der Rekonstruktionsgeschwindig keit bestimmt.

Außerdem befinden sich bezüglich der Rückprojektion bei spielsweise sechs verschiedene Bilder zu jedem Zeitpunkt un ter Rekonstruktion, und eine Vielzahl gewichteter Projektio nen ist für diese Bilder erforderlich. Natürlich können sich auch mehr (beispielsweise acht) oder weniger Bilder unter Re konstruktion befinden. Insbesondere wird in einem Beispielsy stem alle 1/6 Überabtastdrehungen ein vollständiges Bild an einem Ort erzeugt. Der Rückprojektionsspeicher ist daher in sechs Unterbereiche unterteilt. In jedem Zeitbeispiel wird eine gefilterte Projektion mit unterschiedlichen Gewichten gewichtet und in alle sechs Unterbereiche rückprojiziert. Ferner ist die Rekonstruktionstafel bzw. -platine in dem Bei spielsystem in acht parallele Leitungen eingeteilt, und da sechs Bilder/Überabtastdrehung erzeugt werden, muß die Anzahl von für jede Bilderzeugung verwendeten Ansichten durch 48 (d. h. 6 mal 8) teilbar sein. Daher wird anstelle des Beginns jedes Bildes an dem Vielfachen von 116 Ansichten das zweite Bild an der Ansicht 120 gestartet, das dritte Bild beginnt 112 Ansichten nach dem zweiten Bild, das vierte Bild beginnt wiederum 120 Ansichten später und das fünfte Bild ist um wei tere 112 Ansichten verzögert. Dieser Vorgang wird fortge setzt. Der vorstehend beschriebene Rückprojektionsalgorithmus vermeidet signifikante Nachteile entweder bei der Systemver zögerung oder bei den Bildartefakten.

Zur weiteren Beschleunigung des Rekonstruktionsvorgangs kön nen viele Vorgänge auf unterschiedlichen Verarbeitungsein richtungen bzw. Prozessoren parallel durchgeführt werden. Beispielsweise können jeweils die Vorverarbeitung, Filterung, Rückprojektion und die Nachverarbeitung auf verschiedenen Prozessoren durchgeführt werden. Mit einem derartigen Aufbau kann, während ein Prozessor die Ansicht i verarbeitet, ein unterschiedlicher Prozessor die Ansicht i + 1 verarbeiten. Wäh rend ferner die Rückprojektionseinrichtung die Bildnummer i verarbeitet, kann die Nachverarbeitungseinrichtung die Bild nummer i - 1 verarbeiten.

Die Erfindung wird nachstehend anhand eines bevorzugten Aus führungsbeispiels unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeich nung näher beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 eine bildliche Darstellung eines CT-Abbildungssystems,

Fig. 2 ein schematisches Blockschaltbild des in Fig. 1 darge stellten Systems,

Fig. 3 eine graphische Darstellung tatsächlicher Projektions daten und erzeugter Projektionsdaten, die in Verbindung mit der Verringerung von Aliasartefakten verwendet werden,

Fig. 4 eine schematische Darstellung einer Beispiel-Bilderzeu gungsplatine und

Fig. 5 eine Fächerstrahlprojektion für einen Ansichtwinkel β.

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 dar stellt. Das Faßlager 12 weist eine Röntgenstrahlquelle 14 auf, die Röntgenstrahlen 16 in Richtung eines Erfassungsar rays 18 auf der entgegengesetzten Seite des Faßlagers 12 pro jiziert. Das Erfassungsarray 18 ist durch Erfassungselemente 20 gebildet, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die durch einen medizinischen Patienten 22 hin durchfallen. Jedes Erfassungselement 20 erzeugt ein elektri sches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgen strahls und somit die Dämpfung des Strahls darstellt, wenn er durch den Patienten 22 hindurchfällt. Während einer Abtastung zur Erfassung von Röntgenstrahlprojektionsdaten drehen sich das Faßlager 12 und die daran angebrachten Komponenten um ei nen Drehmittelpunkt 24.

Die Drehung 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 Faßla germotorsteuereinrichtung 30, die die Drehgeschwindigkeit und Position des Faßlagers 12 steuert. Ein Datenerfassungssystem (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet analoge Daten von den Erfassungselementen 20 ab und wandelt die Daten in digi tale Signale zur nachfolgenden Verarbeitung um. Eine Bildre konstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete und digita lisierte Röntgenstrahldaten von dem Datenerfassungssystem 32 und führt eine Bildrekonstruktion mit hoher Geschwindigkeit durch. Das rekonstruierte Bild wird einem Computer 36 als Eingangssignal zugeführt, der das Bild in einer Massenspei chereinrichtung 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 vom Computer 36 zu überwachen. Die von dem Be diener zugeführten Befehle und Parameter werden vom Computer 36 zur Ausbildung von Steuersignalen und Informationen für das Datenerfassungssystem 32, die Röntgenstrahlsteuereinrich tung 28 und die Faßlagermotorsteuereinrichtung 30 verwendet. Außerdem bedient der Computer 36 eine Tischmotorsteuerein richtung 44, die einen motorisierten Tisch 46 zur Positionie rung des Patienten 22 im Faßlager 12 steuert. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Abschnitte des Patienten 22 durch eine Faßlageröffnung 48.

Die bekannten Wendelrekonstruktionsalgorithmen können allge mein als Wendelextrapolations-(HE) oder Wendelinterpola tions-(HI)Algorithmen klassifiziert werden. Bei diesen Algorithmen wird typischerweise ein Gewichtungsfaktor bei den Projekti onsdaten zur Rekonstruktion eines Bildes angewendet. Dieser Gewichtungsfaktor beruht im allgemeinen auf, d. h. hängt von dem Fächerwinkel und dem Ansichtwinkel ab. Während die HE- und HI-Algorithmen im allgemeinen eine annehinbare Bildquali tät liefern, sind mit diesen Algorithmen signifikante Berech nungsredundanzen verbunden, und sie erfordern wesentliche Hardwarekosten, wenn die Rekonstruktionsgeschwindigkeit kri tisch ist. Beispielsweise müssen fast alle Projektionen, die zur Erzeugung eines originalen bzw. ursprünglichen Bildes verwendet werden, neu gewichtet, neu gefiltert und neu rück projiziert werden, um ein neues Bild zu erzeugen, das selbst einen kleinen Bruchteil der Drehung entfernt ist. Selbst wenn ein merklicher Überlappungsbetrag bei Projektionen aufeinan derfolgender Bilder auftritt, ist zur Erzeugung von n Bildern pro Faßlagerdrehung das n-fache der Berechnungsmenge während der Faßlagerdrehung erforderlich, die zur Erzeugung eines einzelnen Bildes erforderlich ist.

Nachstehend werden verschiedene Vorrichtungen und Algorithmen beschrieben, die zur Beschleunigung der Bildrekonstruktion oder zur Ausbildung einer verbesserten Bildqualität bei einem CT-Fluoroskopiesystem verwendet werden können. Die Vorrich tungen und Algorithmen können allein oder zusammen in belie biger Kombination verwendet werden. Obwohl die Vorrichtungen und Algorithmen manchmal im Zusammenhang mit einer CT-Fluoroskopie beschrieben sind, können dieses Vorrichtungen und Algorithmen auch in anderen Systemen, wie CT-Interventionssystemen verwendet werden. Im allgemeinen ist die Beschreibung in Abschnitte eingeteilt, die eine Ansicht komprimierung und -Erweiterung, eine Kanalkomprimierung mit einer Filterkernerhöhung, eine Filterung, Rückprojektion und parallele Verarbeitung ansprechen.

A. Ansichtkomprimierung und -Erweiterung

Zur Verringerung der zu verarbeitenden Datenmenge kann ein Auswahlansicht-Komprimierungsalgorithmus verwendet werden. Natürlich liefert die Verringerung der zu verarbeitenden Da teninenge den Vorteil der Verringerung der zur Erzeugung eines Bildes während einer Fluoroskopieabtastung erforderlichen Zeit. Beispielsweise verwendet ein bekanntes CT-System 984 Ansichten zur Bilderzeugung zur Vermeidung von Aliasartefak ten. Die für die Tomographie-Rekonstruktion aufgebrachte Zeit ist direkt proportional zur Anzahl der verwendeten Ansichten, und daher kann durch Verringerung der Anzahl der bei der Bil derzeugung verwendeten Ansichten die Rekonstruktion beschleu nigt werden. Die Bildqualität sollte natürlich auf annehmba rem Niveau gehalten werden.

Insbesondere besteht bei einem Ausführungsbeispiel die Aufga be in der Erzeugung einer Vielzahl von Bildern in so kurzer Zeit wie möglich. Zur Lösung dieser Aufgabe werden die Bilder lediglich mit Standardalgorithmen in einer 256 × 256-Matrix re konstruiert (d. h., es wird keine spezielle Verarbeitung durchgeführt) und eine geringe Bildqualitätverschlechterung wird akzeptiert, da insbesondere der Hauptzweck für die An zeige der Bilder die Führung der Einführung der Biopsienadeln ist.

Im allgemeinen bleibt das Ansichtwinkelinkrement in dem neuen Datensatz bei der Ansichtkomprimierung vorzugsweise eine Kon stante. Das heißt, die Winkel zwischen den komprimierten An sichten sind über den gesamten Datensatz die gleichen. Durch Konstanthalten des Ansichtwinkelinkrements ist der Rekon struktionsvorgang einfacher und auch zur Verringerung von Aliasartefakten optimal, da der Ansichtalias durch die größte Winkelbeabstandung zwischen den Ansichten und nicht durch den Durchschnitt bestimmt wird. Daher wird bei dem Komprimie rungsalgorithmus das Ansichtwinkelinkrement vorzugsweise kon stant gehalten.

Der folgende Algorithmus erfüllt die vorstehend beschriebene Eigenschaft, d. h. die Konstanthaltung des Ansichtwinkelinkre ments. Insbesondere enthält bei einem Ausführungsbeispiel je de geradzahlige Ansicht in den komprimierten Daten eine nicht modifizierte Projektion in dem ursprünglichen Datensatz, und jede ungeradzahlige Ansicht in dem komprimierten Datensatz besteht aus dem Mittel der zwei Ansichten in dem ursprüngli chen Datensatz. Der neue Projektionsdatensatz wird entspre chend folgender Gleichung erzeugt:

Natürlich können bei dem Komprimierungsvorgang verschiedene Kerne verwendet werden. Der vorstehend angeführte einfache Durchschnitt bzw. das einfache Mittel dient lediglich der Veranschaulichung. Außerdem sind die geradzahligen oder unge radzahligen Ansichten in der Gleichung austauschbar, d. h. die ungeradzahligen Ansichten könnten nicht modifiziert und die geradzahligen Ansichten gemittelt sein.

Bezeichnet Δθ das Winkelinkrement in dem ursprünglichen Da tensatz, ist das Winkelinkrement in dem neuen Datensatz 3Δθ/2. Daher beträgt unter Verwendung des vorstehend ange führten Algorithmus die Anzahl an bei der Rekonstruktion ver wendeten Ansichten lediglich 2/3 der Anzahl ursprünglicher Ansichten. Enthält beispielsweise der ursprüngliche Datensatz 984 Ansichten für eine 2π-Drehung, weist der neue Datensatz 656 Ansichten pro 2π-Drehung auf, was eine Verringerung von 33,3% bedeutet.

Die folgende Beschreibung betrifft die Bekämpfung von Alias artefakten durch Erweiterung der Ansichten. Insbesondere re sultiert die Verringerung der Anzahl an bei dem Rekonstrukti onsvorgang verwendeten Ansichten in Ansichtaliasartefakten im rekonstruierten Bild. Zur Verringerung der Aliasartefakte kann der vorliegende Algorithmus zur Erzeugung zusätzlicher Ansichtdaten verwendet werden, die bei dem Rückprojektions vorgang zur Verringerung der Aliasartefakte verwendet werden können.

Insbesondere unterscheidet sich der vorliegende Rekonstrukti onsalgorithmus von den Standardalgorithmen zur gefilterten Rückprojektion lediglich in dem Rückprojektionsschritt, wobei der Unterschied in Fig. 3 graphisch dargestellt ist, und die durchgezogenen Linien den Satz von Faßlagerwinkeln β anzei gen, an denen ein Projektionsdatensatz physikalisch erfaßt wird. Für die folgende Beschreibung stellt p_β(γ) die gefil terte Version des Projektionsdatensatzes dar. Der Standardal gorithmus zur gefilterten Rückprojektion projiziert p_β(γ) von den Faßlagerwinkeln β zurück.

Gemäß dem vorliegenden Rekonstruktionsalgorithmus wird ein zweiter Satz gefilterter Projektionsdaten für einen zweiten Satz von Faßlagerwinkeln erzeugt, die als gestrichelte Linien in Fig. 3 dargestellt sind und den ersten Satz der Faßlager winkel β in zwei Teile teilen. Zur Berechnung des zweiten Satzes gefilterter Projektionsdaten aus dem ersten Satz der Daten p_β(γ) kann beispielsweise eine einfache lineare Inter polation verwendet werden.

Beide Datensätze, d. h. die tatsächlichen Daten und die er zeugten Daten, an den entsprechenden Faßlagerwinkeln werden dann rückprojiziert, und das Bild wird unter Verwendung die ser Daten rekonstruiert. Die Rückprojektion kann beispiels weise auf einer Bilderzeugungsplatine ("Image Generation Bo ard, IG-Board") auf Pipeline-Art-und-Weise zur Erhöhung der Rekonstruktionsgeschwindigkeit implementiert sein. Natürlich können für eine Interpolation höherer Ordnung mehr Ansichten verwendet werden. Es können auch mehr als zwei Ansichten zwi schen den Ansichten erzeugt werden.

Der vorstehend beschriebene Algorithmus verringert bzw. ver schlechtert die Azimuth-Auflösung des Bildes. Werden andere die Azimuth-Auflösung beschränkende Faktoren, wie die Primär geschwindigkeit der Erfassungseinrichtung berücksichtigt, kann die zusätzliche Verschlechterung nicht bemerkbar oder annehmbar sein.

B. Kanalkomprimierung mit Filterkernerhöhung

Zur Rechenbeschleunigung kann jeder Projektionskanal durch zwei Erfassungskanäle oder Zellen ausgebildet sein. Insbeson dere sind die Zellen gekoppelt, beispielsweise zweifach ge koppelt, so daß die gekoppelten Zellen ein Ausgangssignal oder einen Projektionskanal erzeugen. Bei dem nachstehend be schriebenen Ausführungsbeispiel wird angenommen, daß die Zel len zweifach gekoppelt sind. Allerdings kann ein höheres Kom primierungsverhältnis verwendet werden. Die Kopplung ist wie folgt beschrieben:

ξ'_k = ξ_2k + ξ_2k+1 (2).

Die Kanalkopplung kann beispielsweise sofort nach der Luftka librierungskorrektur durchgeführt werden. Wie es in der Tech nik bekannt ist, beinhaltet die Luftkalibrierungskorrektur eine Normalisierung, Kanalerweiterung, eine Q-Kalibrierung (d. h. eine Bildkalibrierung), Theta-Festlegung ("theta fix") und Übersprechkorrekturen. Alternativ dazu könnte die Kanal kopplung sofort nach der primären Erfassungseinrichtungs- Geschwindigkeit-/Nachglüh-Korrektur zum Erreichen des maxima len Geschwindigkeitsvorteils durchgeführt werden. Die vorste hend beschriebene Verarbeitung wird vorzugsweise vor der Luftkalibrierungskorrektur (d. h. vor der Normalisierung, Ka nalerweiterung, Q-Kalibrierung, Theta-Festlegung und Über sprechkorrektur) ausgeführt.

Aufgrund der Kanalkopplung müssen viele der nach der Luftka librierungskorrektur angelegten Kalibrierungsvektoren zur Widerspiegelung der Tatsache modifiziert werden, daß jeder neue Kanal jetzt zwei der vorherigen Kanäle repräsentiert. Die betroffenen Vektoren sind beispielsweise Strahlhärtungs vektoren. Für die drei Strahlhärtungsvektoren B¹, B² und B³ werden die folgenden Beziehungen zur Erzeugung neuer Vektoren verwendet:

B'_k ¹ = 0,5(B_2k ¹ + B_2k+1 ¹)
B'_k ² = 0,5(B_2k ² + B_2k+1 ¹)
B'_k ³ = 0,5(B_2k ³) +B_2k+1 ³) (5).

Da die Vektoren vor der Rekonstruktionsschleife erzeugt wer den, sollte eine Modifikation bei dem Vektorerzeugungsvorgang die Rekonstruktionsleistung bezüglich der Geschwindigkeit nicht beeinflussen.

Eine direkte Auswirkung der Zweifach-Kanalkopplung auf die Bildqualität ist die verringerte örtliche Auflösung. Bei spielsweise ist das kleinste Objekt, das ein CT-Fluoroskopiesystem auflösen muß, 5 mm groß. Zur zumindest teilweisen Kompensation des Auflösungsverlusts kann eine Re konstruktionsfilterkernerhöhung verwendet werden. Das heißt, das Rekonstruktionsfilter wird (im Frequenzbereich) mit einer Fensterfunktion multipliziert, die eine höhere Amplitude bzw. Größe im mittleren bis hohen Frequenzbereich aufweist, wie die folgende Fensterfunktion:

w = 1 + α₁f + α₂f² + α₃f³ + α₄f⁴ (3)

wobei α₁ bis α₄ Parameter sind. Bei einem bestimmten Ausfüh rungsbeispiel wird der Parametersatz mit α₁ = 0,0, α₂ = 0,6, α₃ = 0,2 und α₄ = 0,0 verwendet.

Die vorstehend beschriebene Filterkernerhöhung kann auch in anderen Situationen angewendet werden, wenn die Systemauflö sung aufgrund anderer Faktoren verbessert werden soll. Bei spielsweise kann die Rekonstruktionskernerhöhung zur Kompen sation der Verschlechterung der Auflösung aufgrund der Besei tigung eines Interpolationsvorgangs im Frequenzbereich ver wendet werden. Insbesondere werden die Projektionsdaten nach der Fourier-Transformation vor der Multiplikation mit dem Filterkern repliziert. Dieser Vorgang gleicht der Durchfüh rung der Interpolation im Frequenzraum, da die gefilterte Projektion nach diesem Vorgang bezüglich der Anzahl von Ab tastpunkten verdoppelt sein wird. Da die Interpolation im Frequenzraum durchgeführt wird, wird der Frequenzinhalt in der Projektion bewahrt. Dieser Vorgang ist jedoch rechenin tensiv, da er die Größe der Fourier-Transformation um einen Faktor 2 erhöht. Für die Rekonstruktionsgeschwindigkeit kann es erwünscht sein, die Interpolation im Ortsbereich durchzu führen. Beispielsweise kann ein 4-Punkt-Lagrange-Interpolator verwendet werden. Allerdings ergibt sich eine geringe Ver schlechterung der Systemauflösung. Dies kann durch eine Vor multiplikation des Filterkerns mit einer Fensterfunktion kom pensiert werden (Gleichung 3). Für die Standard- und weichen Rekonstruktionskerne kann der Parametersatz α₁ = 0,0, α₂ = 0,1, α₃ = 0,3 und α₄ = 0,0 verwendet werden.

C. Filterung

Zur Verringerung von Patientenbewegungsartefakten kann das nachstehend beschriebene Gewichtungsschema zur Minimierung des Ausmaßes der bei jeder Ansicht durchgeführten Filterung verwendet werden. Insbesondere bei CT-Fluoroskopieanwendungen und bei einer Beispiel-Implementierung werden Bilder mit sechs Einzelbildern pro Sekunde bei einer Faßlagerdrehung um den Patienten mit einer Umdrehung pro Sekunde erzeugt. Daher wird eine stark überlappende Rekonstruktion durchgeführt. Das heißt, jede Projektion wird bei der Erzeugung einer Vielzahl von Bildern verwendet. Da der Filterungsvorgang der zeitin tensivste Teil der Rekonstruktion ist, ist es erwünscht, eine wiederholte Filterung jeder Projektion für jedes rekonstru ierte Bild zu vermeiden.

Dementsprechend kann ein Überabtastgewichtungsalgorithmus verwendet werden. Da das Überabtastgewicht entlang der Kanal richtung konstant ist, können der Filterungsvorgang und Ge wichtungsvorgang umgekehrt werden und es ist lediglich eine Filterung pro Projektion erforderlich. Jede gefilterte Pro jektion kann dann mit verschiedenen Gewichten vor der Rück projektion multipliziert werden. Der Überabtastgewichtungsal gorithmus wird entsprechend folgender Gleichung durchgeführt.

w(γ, β) = 3θ²(γ, β) - 2θ³(γ, β) (4)

mit

wobei β₀ ein Parameter ist, der den Überabtastwinkel be stimmt. Der Parameter β₀ wird beruhend auf dem besten Kompro miß zwischen der Bildqualität und der Rekonstruktionsge schwindigkeit bestimmt.

Die vorstehend beschriebene Gewichtung mildert die Beiträge aus dem Beginn und dem Ende der Abtastung. Bei jeder Ansicht wird das Tomographie-Rekonstruktionsfilter zuerst angewendet, gefolgt von der Multiplikation der Ansichten mit zumindest zwei verschiedenen Gewichten, dann gefolgt von der Rückpro jektion der gewichteten Ansichten auf zumindest zwei ver schiedene Bildorte. Der Inhalt jedes Bildspeichers wird dann übertragen und initialisiert, nachdem eine vorbestimmte An zahl von Ansichten akkumuliert ist.

Es können auch Halbabtastgewichte mit einer Vielzahl von Pro zessoren zur Durchführung einer vielfachen Filterung verwen det werden. Es wird angenommen, daß bei einer gegebenen Bild wechselfrequenz jede Projektion höchstens zu N Bildern bei trägt. Beispielsweise ist N = 2 für 3 Rahmen/Rotation und N = 4 für 5 Rahmen/Rotation. Die in Fig. 4 gezeigte Datenverarbei tungsarchitektur kann für eine gleichzeitige Rekonstruktion einer Vielzahl von Bildern verwendet werden. Eine segmentier te Rekonstruktion wird für die beste zeitliche Auflösung ver wendet. Auch sind lediglich zwei Zweige für 3 Rahmen/Rotation erforderlich. Der Flaschenhals der Architektur ist der Filte rungsschritt, der durch die Beseitigung einer Interpolation im Fourier-Bereich und eine 2 : 1-Kanalkomprimierung beseitigt werden kann.

Eine höhere Bildwechselfrequenz kann durch das Hinzufügen ei ner zweiten Bilderzeugungsplatine erreicht werden. Es können auch einige Vorverarbeitungs- und Nachverarbeitungsschritte zur weiteren Beschleunigung der Datenverarbeitung umgangen werden.

D. Rückprojektion

Da im CT-Fluoroskopiemodus zu jedem Zeitpunkt sechs unter schiedliche Bilder rekonstruiert werden, werden die vielen gewichteten Projektionen, die für diese Bilder erforderlich sind, auf einmal in den Rückprojektionsspeicher geladen. Auf der Grundlage des ausgewählten Überabtastwinkels kann die An zahl der gewichteten Projektionen zur Beschleunigung der Da tenübertragung zu dem Rückprojektionsspeicher verringert wer den. Insbesondere wird in einem Beispielsystem alle 1/6 Über abtastumdrehungen ein vollständiges Bild an einem Ort er zeugt. Der Rückprojektionsspeicher ist daher in sechs Unter bereiche unterteilt. In jedem Zeitbeispiel wird eine gefil terte Projektion mit verschiedenen Überabtastgewichten ge wichtet und in alle sechs Unterbereiche rückprojiziert. Bei einer bestimmten Implementation sind beispielsweise 696 An sichten zur Erzeugung eines vollständigen Bildes erforder lich. Nachdem die 696. Projektion rückprojiziert ist, wird daher das erste vollständige Bild aus dem Unterbereich Nummer 1 herausgenommen. 116 Ansichten später wird ein zweites voll ständiges Bild aus dem Unterbereich Nummer 2 herausgenommen. Der Vorgang wiederholt sich nach der Vervollständigung des sechsten Bildes.

Bei dem Beispielsystem ist die Rekonstruktionsplatine in acht parallele Leitungen eingeteilt, und da sechs Bil der/Überabtastumdrehung erzeugt werden, muß die Anzahl der für jede Bilderzeugung verwendeten Ansichten durch 48 (d. h. 6 mal 8) teilbar sein. Die vorstehend beschriebene Auswahl ist nicht durch 48 teilbar (d. h. 696 ist nicht durch 48 teilbar). Es ist natürlich nicht erwünscht, den Überabtastwinkel signi fikant zu erhöhen (beispielsweise ist die kleinste Zahl, die größer als 696 und durch 48 teilbar ist, 720, was einem Über abtastwinkel von 35,1 Grad entspricht), da die Verzögerung merklich erhöht wird. Zudem sollte auch der Überabtastwinkel nicht erheblich verringert werden (beispielsweise ist die größte Zahl, die kleiner als 696 und durch 48 teilbar ist, 672, was einem Überabtastwinkel von 8,8 Grad entspricht), da Patienten-Bewegungsartefakte sich signifikant erhöhen.

Zur Erhöhung der Rückprojektionsgeschwindigkeit und anstelle des Beginns jedes Bildes an einem Vielfachen von 116 Ansich ten beginnt demnach das zweite Bild bei der Ansicht 120. Das dritte Bild beginnt 112 Ansichten nach dem zweiten Bild. Das vierte Bild beginnt wiederum 120 Ansichten später. Das fünfte Bild ist weiter um 112 Ansichten verzögert. Dieser Vorgang wird fortgesetzt.

Im allgemeinen Fall bezeichnet N die Anzahl von zur Erzeugung eines vollständigen Bildes erforderlichen Ansichten. X be zeichnet die Anzahl paralleler Verarbeitungsleitungen und Y bezeichnet die Anzahl von Bildern, die pro N-Ansicht-Drehung erzeugt werden. Ist N durch Y teilbar und nicht durch (XY), kann die Beginnansichtnummer für die aufeinanderfolgenden Bilder bei (N/Y)+X/2 und (N/Y)-X/2 Ansichten nach der Beginn ansicht des vorherigen Bildes alterniert werden. Die Reihen folge ist austauschbar.

Mit dem vorstehend beschriebenen Rückprojektionsalgorithmus werden wesentliche Nachteile bezüglich der Systemverzögerung und bezüglich Bildartefakten vermieden. Es besteht natürlich ein sehr geringes ungleichmäßiges Zeitintervall zwischen den Bildern, das sich mit wenigen Millisekunden verändert. Falls ferner die Rückprojektionseinrichtung eine ausreichende Ge schwindigkeit hat, kann jede Projektion mehrfach, beispiels weise 6 mal, rückprojiziert werden. Die rückprojizierte An sicht kann dann skaliert und zu verschiedenen Bildspeichern hinzugefügt werden.

Außerdem kann ein vereinfachtes Rückprojektionsverfahren un ter der Bedingung verwendet werden, daß die Rückprojektion der Flaschenhals des Rekonstruktionsvorgangs ist. Die grund legenden Bildrückprojektionsvorgänge sind folgende. Jede ge filterte Projektion wird auf das Bild über eine Schleife über die Rekonstruktionsgitterbildelemente rückprojiziert. Unter Berücksichtigung des Patientenkoordinatensystems (x, y) und des gedrehten Koordinatensystems (x', y'), das mit der aktu ellen Ansicht assoziiert ist (Fig. 5), beruht die Rückprojek tion auf einer Berechnung des Fächerwinkels η (ansicht- und bildelementabhängig), um eine Interpolation der geeigneten Projektionsdaten durchzuführen. Die Rückprojektion erfordert auch die Berechnung von (1/L)², wobei L = L(β, x, y) die Bildele ment-Fächer-Scheitelpunkt-Entfernung (ansicht- und bildele mentabhängig) ist. Durch Linearisierung von η und (1/L)² um β₀ und (x₀, y₀) ergibt sich:

η(β₀ + dβ) ≈ η(β₀) + A × dβ (10)

Bei der Nur-Ansicht-Ansicht-Linearisierungsanwendung findet eine vollständige Berechnung der Größen η und (1/L)² alle M Ansichten statt, wobei M ein Parameter ist. Für jede andere Ansicht werden die Größen unter Verwendung einer linearen In terpolation geschätzt. In der Praxis ist es einfacher, die lineare Näherung auf der Grundlage einer Vorberechnung der nächsten vollständig zu verarbeitenden Ansicht zu berechnen. Bei der Ansicht-Ansicht-Linearisierung und bei der In- Ansicht-Linearisierung ist das Verfahren das gleiche Verfah ren wie vorstehend beschrieben, abgesehen davon, daß für die Ansichten, die zuvor vollständig verarbeitet wurden, die Be rechnung für η und (1/L)² nur einmal alle P Bildelemente auf tritt und die Werte dazwischen linear interpoliert werden.

Die Rückprojektionsgleichungen lauten:

Diese Beziehungen dienen als die grundlegende Beziehung, aus der der Fächerwinkel und die invers quadrierte der Entfernung von dem Fächerscheitelpunkt zu dem Bildelement bestimmt wer den. Die Vereinfachung dieser Beziehungen liefert erhebliche Berechnungseinsparungen. Insbesondere gelten beim Ansicht- Ansicht-Linearisierungsverfahren die folgenden Beziehungen:

η(β₀ + dβ) ≈ η(β₀) + A × dβ (13)

und:

Die Parameter A und D müssen nicht unter Verwendung der Glei chungen (14) und (16) bestimmt werden. Statt dessen können A und D aus einer vorausschauenden vollständigen Berechnung für die Ansichten N und N + M geschätzt werden. Für die Ansichten in dem Intervall ]N,N+M[ werden die Berechnungen in Gleichung (12) übersprungen und durch eine lineare Näherung beruhend auf der Schätzung von A und D aus den Ansichten N und N + M er setzt.

E. Parallele Verarbeitung

Zur weiteren Beschleunigung des Rekonstruktionsvorgangs wird berücksichtigt, daß viele Verarbeitungsvorgänge auf verschie denen Prozessoren parallel durchgeführt werden können. Bei spielsweise können jeweils die Vorverarbeitung, Filterung, Rückprojektion und Nachverarbeitung auf verschiedenen Prozes soren durchgeführt werden. Mit einem derartigen Aufbau kann, während ein Prozessor die Ansicht i verarbeitet, ein unter schiedlicher Prozessor die Ansicht i + 1 verarbeiten. Während ferner die Rückprojektionseinrichtung das Bild Nummer i ver arbeitet, kann die Nachverarbeitungseinrichtung das Bild Num mer i - 1 verarbeiten.

Das vorstehend beschriebene CT-Fluoroskopiesystem weist eine erhöhte Bildwechselfrequenz verglichen mit bekannten Fluoro skopiesystemen auf und liefert dennoch eine annehmbare Bild qualität. Natürlich kann das System nur ausgewählte der vor stehend beschriebenen Algorithmen und eine ausgewählte Kombi nation dieser Algorithmen implementieren und muß nicht unbe dingt alle Algorithmen aufweisen.

Erfindungsgemäß ist ein CT-Fluoroskopiesystem offenbart, das eine Architektur und Algorithmen aufweist, die die Erhöhung der Bildwechselfrequenz und die Ausbildung einer akzeptablen Bildqualität erleichtern. Gemäß einem Ausführungsbeispiel be inhaltet das System Vorrichtungen und Algorithmen, die die Bildrekonstruktion beschleunigen und Bildartefakte verrin gern, die sich aus einer derart schnellen Rekonstruktion er geben können. Die schnelle Rekonstruktion wird beispielsweise durch die Durchführung einer Ansichtkomprimierung, Kanalkom primierung, einer Rückprojektion mit verringerter Verzögerung und einer Parallelverarbeitung erreicht.

Claims

1. Computer-Tomographie-System (10) mit einer Röntgen strahlquelle (14), einer Röntgenstrahlerfassungseinrichtung (18), die mit der Röntgenstrahlquelle (14) ausgerichtet ist und eine Vielzahl von Erfassungszellen aufweist, und einer Verarbeitungseinrichtung (36), die mit der Röntgenstrahler fassungseinrichtung (18) verknüpft ist, wobei das System (10) zum Erhalten eines ersten Satzes von Projektionsdaten aus ei ner Abtastung eingerichtet ist, und die Verarbeitungseinrich tung (36)
zur Komprimierung des ersten Datensatzes durch Kombinie ren einer Vielzahl von Ansichten in eine Ansicht und zum Auf rechterhalten eines konstanten Ansichtwinkelinkrements zwi schen komprimierten Ansichten,
zur Erzeugung eines zweiten Datensatzes unter Verwendung einer Interpolation,
zur Kopplung von Projektionsdaten von zumindest zwei an grenzenden Erfassungszellen,
zur zumindest teilweisen Kompensation eines Auflösungs verlusts,
zur Auswahl jeweiliger Ansichten, an denen jedes Bild jeweils zu erzeugen ist, wobei die Ansichten auf der Grundla ge einer Anzahl N von zur Erzeugung eines vollständigen Bil des erforderlichen Ansichten, einer Anzahl X paralleler Ver arbeitungsleitungen und einer Anzahl Y von pro N-Ansicht- Drehung erzeugten Bildern ausgewählt werden, und
zur Durchführung einer Rückprojektion eingerichtet ist, wobei bei der Rückprojektion verwendete Größen auf einer Li nearisierung von Ansicht zu Ansicht beruhen.

2. Computer-Tomographie-System (10) nach Anspruch 1, wo bei der komprimierte Datensatz folgendermaßen erzeugt wird:

3. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 1, wobei der zweite Datensatz für einen Satz von Faßlagerwinkeln er zeugt wird, die die Faßlagerwinkel des ersten Datensatzes in zwei Teile teilen.

4. Computer-Tomographie-System (10) nach Anspruch 1, wo bei die Kopplung folgendermaßen durchgeführt wird:
ξ'_k = ξ_2k + ξ_2k+1.

5. Computer-Tomographie-System (10) nach Anspruch 4, wo bei die Verarbeitungseinrichtung (36) des weiteren zur Trans formation von Strahlhärtungsvektoren B¹, B² und B³ zur Erzeu gung folgender Vektoren eingerichtet ist:
B'_k ¹ = 0,5(B_2k ¹ + B_2k+1 ¹)
B'_k ² = 0,5(B_2k ² + B_2k+1 ²)
B'_k ³ = 0,5(B_2k ³ + B_2k+1 ³).

6. Computer-Tomographie-System (10) nach Anspruch 1, wo bei die Verarbeitungseinrichtung (36) zur zumindest teilwei sen Kompensation des Auflösungsverlusts zur Multiplikation eines Rekonstruktionsfilters mit einer Fensterfunktion mit einer größeren Größe eingerichtet ist.

7. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 6, wobei die Fensterfunktion sich ergibt zu
w = 1 + α₁f + α₂f² + a₃f³ + α₄f⁴
wobei α₁ bis α₄ Parameter sind.

8. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 7, mit α₁ = 0,0, α₂ = 0,6, α₃ = 0,2 und α₄ = 0,0.

9. Computer-Tomographie-System (10) nach Anspruch 1, wo bei die Verarbeitungseinrichtung (36) des weiteren zur Ge wichtung der Daten eingerichtet ist.

10. Computer-Tomographie-System (10) nach Anspruch 9, wobei die Gewichtung folgendermaßen durchgeführt wird:
w(γ, β) = 3θ²(γ, β) - 2θ³(γ, β)
mit
wobei β₀ ein Parameter ist, der den Überabtastwinkel be stimmt.

11. Computer-Tomographie-System (10) nach Anspruch 1, wobei die Verarbeitungseinrichtung (36) zur Auswahl jeweili ger Ansichten, bei denen jedes Bild jeweils zu erzeugen ist, und wenn N durch Y aber nicht durch (XY) teilbar ist, des weiteren zum Alternieren von (N/Y)+X/2 und (N/Y)-X/2 Ansich ten als Beginnansichtnummer für aufeinanderfolgende Bilder eingerichtet ist.

12. Computer-Tomographie-System (10) nach Anspruch 1, wobei η und (1/L)² um β₀ und (x₀, y₀) linearisiert sind, mit:
η(β₀+dβ) ≈ η(β₀) + A × dβ

13. Computer-Tomographie-System (10) nach Anspruch 12, wobei eine vollständige Berechnung von η und (1/L)² alle M Ansichten stattfindet, wobei M ein Parameter ist, und wobei für jede andere Ansicht die Größen unter Verwendung einer li nearen Interpolation geschätzt werden.

14. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 13, wobei eine Berechnung für η und (1/L)² einmal alle P Bildelemente durch geführt wird und Werte zwischen den berechneten Werten linear interpoliert werden, und wobei die Rückprojektionsgleichungen wie folgt gegeben sind:

15. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 14, mit
η(β₀ + dβ) ≈ η(β₀) + A × dβ
und:

16. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 1, ferner mit einer Vielzahl von Verarbeitungseinrichtungen zur Durch führung einer parallelen Verarbeitung.

17. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 16, wobei eine Vielzahl von Bildern durch die Vielzahl der Verarbei tungseinrichtungen erzeugt wird.

18. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 16, wobei durch die Vielzahl der Verarbeitungseinrichtungen ein Bild zu einer Zeit erzeugt wird.

19. Computer-Tomographie-System (10) mit einer Röntgen strahlquelle (14), einer Röntgenstrahlerfassungseinrichtung (18), die mit der Röntgenstrahlquelle ausgerichtet ist und eine Vielzahl von Erfassungszellen aufweist, und einer mit der Röntgenstrahlerfassungseinrichtung verbundenen Verarbei tungseinrichtung (36), wobei das System zum Erhalten eines ersten Projektionsdatensatzes aus einer Abtastung eingerich tet ist, und wobei die Verarbeitungseinrichtung zur zumindest teilweisen Kompensation eines Auflösungsverlusts durch Multi plikation eines Rekonstruktionsfilters mit einer Fensterfunk tion mit einer größeren Größe eingerichtet ist.

20. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 19, wobei die Fensterfunktion sich ergibt zu
w = 1 + α₁f + α₂f² + a₃f³ + α₄f⁴
wobei α₁ bis α₄ Parameter sind.

21. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 20, mit α₁ = 0,0, α₂ = 0,6, α₃ = 0,2 und α₄ = 0,0.

22. Computer-Tomographie-System (10) mit einer Röntgen strahlquelle, einer Röntgenstrahlerfassungseinrichtung, die mit der Röntgenstrahlquelle ausgerichtet ist und eine Viel zahl von Erfassungszellen aufweist, und einer mit der Rönt genstrahlerfassungseinrichtung verbundenen Verarbeitungsein richtung, wobei das System zur Linearisierung von η und (1/L)² um β₀ und (x₀, y₀) eingerichtet ist, mit:
η(β₀ + dβ) ≈ η(β₀) + A × dβ

23. Computer-Tomographie-System (10) nach Anspruch 22, wobei eine vollständige Berechnung von η und (1/L)² alle M Ansichten stattfindet, wobei M ein Parameter ist, und wobei für jede andere Ansicht die Größen unter Verwendung einer li nearen Interpolation geschätzt werden.

24. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 23, wobei eine Berechnung für η und (1/L)² einmal alle P Bildelemente durchgeführt wird und Werte zwischen den berechneten Werten linear interpoliert werden, und wobei die Rückprojektions gleichungen wie folgt gegeben sind:

25. Computer-Tomographie-System nach Anspruch 24, mit
η(β₀+dβ) ≈ η(β₀) + A × dβ
und: