DE19854947B4

DE19854947B4 - Verfahren zur Bildrekonstruktion für ein Spiral-CT-Gerät und Spiral-CT-Gerät zur Durchführung eines solchen Verfahrens

Info

Publication number: DE19854947B4
Application number: DE19854947A
Authority: DE
Inventors: Thomas Dipl.-Phys. Dr. Flohr; Bernd Dipl.-Ing. Ohnesorge
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1998-11-27
Filing date: 1998-11-27
Publication date: 2005-01-05
Anticipated expiration: 2018-11-28
Also published as: US6400790B1; DE19854947A1; JP2000157531A; JP4662510B2

Abstract

Verfahren zur Bildrekonstruktion für ein Spiral-CT-Gerät mit einer um eine Systemachse um ein Untersuchungsobjekt bewegbaren Strahlungsquelle von welcher ein fächerförmiges Strahlenbündel ausgeht, und mit einem mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden, das fächerförmige Strahlenbündel empfangenden Detektor, wobei das Untersuchungsobjekt einerseits und die Strahlungsquelle und der Detektor andererseits zur Durchführung einer Untersuchung in Richtung der Systemachse relativ zueinander verschiebbar sind, aufweisend folgende Verfahrensschritte:
a) Aufnahme einer Vielzahl von Projektionen mittels jeweils mehrerer Zeilen von Detektorelementen für eine Vielzahl von Projektionswinkel und Positionen entlang der Systemachse, wobei zur Aufnahme aller Projektionen die gleichen Zeilen von Detektorelementen verwendet werden,
b) Gewinnung der der Bildrekonstruktion für eine eine bestimmte Position auf der Systemachse aufweisenden Bildebene zugrundeliegenden Daten dadurch, daß für jeden zu berücksichtigenden Projektionswinkel mittels verschiedener Zeilen von Detektorelementen aufgenommene Projektionen zu scheinbar mittels eines nur eine Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektors aufgenommenen Daten zusammengefaßt werden, wobei eine Gewichtung der Meßwerte unter...

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bildrekonstruktion für ein Spiral-CT(Computertomographie)-Gerät mit einer um eine Systemachse um ein Untersuchungsobjekt bewegbaren Strahlungsquelle, von welcher ein fächerförmiges Strahlenbündel ausgeht, und mit einem mehrere Zeilen von Detektorelementen (Detektorzeilen) aufweisenden, das fächerförmige Strahlenbündel empfangenden Detektor, wobei das Untersuchungsobjekt einerseits und die Strahlungsquelle und der Detektor andererseits zur Durchführung einer Untersuchung in Richtung der Systemachse relativ zueinander verschiebbar sind, aufweisend die Verfahrensschritte der Aufnahme einer Vielzahl von Projektionen mittels jeweils mehrerer Zeilen von Detektorelementen für eine Vielzahl von Projektionswinkel und Positionen entlang der Systemachse, wobei zur Aufnahme aller Projektionen die gleichen Zeilen von Detektorelementen verwendet werden, und der Rekonstruktion eines Bildes aus den aufgenommenen Projektionen.

Nach einem solchen Verfahren arbeitende CT-Geräte sind beispielsweise aus der DE 196 47 435 A1 , der US 5 682 414 , der DE 42 24 249 A1 sowie der US 5 291 402 bekannt.

Bei Spiralaufnahmen mit CT-Geräten, die einen Detektor mit einer einzigen Zeile von Detektorelementen aufweisen, wird zur Erzeugung von Projektionen in der gewünschten Bildebene für jeden Projektionswinkel eine Interpolation zwischen den vor und hinter der Bildebene liegenden Meßwerten durchgeführt.

Am gebräuchlichsten sind heute zwei Interpolationsverfahren. Beim ersten wird eine lineare Interpolation zwischen je zwei der Bildebene am nächsten liegenden gemessenen Projektionen vorgenommen, die beim gleichen Projektionswinkel α, aber in verschiedenen Umläufen aufgenommen wurden. Diese Interpolationsart bezeichnet man als 360LI-Interpolation. Beim zweiten Verfahren interpoliert man zwischen je zwei der Bildebene am nächsten liegenden Meßwerten, von denen die einen beim Projektionswinkel α_d, die anderen beim dazu komplementären Projektionswinkel α_c, aufgenommen wurden. Für den Zentralkanal des Detektors gilt α_c, = α_d ± π. Diese Interpolationsart bezeichnet man als 180LI-Interpolation. Sie liefert bei gleichem Pitch schmälere effektive Schichtbreiten (z.B. gekennzeichnet durch die Halbwertsbreite FWHM) als die 360LI-Interpolation. Dafür ist bei gleicher Ausgangsleistung der Röntgenröhre (gleichem mA-Wert) das Bildrauschen im Vergleich zur 360LI-Interpolation erhöht, und die Artefaktanfälligkeit ist größer. Beide Interpolationsarten sind schematisch in 1 veranschaulicht, die den Projektionswinkel α als Funktion der auf die kollimierte Breite d einer Zeile von Detektorelementen des Detektors, d.h. die kollimierte Schichtdicke, normalisierte Detektorposition in z-Richtung während einer Spiralabtastung für den Pitch p = 2 zeigt.

Bei CT-Geräten mit Mehrzeilendetektoren sind neuere Patentanmeldungen zur Rekonstruktion von Spiraldaten mit exakten und approximativen Methoden bekannt (z.B. DE 196 14 223 C1 ), die zwar die genaue Geometrie berücksichtigen, aber zum Teil sehr rechenaufwendig und deshalb für den Einsatz in kommerziellen CT-Geräten wenig geeignet sind.

Bei kleinen Zeilenzahlen M (z.B. M ≤ 5) kann man zur Verringerung des Rechenaufwandes den auch als "Conewinkel" bezeichneten Neigungswinkel der auf den Detektor treffenden Röntgenstrahlen, der sog. Meßstrahlen, gegen eine senkrecht auf der auch als Systemachse bezeichneten z-Achse des CT-Gerätes aufgespannte Ebene vernachlässigen und die bei CT-Gerät mit einem nur eine Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektor übliche 180LI- und 360LI-Interpolation auf mehrere Detektorzeilen übertragen. Das ist das Rekonstruktionsverfahren, das bei dem 2-Zeilen CT-Scanner "Elscint Twin" zur Anwendung kommt (siehe "Dual-slice versus single-slice spiral scanning: Comparison of the physical performances of two computed tomo graphy scanners", Yun Liang and Robert A. Kruger, Med. Phys. 23(2), February 1996, pp 205–220).

Das Prinzip der auf mehrere Zeilen übertragenen 180LI- und 360LI-Interpolation ist am willkürlich gewählten Beispiel eines einen Detektor mit 4 Zeilen von Detektorelementen aufweisenden CT-Geräts für den Pitch p = 3 in 2 in zu der 1 analoger Darstellung gezeigt. Der Pitch p ist der Vorschub in Z-Richtung pro Umdrehung der Strahlungsquelle bezogen auf die kollimierte Breite d einer Zeile von Detektorelementen des Detektors. d.h. die kollimierte Schichtdicke. Aus 2 werden die grundsätzlichen Probleme bei der üblichen Mehrzeilen-Spiralinterpolation deutlich:

– Um durch Interpolation zu einem vorgegebenen Projektionswinkel Daten zu erzeugen, die einer entsprechenden mittels eines nur eine Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektor gewonnenen Projektion in der gewünschten Bildebene entsprechen, muß der Beitrag mehrerer Projektionen aus verschiedenen Umläufen der Spiralabtastung berücksichtigt werden. Die Interpolationsgewichte für eine bestimmte Projektion sind also von der z-Position anderer Projektionen abhängig. Das erschwert bei der Realisierung auf einem Rechner die Abarbeitung der einzelnen Projektionen. Außerdem treten in Abhängigkeit vom Pitch p Mehrfachabtastungen auf (in 2 z.B. bei Zeile 1 und Zeile 4, die in aufeinanderfolgenden Umdrehungen die gleichen z-Positionen abtasten), die bei der Berechnung der Interpolationsgewichte berücksichtigt werden müssen und die Interpolation rechnerisch aufwendig machen.
– Bei Pitchwerten p ≥ M (M ist die Zeilenzahl des Detektors) muß eine 180LI-Interpolation durchgeführt werden, wenn sich das sog. Schichtempfindlichkeitsprofil nicht inakzeptabel verbreitern soll. Zur Verdeutlichung ist für das Beispiel des 4 Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektors die sich bei 180LI- und 360LI-Interpolation einstellende Halbwertsbreite FWHM des Schichtempfindlichkeitsprofils als Funktion des Pitchwertes p in 3 dargestellt. 180LI-Interpolation bei einem eine Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektor heißt, daß generell zwischen einem direkten und dem dazu komplementären Strahl interpoliert wird. Bei einem mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektor ist die Situation komplizierter: 180LI-Interpolation bedeutet hier, daß immer zwischen den beiden Meßwerten interpoliert wird, die der Bildebene am nächsten liegen. Je nach Pitchwert p und Lage der Bildebene im z-Richtung wird für einen bestimmten Projektionswinkel α entweder zwischen direkten Meßwerten interpoliert, nämlich wenn diese näher bei der Bildebene liegen, oder zwischen einem direkten und dem dazu komplementären Meßwert, falls diese näher bei der Bildebene liegen. Wenn aber bei einem Projektionswinkel α_d zwischen direkten und komplementären Meßwerten interpoliert wird, muß zu jedem durch den direkten Projektionswinkel α_d und den entsprechenden Fächerwinkel β_d gekennzeichneten Meßwert der komplementäre Meßwert bei β_c = –β_d gefunden werden. Nur im Drehzentrum, d. h. für β_d = β_c = 0, sind die Projektionswinkel α_d und α_c, direkter und komplementärer Projektionen genau um 180° versetzt. Im allgemeinen Fall gilt βc = –βd αc = αd + 2β + π (1) d.h. für jeden durch den Projektionswinkel α_d und den Fächerwinkel β_d gekennzeichneten direkten Meßwert stammt der komplementäre Meßwert bei β_c aus einer anderen Projektion α_c die dementsprechend auch an einer anderen z-Position aufgenommen wurde. Deshalb muß bei der 180LI-Interpolation mit fächerwinkelabhängigen Interpolationsgewichten gearbeitet werden, und zu jeder direkten Projektion müssen die Beiträge verschiedener komplementärer Projektionen berücksichtigt werden, was den Rechenaufwand immens erhöht.
– Für jeden Pitchwert p ergibt sich die Standardabweichung des im Bild gemessenen Pixelrauschens aus der quadratischen Summe aller Interpolationsgewichte. Bei der 180LI- und bei der 360LI-Interpolation sind diese Interpolationsgewichte pitchabhängig. Damit ist bei fester Ausgangsleistung der Röntgenröhre auch das sich für jeden Pitchwert p einstellende Pixelrauschen bestimmt. Dieses Pixelrauschen zeigt unerwartete und krasse Abhängigkeiten vom Pitch p: Für einen 4 Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektor fallen beim Pitch p = 1 z.B. die Meßwerte aller 4 Detektorzeilen in aufeinanderfolgenden Umläufen auf die gleichen z-Positionen. Sie können daher vor der Interpolation einfach gemittelt werden. Als Resultat ergibt sich im Vergleich zu einem Detektor mit nur einer Zeile von Detektorelementen eine Dosisakkumulation um den Faktor 4 und deshalb eine Halbierung des Pixelrauschens. Erhöht man den Pitch p nur geringfügig, z.B. auf p = 1,1, entfällt diese Mehrfachabtastung. Bei der 180LI- und der 360LI-Interpolation erhält man nun ein schmaleres Schichtempfindlichkeitsprofil, aber um den Preis des gleichen Pixelrauschens wie beim Einzeiler. Mit der herkömmlichen 180LI- und 360LI-Interpolation ist es nicht möglich, bei kleinen Pitchwerten (z.B. wie oben p = 1,1) zum Zweck der Verringerung des Pixelrauschens die überlappende Abtastung in z-Richtung (d. h. die Zeilen des Detektors erfassen nacheinander in verschiedenen Umdrehungen das gleiche z-Gebiet) zu nützen. Insbesondere ist es auch nicht einfach möglich, nur einen frei wählbaren Teil der insgesamt für ein Bild an der z-Position z_ima, der Index ima steht für "image" = Bild, zur Verfügung stehenden Daten für die Rekonstruktion zu verwenden. Damit ist es aber auch nicht möglich, einen frei wählbaren Kompromiß zwischen reduziertem Pixelrauschen einerseits (durch die überlappende Abtastung) und verbesserter zeitlicher Auflösung der Rekonstruktion andererseits einzustellen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein hinsichtlich des Schichtempfindlichkeitsprofils verbessertes Verfahren der eingangs genannten Art anzugeben.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch 1.

Demnach kombiniert die Erfindung eine für die einzelnen Projektionen unabhängig voneinander vorgenommene Gewichtung mit einem herkömmlicherweise für einen nur eine Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektor verwendeten Algorithmus zur Bildrekonstruktion. Das erfindungsgemäße Verfahren weist folgende Vorteile auf:

– Die im folgenden als Spiralgewichtung bezeichnete Gewichtung wird für jeden Projektionswinkel für die mittels der einzelnen Zeilen von Detektorelementen des Detektors aufgenommenen Projektionen, im folgenden Mehrzeilenprojektion genannt, getrennt vorgenommen. Bei der Berechnung der Gewichte für die einzelnen Projektionen einer Mehrzeilenprojektion (Spiralgewichte) beim Projektionswinkel α spielt die z-Position von Projektionen, die bei anderen Projektionswinkeln gewonnen wurden, anders als bei der herkömmlichen 180LI- oder 360LI-Interpolationkeine Rolle. Die Bearbeitung der einzelnen Projektionen kann also ganz einfach sequentiell erfolgen.
– Die Spiralgewichtung wird in Fächerdaten vorgenommen. Für jede Projektion α ist für jede Zeile i des Detektors das Interpolationsgewicht abhängig von ihrer z-Position und von der z-Position des gewünschten Bildes, aber im Gegensatz zur 180LI-Interpolation unabhängig vom Fächerwinkel β. Dennoch bleibt anders als bei der 360LI-Interpolation bis zum Pitchwert p = 2M das Schichtempfindlichkeitsprofil des erfindungsgemäßen Verfahrens akzeptabel schmal. Die Artefaktanfälligkeit des erfindungsgemäßen Verfahrens ist vergleichbar mit der der 180LI-Interpolation.
– Bei kleinen Werten des Pitch p mit überlappender Abtastung in z-Richtung läßt sich der zum Bild beitragende Bereich des Projektionswinkels innerhalb gewisser Grenzen beliebig wählen. Damit kann ohne Einschränkung bei der Bildqualität jeder gewünschte Kompromiß zwischen verbesserter Dosisnutzung und reduziertem Pixelrauschen (durch die überlappende Abtastung) einerseits und verbesserter zeitlicher Auflösung der Rekonstruktion andererseits eingestellt werden.

Warum diese Vorteile erzielbar sind soll im Folgenden erläutert werden:
Stellt man als Bedingung, daß eine Halbwertsbreite FWHM des Schichtempfindlichkeitsprofils erreicht werden soll, die der einer 360LI-Interpolation beim Pitch 1 entspricht, also kleiner bleibt als das etwa 1,3-fache der kollimierten Breite einer Detektorzeile (FWHM ≤ 1,3 d), so muß bei Pitchwerten M ≤ p ≤ 2M nach dem Stand der Technik eine 180LI-Interpolation verwendet werden.

Zur Erreichung von FWHM ≤ 1.3d für M ≤ p ≤ 2M ist es aber eigentlich nicht nötig, für jeden Projektionswinkel unbedingt zwischen den der Bildebene nächstbenachbarten Meßwerten zu interpolieren, wie dies aber bei der 180LI-Interpolation geschieht. Statt dessen wäre es ausreichend, ausschließlich zwischen direkten Meßwerten vor und hinter der Bildebene zu interpolieren, solange diese nicht mehr als die Breite einer Detektorzeile voneinander entfernt sind, auch wenn ein komplementärer Meßwert näher an der Bildebene liegt. In den Randbereichen des zur Rekonstruktion verwendeten Projektionswinkelintervalls wird mit wachsendem Pitch der Abstand der verfügbaren direkten Meßwerte aber deutlich größer als die Breite einer Detektorzeile, denn hier kann nicht mehr zwischen den zum gleichen Projektionswinkel gemessenen Meßwerten der einzelnen Detektorzeilen interpoliert werden, sondern es müssen um 360° versetzte direkte Meßwerte aus verschiedenen Umläufen herangezogen werden: dies erklärt den Anstieg der effektiven Schichtdicke und die erhebliche Verschlechterung des Schichtprofils bei der 360LI-Interpolation, bei der ja nur zwischen direkten Meßwerten interpoliert wird (siehe 3). Nach herkömmlichen Verfahren müßte nun in diesen Projektionswinkelbereichen eine aufwendige Interpolation zwischen direkten und komplementären Meßwerten vorgenommen werden. Das erfindungsgemäße Verfahren ersetzt in diesen kritischen Projektionswinkelbereichen, in denen eine Interpolation zwischen direkten und komplementären Strahlen erforderlich wäre, diese durch die Verwendung der direkten Strahlen allein. Inkonsistenzen an den Grenzen des Rekonstruktionsintervalles durch fehlende Interpolation können bei der neuen Technik wirksam durch eine in der anschließenden Overscan- oder Teilumlaufrekonstruktion vorgenommene an sich bekannte Übergangsgewichtung mit einer hinreichend glatten Funktion unterdrückt werden. Diese Übergangsgewichtung ersetzt also im Hinblick auf das Artefaktverhalten die fehlende Spiralinterpolation.

Die Bildrekonstruktion kann nach Varianten der Erfindung sowohl auf der Basis einer an sich bekannten Teilumlaufrekonstruktion als auch auf der Basis einer an sich bekannten Overscanrekonstruktion vorgenommen werden, wobei im Falle einer Teilumlaufrekonstruktion Daten herangezogen werden, die während eines Umlaufwinkels der Strahlungsquelle von höchstens 2π gewonnen wurden, während im Falle einer Overscanrekonstruktion eine Datenmenge herangezogen wird, die während eines Umlaufwinkels der Strahlungsquelle von mehr als 2π gewonnen wurden.

Unabhängig von der Art der Bildrekonstruktion ist es im Falle des erfindungsgemäßen Verfahrens möglich, die Zusammenfassung der Daten bezüglich der zu berücksichtigenden Projektionswinkel derart vorzunehmen, daß eine Zusammenfassung von direkten und komplementären Meßwerten unter Vermeidung der mit dieser Maßnahme verbundenen Nachteile unterbleibt.

Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfindung erfolgt für die zu berücksichtigenden Projektionswinkel die Zusammenfassung der Daten sequentiell, so daß der zur Implementierung des erfindungsgemäßen Verfahrens auf einem elektronischen Rechner zu treibende Aufwand gering ist.

Die vorzugsweise sequentielle Zusammenfassung der Daten kann dann besonders schnell erfolgen, wenn das zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens vorgesehene Spiral-CT-Gerät einen Parallelrechner enthält.

Wenn der Bereich der bei der Bildrekonstruktion zu berücksichtigende Projektionswinkel frei wählbar ist, ist es möglich, ohne Einschränkungen bei der Bildqualität jeden gewünschten Kompromiß zwischen verbesserter Nutzung der Röntgendosis und reduziertem Pixelrauschen einerseits und verbesserter zeitlicher Auflösung andererseits zu realisieren.

Die Relativbewegung zwischen Untersuchungsobjekt einerseits und Strahlungsquelle und Detektor andererseits kann mit veränderlicher Richtung und/oder veränderlicher Geschwindigkeit erfolgen, da bezüglich jedes Projektionswinkels nur Daten zusammengefaßt werden, die aus dem gleichen Umlauf der Strahlungsquelle stammen.

Die Erfindung wird nachfolgend am Beispiel der beigefügten schematischen Zeichnungen erläutert. Es zeigen:
1 ein den Projektionswinkel als Funktion der Detektorposition in z-Richtung während einer Spiralabtastung veranschaulichendes Diagramm für ein Spiral-CT-Gerät mit einem eine einzige Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektor,
2 in zu der 1 analoger Darstellung die Verhältnisse für ein Spiral-CT-Gerät mit einem vier Zeilen von Detktorelementen aufweisenden Detektor,
3 in einem Diagramm die Halbwertsbreite des Schichtempfindlichkeitsprofils in Abhängigkeit vom Pitch für die 360LI- und die 180LI-Interpolation für ein Spiral-CT-Gerät mit einem vier Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektor,
4 ein nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitendes Spiral-CT-Gerät mit einem vier Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektor in teilweise blockschaltbildartiger Darstellung,
5 ein die gewichtete Zusammenfassung der Daten nach dem erfindungsgemäßen Verfahren veranschaulichendes Diagramm für das Spiral-CT-Gerät nach 4,
6 ein die bei der Zusammenfassung der Meßwerte für die einzelnen Zeilen des Detektors des Spiral-CT-Gerätes nach 4 angewandte Gewichtungsfunktion als Funktion des Projektionswinkels veranschaulichendes Diagramm,
7 ein die aus der Anwendung der Gewichtungsfunktionen gemäß 6 resultierende effektive Gewichtungsfunktion als Funktion des Projektionswinkels veranschaulichendes Diagramm,
8 in einem Diagramm die Entfernung der Detektorzeilen des Spiral-CT-Gerätes nach 4 von der Bildebene normiert auf die kollimierte Schichtdicke einer Detektorzeile als Funktion des Projektionswinkels für einen ersten Pitchwert,
9 in zu der 8 analoger Darstellung die Verhältnisse für einen zweiten Pitchwert,
10 die Halbwertsbreite des Schichtempfindlichkeitsprofils für das Spiral-CT-Gerät nach 4 mit einem vier Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektor als Funktion des Pitchwertes,
11 ein die erfindungsgemäße gewichtete Zusammenfassung der Meßwerte für das Spiral-CT-Gerät gemäß 4 bei nicht konstanter, cos-förmiger Relativbewegung zwischen Untersuchungsobjekt einerseits und Strahlungsquelle und Detektor andererseits veranschaulichendes Diagramm, und
12 in einem Diagramm die für die einzelnen Zeilen von Detektorelementen bei der Zusammenfassung der Meßwerte gemäß 11 anzuwendenden Gewichtungsfunktionen in Abhängigkeit vom Projektionswinkel.
Das in 4 dargestellte Spiral-CT-Gerät weist eine Meßeinheit aus einer Röntgenstrahlenquelle 1, die ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel 2 aussendet, und einem Detektor 3 auf, welcher aus mehreren, im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels vier Zeilen von Detektorelementen, z.B. jeweils 512 Detektorelementen, zusammengesetzt ist. Der Fokus der Röntgenstrahlenquelle 1, von der das Röntgenstrahlenbündel 2 ausgeht, ist mit 4 bezeichnet. Das Untersuchungsobjekt 5, im Falle des dargestellten Ausführungsbeispiels ein menschlicher Patient, liegt auf einem Lagerungstisch 6, der sich durch die Meßöffnung 7 einer Gantry 8 erstreckt.
An der Gantry 8 sind die Röntgenstrahlenquelle 1 und der Detektor 3 einander gegenüberliegend angebracht. Die Gantry 8 ist um die mit z bezeichnete z-Achse des CT-Geräts, die die Systemachse darstellt, drehbar gelagert und wird zur Abtastung des Untersuchungsobjektes 5 in α-Richtung in Richtung des mit α bezeichneten Pfeiles um die z-Achse gedreht, und zwar um einen Winkel α, der wenigstens gleich 180° (π) plus Fächerwinkel β_fan (Öffnungswinkel des fächerförmigen Röntgenstrahlenbündels 2) beträgt. Dabei erfaßt das von der mittels einer Generatoreinrichtung 9 betriebenen Röntgenstrahlenquelle 1 ausgehende Röntgenstrahlenbündel 2 ein Meßfeld 10 kreisförmigen Querschnitts. Der Fokus 4 der Röntgenstrahlenquelle 1 bewegt sich auf einer um das auf der z-Achse liegende Drehzentrum kreisförmig gekrümmten Fokusbahn 15.
Bei vorbestimmten Winkelpositionen der Meßeinheit 1, 3, den sogenannten Projektionswinkeln, werden Meßwerte in Form sogenannter Projektionen aufgenommen, wobei die entsprechenden Meßwerte von dem Detektor 3 zu einer elektronischen Recheneinrichtung 11 gelangen, welche aus den den Projektionen entsprechenden Folgen von Meßpunkten die Schwächungskoeffizienten der Bildpunkte einer Bildpunktmatrix rekonstruiert und diese auf einem Sichtgerät 12 bildlich wiedergibt, auf dem somit Bilder der durchstrahlten Schichten des Untersuchungsobjektes 5 erscheinen.
Jede Projektion ist einer bestimmten Winkelposition, d.h. einem Projektionswinkel, zugeordnet und umfaßt eine der Anzahl der Detektorelemente, d.h. der Kanalzahl k, entsprechende Anzahl von Meßpunkten, denen jeweils der entsprechende Meßwert zugeordnet ist, wobei der jeweilige Kanal durch den zugehörigen Fächerwinkel definiert ist, der angibt, von welchem der Detektorelemente der jeweilige Meßwert stammt. Der Fächerwinkel β₀ ist dem mittleren Kanal, dem sogenannten Zentralkanal zugeordnet.
Da der Detektor 3 mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweist, können bei Bedarf Projektionen bezüglich mehrerer Schichten des Untersuchungsobjektes 5 gleichzeitig aufgenommen werden, wobei dann pro Projektionswinkel eine der Anzahl der aktiven Detektorzeilen entsprechende Anzahl von Projektion aufgenommen wird.
Da der der Gantry 8 zugeordnete Antrieb 13 nicht nur für einen Teil- oder Vollumlauf der Gantry 8 ausreicht, sondern dazu geeignet ist, die Gantry 8 in Rotation zu versetzen, und außerdem ein weiterer Antrieb vorgesehen ist, der eine Relativverschiebung des Lagerungstisches 6 und damit des Untersuchungsobjektes 5 einerseits und der Gantry 8 mit der Meßeinheit 1, 3 andererseits in z-Richtung ermöglicht, können auch sogenannte Spiralabtastungen durchgeführt werden, bei denen sogenannte Spiraldaten gewonnen werden. Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels ist nicht nur eine konstante Relativbewegung, d.h. eine Relativbewegung mit konstanter Richtung und Geschwindigkeit, möglich, sondern auch eine nicht konstante Relativbewegung, beispielsweise eine periodische Relativbewegung mit cos-förmigem Verlauf der Geschwindigkeit. Die jeweils verwendete Art der Bewegung kann mittels in 4 nicht dargestellter Bedienelemente eingestellt werden.
Im Zuge der Bildrekonstruktion führt die als Parallelrechner ausgebildete elektronische Recheneinrichtung 11 u.a. folgende Verfahrensschritte aus:

– Die in Fächergeometrie vorliegenden Spiraldaten der M Zeilen von Detektorelementen werden für jeden Projektionswinkel α getrennt mit von dem Projektionswinkel α, der Zeilennummer i = 1, 2, ..., M und der gewünschten Bildposition z_ima, abhängigen Gewichten durch Addition zusammengefaßt, so daß für jedes α eine sogenannte Einzeilenprojektion entsteht, d.h. eine Projektion, wie sie mit einem eine einzige Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektor gewonnen wird. Die Gewichte für die Mehrzeilenprojektion beim Projektionswinkel α hängen anders als bei der herkömmlichen 360LI- oder 180LI-Interpolation nicht von der z-Position anderer Mehrzeilenprojektionen ab. Die einzelnen Projektionen werden daher völlig unabhängig voneinander sequentiell verarbeitet werden. Die Gewichte sind vorausberechnet und in der elektronischen Recheneinrichtung 11 gespeichert. Die Gewichte nehmen mit abnehmendem Abstand der Detektorzeilen von der gewünschten Bildebene bei z_ima zu, z.B. linear. Die für jede der M Zeilen notwendigen Projektionswinkelbereiche Δα_i überlappen. Der gesamte zum Bild beitragende Projektionswinkelbereich Δα ist zwischen dem minimal erforderlichen Teilumlaufintervall Δαmin = π + βfan + αtrans (2) (z.B. Δα_min = 4π/3) und einem pitchabhängigen Maximalwert Δα_max (z. B. Δα_max = 4π) mittels in 4 nicht dargestellter Bedienelemente frei wählbar. β_fan ist der gesamte Fächerwinkel des Detektors, α_trans ist ein Übergangswinkel, der unter Anwendung einer Übergangsfunktion zur Reduktion von Artefakten durch Dateninkonsistenzen zwischen Start- und Endprojektion der Rekonstruktion zusätzlich berücksichtigt wird.
– Die Einzeilenprojektionen im Gesamtwinkelbereich Δα werden für Δα ≤ 2π einer herkömmlichen Einzeilen-Teilumlaufrekonstruktion zugeführt, für Δα > 2π einer herkömmlichen Einzeilen-Overscanrekonstruktion. Bei geeigneter Wahl des Übergangswinkels Δα_trans, und einer hinreichend glatten Übergangsgewichtungsfunktion werden in beiden Fällen Bildartefakte durch Dateninkonsistenzen wirksam unterdrückt.

Das von der elektronischen Recheneinrichtung 11 durchgeführte erfindungsgemäße Rekonstruktionsverfahren wird ohne Einschränkung der Allgemeinheit nachfolgend am Beispiel des Spiral-CT-Geräts gemäß 4 mit einem 4 Zeilen von Detektorelementen (M = 4) aufweisenden Detektor detailliert beschrieben. Die Ausführungen gelten jedoch für jede andere Zeilenzahlen M > 1 analog. Die hierzu notwendigen Anpassungen kann der Fachmann vornehmen, ohne erfinderisch tätig werden zu müssen.
Das erfindungsgemäße Prinzip der Spiralgewichtung, d.h. der gewichteten Addition der Meßwerte der einzelnen Detektorzeilen i = 1, 2, ..., M mit vom Projektionswinkel α, der Zeilennummer i und der gewünschten Bildposition z_ima abhängigen Gewichten wird am Beispiel des 4-Zeilendetektors anhand der 5 bis 10 zunächst für hinsichtlich Richtung und Geschwindigkeit konstanten Relativbewegung zwischen Untersuchungsobjekt einerseits und Strahlungsquelle und Detektor andererseits erläutert.
Betrachtet wird eine 4-Zeilen Spiralaufnahme beim Pitch p für konstante Relativbewegung in z-Richtung. Ein Bild soll an der z-Position z_ima, rekonstruiert werden. Die Spiralgewichtung soll einen Einzeilendatensatz ergeben, der einer regulären Overscan-(Teilumlauf-)Rekonstruktion im Winkelbereich Δα = α_RTD zugeführt wird. N_RTD Mehrzeilenprojektionen werden dabei benutzt.
Sei l^ima diejenige 4-Zeilenprojektion, für die die Bahn des Fokus die Bildebene schneidet. Für diese Projektion veranschaulicht 5 für den Pitch p = 4 und eine Overscanrekonstruktion im Gesamtwinkelbereich Δα = α_over = 420° die Entfernung der 4 Detektorzeilen von der Bildebene bei der z-Position z_ima bezogen auf kollimierte, d.h. wirksame, Breite d einer Detektorzeile als Funktion des Projektionswinkels α_l für –210° ≤ α_l ≤ 210°, wobei α_l = 0 derjenige Projektionswinkel ist, bei dem die Bahn des Fokus der Röntgenstrahlenquelle die Bildebene schneidet. Für jede Detektorzeile tragen nur Meßwerte in einem z-Intervall z^min = z_ima – z ≤ Δz ≤ z^max = z_ima + Δz, was in 5 durch fette Linien veranschaulicht ist. Die entsprechenden Meßwerte werden gemäß ihrem Abstand von der Bildebene gewichtet.
Dabei ist für die Richtung der Spirale (Richtung der Relativbewegung in z-Richtung) der z-Abstand δz_i(l) der M = 4 Detektorzeilen i = 1, ...,4 von der Bildebene, bezogen auf die kollimierte Breite d einer Detektorzeile, gleich
M = 4 ist die Zahl der Detektorzeilen.
, ist die Zahl der Fächerprojektionen in einem Vollumlauf 2π. Für die entgegengesetzte Spiralrichtung ergibt sich eine entsprechende Formel.
Für jede der M Detektorzeilen sollen nur Daten innerhalb einer Maximalentfernung |Δz| von der Bildebene bei z_ima zum Bild beitragen: –Δz ≤ δzi(l) ≤ Δz (4)
Das legt den Projektionsbereich [l s / i,l e / i] fest, der für jede Zeile i benötigt wird.
Eine Ausnahme ist die erste Zeile, bei der die letzte verwendete Projektion l e / l sein muß
selbst wenn δz₁(l e / 1) > Δz, und die letzte Zeile M = 4, für die folgende Startprojektion l 2 / 4 erforderlich ist
auch δz₄(l s / M) < –Δz, denn es müssen genügend Daten für den Rekonstruktionswinkelbereich α_RTD zur Verfügung stehen.
Für all anderen Fälle wird l s / i gemäß (3) berechnet, mit δz_i(l s / i) = –Δz. Damit ergibt sich
Für l e / i erhält man mit δz_i(l e / i) = Δz entsprechend
Wenn für kleine Pitchwerte l s / i oder l e / i nach (7) und (8) den gewählten Rekonstruktionswinkelbereich
überschreiten, müssen statt dessen
verwendet werden.
Zusammenfassend sind für die gewichtete Addition der Meßwerte eines 4-Zeilen Spiraldatensatzes beim Pitch p folgende Projektionsbereiche erforderlich, wenn anschließend eine Einzeilen-Teilumlauf- oder Overscanrekonstruktion im Winkelbereich α_RTD (N_RTD gewichtete Einzeilenprojektionen) durchgeführt werden soll:

– Zeile 1
– Zeile 2
– Zeile 3
– Zeile 4

Die Erweiterung auf M ≠ 4 ist offensichtlich.
Für den einfachen Fall Δz = 1 erhält man

– Zeile 1
– Zeile 2
– Zeile 3
– Zeile 4

Die in Fächergeometrie vorliegenden Spiraldaten p_i(k,l) (k ist die Nummer des Detektorkanals) jeder der M Detektorzeilen i = 1, 2, ..., M werden im Winkelbereich [l s / i, l e / i] gemäß ihrer Entfernung δz_i(l) von der Bildebene gewichtet. Dabei werden die vom Projektionswinkel α abhängigen Gewichte w_i(l) verwendet. Für jede Projektion l muß gelten
Im Gegensatz zur üblichen 180LI-Spiralinterpolation hängen die Gewichte nicht von der Kanalnummer k ab.
Als einfaches Beispiel (ohne Einschränkung der Allgemeinheit) wird der einfache Fall Δz = 1 mit linearen Gewichtsfunktionen w_i(l) betrachtet. Dieser hat Ähnlichkeit mit der üblichen 360LI-Interpolation innerhalb eines frei wählbaren Projektionsbereiches, mit allerdings verblüffenden und von der 360LI-Interpolation abweichenden Ergebnissen für das Pixelrauschen und das Schichtempfindlichkeitsprofil insbesondere im Bereich M ≤ p ≤ 2M.
Beim 4-Zeilendetektor (M = 4) tragen für jede Projektion l im Projektionsbereich [l s / 3,l e / 2] die Daten von zwei Detektorzeilen i und i + 1 zum Bild bei (siehe 5). In diesem Projektionswinkelbereich werden den Meßwerten p_i(k,l) jeder Detektorzeile i die folgenden Gewichte zugewiesen
Dabei ist [l s / i ≤ l ≤ l e / i] in Übereinstimmung mit (19).
Für [l s / 4 ≤ l ≤ l s / 3], trägt nur die Detektorzeile 4 zum Bild bei, für [l e / 2 ≤ l ≤ l e / 1] nur die Detektorzeile 1 (siehe ebenfalls 5). Deswegen muß w₁(l) =: 1 gesetzt werden für [l e / 2 ≤ l ≤ l e / 1], und W₄(l) = 1 für [l s / 4 ≤ l ≤ l s / 3], selbst wenn (im Fall großer Pitchwerte) die entsprechenden Detektorzeilen den z-Bereich ±Δz verlassen.
Zusammenfassend werden den Spiraldaten p_i(k,l) der M = 4 Detektorzeilen im einfachen Fall Δz = 1 die folgenden Gewichte w_i(l) zugewiesen:

– Zeile 1
– Zeile 2
– Zeile 3
– Zeile 4

Als Beispiel sind die Gewichtsfunktionen w_i(l) für Pitch p = 4, Δz = 1 und α_RTD = 420° (entsprechend 5) in 6 dargestellt, wobei αl = 0 wieder derjenige Projektionswinkel ist, bei dem die Bahn des Fokus der Röntgenstrahlenquelle die Bildebene schneidet.
Mit den Gewichten w_i(l) wird ein Einzeilendatensatz f(k,l) in Fächergeometrie berechnet, der den Projektionsbereich
überdeckt f(k,l) = p4(k,l) für [ls4 ≤ l ≤ ls3 ] f(k,l) = w3(l)p3(k,l) + w4(l)p4(k,l) für [ls3 ≤ l ≤ le4 ] f(k,l) = w2(l)p2(k,l) + w3(l)p3(k,l) für [ls2 ≤ l ≤ le3 ] f(k,l) = w1(l)p1(k,l) + w2(l)p2(k,l) für [ls1 ≤ l ≤ le2 ] f(k,l) = p1(k,l) für [le2 ≤ l ≤ le1 ] (25)
Dieser Einzeilen-Fächerdatensatz wird je nach Rekonstruktionswinkelbereich einer herkömmlichen Einzeilen-Overscan- oder Einzeilen-Teilumlaufrekonstruktion zugeführt. Die glättende Overscan-(Teilumlauf-)gewichtung verringert wirkungsvoll Strichartefakte durch Dateninkonsistenzen bei [l = l s / 4] und [l = l e / 1]
Eine Einzeilen-Teilumlaufrekonstruktion ist möglich für Rekonstruktionswinkelbereiche von Δα_q,min bis Δα_q,max mit Δαq,min = π + βfan + αtrans (26) Δαq,max = 2π (27)
β_fan ist der gesamte Fächerwinkel des Detektors, α_trans ist ein wählbarer Übergangswinkel zur Reduktion von Artefakten durch Dateninkonsistenzen zwischen Start- und Endprojektion der Rekonstruktion.
Eine Einzeilen-Overscanrekonstruktion ist möglich für Rekonstruktionswinkelbereiche von Δα_o,min bis Δα_o,min mit Δαo,min = 2π + 2αtrans (28) Δαo,min = 4π (29)
Als Beispiel wird eine herkömmliche Overscangewichtung erläutert.
Zur Rekonstruktion werden N_RTD Projektionen verwendet, die Zahl der Projektionen pro Vollumlauf ist
. Es gilt N_RTD >
und ΔN_RTD = N_RTD –
. Dann wird zur Berechnung eines Einzeilen-Vollumlaufdatensatzes f_2π(k,l) folgende Gewichtung vorgenommen
Mit
kann z.B. als Gewichtungsfunktion S(l) verwendet werden.
Mit dieser "weichen" Übergangsgewichtung wird für hinreichend großes α_trans (z. B. α_trans > 8°) eine gute Reduktion von Artefakten durch Dateninkonsistenzen im Anfangs und Endbereich des zur Rekonstruktion herangezogenen Projektionswinkelintervalles erzielt. Dadurch kann die dort bei dem neuen Spiralrekonstruktionsverfahren eventuell fehlende Spiralinterpolation weitgehend kompensiert werden. Eine Overscan- bzw. Teilumlaufrekonstruktion ist in praktisch jedem kommerziellen Spiral-CT-Gerät realisiert, sie stellt deshalb keinen Zusatzaufwand dar.
Für eine herkömmliche Teilumlaufrekonstruktion sind die Gewichtungsverfahren ähnlich und werden hier nicht dargestellt.
Als Beispiel für die Kombination aus gewichteter Addition der Meßwerte der einzelnen Detektorzeilen und anschließender Teilumlauf- bzw. Overscangewichtung des erzeugten Einzeilendatensatzes sind die daraus resultierenden "effektiven" Gewichte der Detektorzeilen für Pitch 4 und α_RTD = 420° in 7 dargestellt. Es wird ein Overscan mit Gewichten gemäß (31) angenommen, und zwar mit α_trans= 24°. Die gestrichelte Linie ist das Gesamtgewicht aller 4 Detektorzeilen nach Spiralgewichtung und Übergangsgewichtung. Natürlich wird die Übergangsgewichtung erst nach der Spiralgewichtung vorgenommen.
Mit zunehmendem Pitch p fahren die M Detektorzeilen schneller durch das z-Intervall [z_ima – Δz,z_ima + Δz]. Als Konsequenz wird der Projektionswinkelbereich α_RTD, für den zu jedem Projektionswinkel α_l zumindest eine der vier Detektorzeilen im Bereich [z_ima – Δz,z_ima + Δz] liegt, schmäler. Dies ist in 8 dargestellt, in der die auf die kollimierte Breite d einer Zeile von Detektorelementen des Detektors. d.h. die kollimierte Schichtdicke, normierte Entfernung der M = 4 Detektorzeilen von der Bildebene bei z_ima = 0 für Pitch p = 1 als Funktion des Projektionswinkels α_l für –360° ≤ α_l ≤ 360° aufgetragen ist. Für jedes α_l liegt dabei zumindest eine Zeile näher als Δz an der Bildebene. Ohne das Schichtempfindlichkeitsprofil zu beeinträchtigen ist deshalb ein Overscan im maximalen Projektionswinkelbereich α_RTD = 720° und natürlich auch in jedem kleineren Projektionswinkelbereich möglich, der dann ein Ausschnitt aus dem in 8 gezeigten Maximalbereich ist. In 9 ist die normierte Entfernung der 4 Zeilen von der Bildebene bei Pitch 8 dargestellt. Theoretisch könnte man hier auch eine Overscanrekonstruktion mit α_RTD = 720° durchführen. Gemäß (21) und (24) müßten dann jedoch die Gewichte w₄(l) = 1 und w₁(l) = 1 den Zeilen 4 bzw. 1 für große Winkelbereiche zugewiesen werden (–360° ≤ α_l ≤ –120° für Zeile 4 und 120° ≤ α_l ≤ 360° für Zeile 1). Dadurch würde sich das Schichtempfindlichkeitsprofil beträchtlich verbreitern und die Bildqualität leiden. Eine brauchbare Wahl für Pitch p = 8 ist statt dessen eine Teilumlaufrekonstruktion im Winkelbereich α_RTD = 240°.
Generell kann man das zur Rekonstruktion beitragende Winkelsegment α_RTD mit abnehmendem Pitch p größer wählen. Beim pitch p = 1 ist z.B. wie oben gezeigt jeder Rekonstruktionswinkelbereich α_RTD mit Δα_q,min ≈ 240° ≤ α_RTD ≤ Δα_o,max = 720° möglich, ohne das Schichtempfindlichkeitsprofil zu beeinträchtigen. Bei Vergrößerung von α_RTD tragen zum Bild mehr Meßstrahlen und damit mehr Röntgenquanten bei, und bei gegebener Ausgangsleistung der Röntgenröhre wird das Pixelrauschen kleiner. Vergrößerung von α_RTD ist aber auch gleichbedeutend mit einer Verlängerung des Zeitintervalls, aus dem die gemessenen Daten stammen, und damit mit einer Verschlechterung der Zeitauflösung der Rekonstruktion. Umgekehrt geht mit einer Verklei nerung von α_RTD eine Verschlechterung der Dosisnutzung, aber auch eine Verbesserung der Zeitauflösung einher, wie sie z.B. für spezielle Aufnahmen bewegter Objekte (Lunge, Herz) sinnvoll sein kann. Die Möglichkeit eines frei wählbaren Kompromisses zwischen Dosisnutzung und Zeitauflösung besteht nicht bei der üblichen 180LI- oder 360LI-Interpolation, sie ist ein wesentöicher Vorteil des erfindungsgemäßen .
In 10 ist beispielhaft die Halbwertsbreite (FWHM) des Schichtempfindlichkeitsprofils für einen Bildpunkt im Bereich der z-Achse für das erfindungsgemäße Verfahren für einen 4-Zeilendetektor (M = 4) als Funktion des Pitchwertes p im Bereich 1 ≤ p ≤ 8 dargestellt . Für 1 ≤ p ≤ 2 wurde eine 420°-Overscanrekonstruktion gewählt, für 2 ≤ p ≤ 8 eine 240°-Teilumlaufrekonstruktion. In beiden Fällen gilt α_trans = 8°. Mit eingetragen sind die Halbwertsbreiten, die sich bei der üblichen 180LI- oder 360LI-Interpolation ergeben (siehe 3). Obwohl im Falle des erfindungsgemäßen Verfahrens im Bereich 4 ≤ p ≤ 8 der Rechenaufwand einer komplementären Interpolation vermieden ist, ist das Schichtempfindlichkeitsprofil deutlich schmäler als bei einer üblichen 360LI-Interpolatioii.
Das erfindungsgemäße Verfahren erlaubt die Rekonstruktion von Bildern aus Spiraldatensätzen auch bei nicht-konstanter Relativbewegung in z-Richtung, z.B. bei einer periodischen cos-förmigen Hin- und Herbewegung.
Die Spiralgewichtung der Projektionen der M Detektorzeilen läuft dann für den Fall, daß ein Bild an der z-Position z_ima rekonstruiert werden soll, wie folgt ab:
Durch die Spiralgewichtung wird ein Einzeilendatensatz erzeugt, der einer regulären Overscan- oder Teilumlaufrekonstruktion im frei wählbaren Winkelbereich Δα = α_RTD zugeführt wird. NRTD Mehrzeilenprojektionen werden dabei benutzt. In jeder Projektion l sei die z-Position z_i(l) für jede der M Detektorzeilen i = 1, 2, ..., M gegeben.
Sei l^ima diejenige M-Zeilenprojektion, für die die Bahn des Fokus die Bildebene schneidet.
Im gesamten Projektionswinkelbereich
werden nun für jede Projektion l diejenigen Detektorzeilen i bestimmt, für deren Abstand von der Bildebene gilt |δzi(l)| = |zi(l) – zima| ≤ Δz (32)
Die Meßwerte dieser Zeilen werden dann gemäß ihrem Abstand von der Bildebene gewichtet und addiert.
Für den einfachen Fall Δz = 1 tragen für jeden Projektionswinkel α höchstens 2 Zeilen i und i + 1 zum Bild bei. Bei 2 Zeilen mit linearer Gewichtung gilt dann wi(l) = 1 – |δzi(l)| wi+1(l) = 1 – |δzi+1(l)| = 1 – wi(l) (33)
Als Beispiel für nicht-konstanten Tischvorschub ist in 11 die z-Position der Zentralkanäle der einzelnen Zeilen eines 4-Zeilendetektors als Funktion des Projektionswinkels α dargestellt (siehe auch 5). Will man wie für 5 eine Overscanrekonstruktion im Gesamtwinkelbereich Δα = α_over = 420° durchführen, ergeben sich mit Δz = 1 und linearer Gewichtung die in 12 aufgetragenen Gewichtungsfunktionen für die M = 4 Detektorzeilen (siehe auch 6).
Das erfindungsgemäße Verfahren wurde vorstehend am Beispiel eines CT-Geräts der dritten Generation erläutert. Es kann jedoch auch bei CT-Geräten der vierten Generation zur Anwendung kommen.
Die im Falle des Ausführungsbeispiels vorgesehenen Zeilenzahl des Detektors ist nur beispielhaft zu verstehen.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann nicht nur wie im Falle des Ausführungsbeispiels im medizinischen Bereich angewendet werden. Auch Anwendungen im nichtmedizinischen Bereich sind im Rahmen der Erfindung vorgesehen.

Claims

Verfahren zur Bildrekonstruktion für ein Spiral-CT-Gerät mit einer um eine Systemachse um ein Untersuchungsobjekt bewegbaren Strahlungsquelle von welcher ein fächerförmiges Strahlenbündel ausgeht, und mit einem mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden, das fächerförmige Strahlenbündel empfangenden Detektor, wobei das Untersuchungsobjekt einerseits und die Strahlungsquelle und der Detektor andererseits zur Durchführung einer Untersuchung in Richtung der Systemachse relativ zueinander verschiebbar sind, aufweisend folgende Verfahrensschritte: a) Aufnahme einer Vielzahl von Projektionen mittels jeweils mehrerer Zeilen von Detektorelementen für eine Vielzahl von Projektionswinkel und Positionen entlang der Systemachse, wobei zur Aufnahme aller Projektionen die gleichen Zeilen von Detektorelementen verwendet werden, b) Gewinnung der der Bildrekonstruktion für eine eine bestimmte Position auf der Systemachse aufweisenden Bildebene zugrundeliegenden Daten dadurch, daß für jeden zu berücksichtigenden Projektionswinkel mittels verschiedener Zeilen von Detektorelementen aufgenommene Projektionen zu scheinbar mittels eines nur eine Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektors aufgenommenen Daten zusammengefaßt werden, wobei eine Gewichtung der Meßwerte unter Berücksichtigung des Abstandes der entsprechenden Zeile von Detektorelementen von der Bildebene in Richtung der Systemachse und ohne Berücksichtigung des Kanalwinkels der einzelnen Detektorelemente einer Zeile von Detektorelementen erfolgt, und c) Bildrekonstruktion unter Verwendung eines an sich bekannten Algorithmus für ein eine Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektors.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Bildrekonstruktion nach Art einer nur die einem einen zur Bildrekonstruktion minimal erforderlichen Umlaufwinkel umfassenden teilweisen Umlauf der Strahlungsquelle um die Systemachse entsprechenden Daten verwendenden Teilumlaufrekonstruktion vorgenommen wird.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Bildrekonstruktion nach Art einer mehr als die einem einen zur Bildrekonstruktion minimal erforderlichen Umlaufwinkel umfassenden teilweisen Umlauf der Strahlungsquelle um die Systemachse entsprechenden Daten verwendenden Overscanrekonstruktion vorgenommen wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem für die zu berücksichtigenden Projektionswinkel die Zusammenfassung der Daten sequentiell vorgenommen wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem für die zu berücksichtigenden Projektionswinkel die Zusammenfassung Daten derart vorgenommen wird, daß eine Zusammenfassung von direkten und komplementären Meßwerten unterbleibt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem die Relativbewegung zwischen Untersuchungsobjekt einerseits und Strahlungsquelle und Detektorsystem andererseits mit veränderlicher Richtung und/oder veränderlicher Geschwindigkeit erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 6, bei dem eine hin- und hergehende Bewegung vorliegt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem der Bereich der bei der Bildrekonstruktion zu berücksichtigenden Projektionswinkel frei wählbar ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, welches mittels eines einen Parallelrechner enthaltenden Spiral-CT-Geräts durchgeführt wird.