DE2916486C2

DE2916486C2 -

Info

Publication number: DE2916486C2
Application number: DE2916486A
Authority: DE
Inventors: Abraham Shelton Conn. Us Naparstek
Original assignee: Philips Gloeilampenfabrieken NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1978-04-28
Filing date: 1979-04-24
Publication date: 1989-04-13
Also published as: GB2020939B; DE2916486A1; SE7903602L; NL7903199A; JPH0260330B2; JPS54144189A; US4217641A; FR2424590A1; FR2424590B1; CA1124890A; GB2020939A

Description

Die Erfindung betrifft einen Computertomographen zur Rekonstruktion und Darstellung eines Bildes der Strahlungsschwächungsverteilung von Körpergewebe nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1.

Computertomographen zum Anfertigen transversaler Bilder von Körperquerschnitten sind beispielsweise aus den US-PS 37 78 614 und 39 24 129 bekannt. In derartigen Anordnungen durchsetzen ein oder mehrere durchdringende Strahlungsbündel, insbesondere Röntgenstrahlungsbündel, den Körper in mehreren Richtungen, und mit Hilfe elektronischer Strahlungsdetektoren werden zahlreiche Projektionswerte innerer Körperstrukturen gemessen. Die Projektionswerte werden in einem Digitalcomputer mittels einer Faltungs- und Rückprojektionstechnik verarbeitet, und es werden Bilder von Strahlungsschwächungsverteilungen in transversalen Körperquerschnitten angefertigt.

An sich bekannte Verfahren zum Berechnen des transversalen Bildes aus den Projektionswerten gingen meistens von einem linearen Zusammenhang zwischen der Weglänge der durchdringenden Strahlung in einem Querschnitt und dem Logarithmus der Gesamtschwächung der Strahlung entlang dieser Weglänge aus, wodurch die integrierte Gewebedichte entlang dem Strahlungsweg gleich dem Logarithmus des Verhältnisses zwischen der in den Körper eintretenden und daraus austretenden Strahlungsintensität war. Diese für eine monochromatische Strahlungsquelle geltende Annahme führt zu fehlerhaften Bildern, wenn eine Quelle mit polychromatischem Strahlungsspektrum verwendet wird, deren Schwächungskoeffizienten von der Strahlungsenergie abhängig sind. Die aus der DE-OS 24 26 343 bekannte Anordnung ist mit Mitteln zum teilweisen Beseitigen polychromatischer Effekte ausgerüstet. Bei dieser bekannten Anordnung wurde der Versuch unternommen, polychromatische Bildfehler auszugleichen durch Berücksichtigung der Schwächung als Funktion der Strahlungsenergie für die verschiedenen Körpergewebe und durch vereinfachende Annahmen bei der Verwendung dieser Funktion in Verbindung mit dem Spektrum der Röntgenstrahlenquelle als Ausgleich erster Ordnung bei den Bildrekonstruktionsberechnungen.

Es zeigt sich, daß nahezu alle Gewebe des menschlichen Körpers energieabhängige Röntgenschwächungskennlinien besitzen, die durch eine Kombination der Kennlinien des Wassers (weiche Gewebe) und des Knochengewebes angenähert werden können. Die energieabhängigen Schwächungskennlinien für Wasser und Knochen unterscheiden sich jedoch wesentlich. Ein polychromatisches Strahlungsbündel, das einen Körper durchdringt, der aus einer Mischung von Knochengewebe und weichem Gewebe besteht, wird notwendigerweise von den kombinierten Kennlinien des Knochens (Kalzium) und des Wassers beeinflußt, die sich gegenseitig auf nicht-lineare Weise beeinflussen, wodurch die ermittelten Projektionswerte der Röntgenintensität fehlerhaft werden.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen Computertomographen mit einer Korrektur polychromatischer Bildfehler zu schaffen. Diese Aufgabe wird durch die im Kennzeichen des Anspruchs 1 angegebenen Maßnahmen gelöst.

Die Erfindung geht aus von einem Computertomographen, in welchem bei der Rekonstruktion des Körperschichtbildes für die Verwendung polychromatischer Röntgenstrahlung keine Korrektur oder nur eine grobe, der Rekonstruktion vorangehende Korrektur, d. h. eine Einzelspektrumkorrektur der gemessenen Projektionswerte durchgeführt ist. Danach wird ein Fehlerbild bestimmt, das sich auf Daten aus dem ursprünglichen fehlerhaften Bild stützt. Das Fehlerbild wird vom ursprünglichen Bild abgezogen, wodurch ein korrigiertes Bild entsteht. Um das korrigierte Bild zu erhalten, werden folgende Maßnahmen getroffen:

a) Abschätzungen der zu erwartenden Projektionswerte der unterschiedlichen biologischen Gewebe (beispielsweise Knochengewebe und weiches Gewebe) werden auf künstliche Weise aus dem ursprünglichen rekonstruierten (digitalisierten Bild) derart erhalten, daß sich diese unterschiedlichen Gewebe anhand ihrer Graustufen und beispielsweise anhand von vorgegebenen geometrischen und anderen Kenntnissen des Aufbaus des anatomischen Teils entsprechend dem Bild unterscheiden lassen.
b) Aus den Projektionswerten der verschiedenen biologischen Gewebe werden Fehlerprojektionswerte mit Hilfe eines zuvor berechneten Polynoms mit genauso vielen Variablen berechnet, wie es unterscheidbare biologische Gewebe gibt. Das zuvor berechnete Polynom wird anhand einer zur Hochspannungseinstellung gehörenden Röntgenquelle der Anordnung bestimmt, wobei die ursprünglichen Projektionswerte anhand linearer Schwächungskoeffizienten der biologischen Gewebe als Funktion der Energie so gemessen sind, daß ein mehrdimensionaler linearer Zusammenhang zwischen der integrierten Schwächung und den gleichwertigen Längen der unterschiedlichen Gewebe, die das Röntgenstrahlungsbündel durchsetzt, erhalten bleibt. Wenn vor der Rekonstruktion eine Korrektur der ursprünglichen Projektionswerte erfolgte, wird das zuvor berechnete mehrdimensionale Polynom derart geändert, daß diese mögliche Korrektur berücksichtigt wird;
c) anschließend werden die Fehlerprojektionswerte gefiltert, um ein Rauschen zu entfernen, das die Projektion eines digitalisierten Bildes hervorruft;
d) aus den gefilterten Fehlerprojektionswerten wird ein Fehlerbild entweder im gleichen Rekonstruktionsverfahren zur Anfertigung des ursprünglichen Rekonstruktionsbildes oder in einem anderen Rekonstruktionsverfahren mit ausreichender Genauigkeit rekonstruiert;
e) das ursprüngliche Rekonstruktionsbild und das Fehlerbild werden dabei Bildelement für Bildelement voneinander abgezogen, um ein korrigiertes Bild zu erhalten.

Anstatt ein korrigiertes Bild aus korrigierten Projektionswerten zu rekonstruieren, wird bei einem Computertomographen nach der Erfindung ein Fehlerbild vom ursprünglichen (fehlerbehafteten) Bild abgezogen. Das Quantisierungsrauschen und Rekonstruktionsartefakte, die sonst die Güte eines aus korrigierten Projektionen konstruierten Bildes beeinflussen, werden reduziert.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nachstehend an Hand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigt

Fig. 1 eine graphische Darstellung der Schwächung eines polychromatischen Röntgenstrahlungsbündels in einem homogenen Werkstoff,

Fig. 2 ein Bildkorrektursystem nach der Erfindung, und

Fig. 3 auf symbolische Weise ein Verfahren zum Projizieren von Bildelementen.

Bekanntlich hat für ein Objekt, das aus einem einzigen homogenen Werkstoff wie Kalzium oder Wasser besteht, die Röntgenschwächungsfunktion einen Verlauf gemäß der Kurve A in Fig. 1. Diese Funktion ist vom auffallenden Strahlungsspektrum und von der Art des homogenen Werkstoff abhängig. Die Nichtlinearität wird durch die Verschiebung und durch die Änderung im Verlauf des Photonenenergiespektrums verursacht, da Photonen mit verschiedener Energie eine verschiedene Schwächung beim Durchgang durch einen Werkstoff gleicher Länge erfahren. In Fig. 1 kann die Vorderflanke B der Kurve als der zum polychromatischen Röntgenstrahlungsbündel gehörende inkrementelle lineare Röntgenschwächungskoeffizient betrachtet werden. Wenn ein derartiges Röntgenstrahlungsbündel einen zusammengesetzten Werkstoff durchsetzt, der aus zwei oder mehreren einzelnen homogenen Werkstoffen besteht, ist die Schwächung eine nicht lineare Funktion der Längen dieser Werkstoffe und nicht eine Summe der einzelnen Funktionen einzelner Variablen.

Die Erfahrung lehrt, daß die Röntgenschwächung in Strukturen des menschlichen Körpers durch die Schwächung einer heterogenen Struktur weicher Gewebe (mit einem Energieschwächungsspektrum, das dem von Wasser ähnelt) und von Knochengeweben (mit einem Spektrum wie das kompakter Knochengewebe) gekennzeichnet sein können. Andere Körperstrukturen können aus Luft oder Gasen bestehen, aber die Schwächung derartiger Strukturen ist im Vergleich zu der von Knochengeweben und weichem Gewebe so gering, daß ihr Energiespektrum einen unwesentlichen Einfluß auf die Bildberechnet hat. Die Nichtlinearität U (bei der Schwächung eines polychromatischen Röntgenstrahlungsbündels) durch Knochengewebe und weiches Gewebe kann durch eine Potenzreihe in Form

U(s₁, s₂) = c₁₀s₁ + c₀₁s₂ + c₂₀s₁² + c₀₂s₂² + c₁₁s₁s₂ + c₃₀s₁³ + c₀₃s₂³ + c₁₂s₁s₂² + c₂₁s₁²s₂ + c _NOs₁^N + . . . + c _ONs₂^N + . . .

ausgedrückt werden. Dieser Zusammenhang kann in der Formel

U(s₁,s₂) = L(s₁,s₂) + T(s₁,s₂) + ε (s₁,s₂),

ausgedrückt werden, worin

T(s₁,s₂) = c₂₀s₁² + c₀₂s₂² + c₁₁s₁s₂ + c₃₀s₁³ + c₀₃s₂³ + c₁₂s₁s₂² + c₂₁s₁²s₂ + 111 + c _NOs₁^N + . . . + c _ONs₂^N

ein zweidimensionales N.Grad Polynom und L(s₁,s₂) der lineare Teil der Funktion U(s₁,s₂) ist. Durch eine geeignete Wahl eines Annäherungskriteriums und, in dem der Grad N des Polynoms hoch genug gewählt wird, kann ε (s₁,s₂) klein genug gemacht werden, um in der Berechnung vernachlässigt zu werden, wodurch T(s₁,s₂) die Korrektur ist, die durchgeführt werden muß, um die Nichtlinearität auszugleichen. Die Erfahrung zeigt, daß eine zweidimensionale Korrektur dritter Potenz

T(s₁,s₂) = c₂₀s₁² + c₀₂s₂² + c₁₁s₁s₂ + c₃₀s₁³ + c₀₃s₂³ + c₁₂s₁s₂² + c₂₁s₁²s₂

ausreicht für die Verwendung bei Rekonstruktionsbildern des menschlichen Körpers.

Die Beeinflussung eines Röntgenstrahlungsbündels durch einen heterogenen Werkstoff kann durch numerische Integration an Hand bekannter Spektren für die verschiedenen Bestandteile des Werkstoffs und an Hand der ermittelten Energiespektrumdaten für einen bestimmten Röntgenstrahler angenähert werden, der bei einer bestimmten Spannung betrieben wird. Die Schwächungskoeffizienten für Wasser und kompaktes Knochengewebe sind z. B. in Tabellenform in der Veröffentlichung "Photon cross sections, attenuation coefficients, and energy coefficients from 10 KeV to 100 GeV" von J. H. Hubbell, National Bureau of Standards, National standard Reference Data Series NSRDS - NBS 29, August 1969, angegeben. Energiespektrumdaten für einen bestimmten Röntgenstrahler werden normalerweise durch direkte Messung eines jeden Strahlertyps bei den zu erwartenden Betriebsspannungen erhalten. Die Koeffizienten der Annäherung dritter Potenz werden mit Hilfe eines an sich bekannten Annäherungsalgorithmus berechnet. Normalerweise wird eine Koeffizientengruppe zuvor für jeden Röntgenstrahler und jede Betriebsspannung berechnet und für spätere Verwendung in Verbindung mit den nicht korrigierten Bildern, gemessen bei den gleichen spektralen Parametern, gespeichert. Als Beispiel gibt die Tabelle I die ermittelte Energiespektrumfläche J(E) Δ E für einen Tomoscan 200 CT Abtaster (hergestellt von Philips Medical Systems Incorporated in Shelton, Connecticut, wobei eine Philips Röntgenröhre mit Berylliumfenster benutzt wird) bei 150 KVP mit einem 3 mm starken Aluminiumfilter im Bundel gemessen. Entsprechende Schwächungskoeffizienten für kompaktes Knochengewebe (μ _CB) und für Wasser (μ _H₂O) sind ebenfalls in die Tabelle aufgenommen. Mit Hilfe einer geeigneten Kleinstquadratannäherung können die Koeffizienten des Polynoms berechnet werden. In der Tabelle II sind die Koeffizienten, die mit Hilfe der Daten aus der Tabelle I berechnet sind, dargestellt. Die Koeffizienten in der Tabelle II werden in den übrigen Beispielen der Verfahren für Bildkorrektur, wie nachstehend erläutert, verwendet.

In Fig. 2 ist eine Anordnung zum Korrigieren von Bildern nach der Erfindung dargestellt. Ein Computertomographieabtaster 10 enthält einen Röntgenstrahler 12, ein Detektorsystem 14 und einen Bildrekonstruktionscomputer 16. Der Röntgenstrahler 12 projiziert auf bekannte Weise Röntgenstrahlen durch einen Körper 18 entlang einer Anzahl von Strahlungswegen, um mit dem Detektorsystem 14 eine Reihe von Röntgenprojektionswerten des Körpers 18 in mehreren Richtungen zu ermitteln. Die ermittelten Projektionswerte werden mit Hilfe des Bildrekonstruktionscomputers 16 mit einem an sich bekannten Bildrekonstruktionsalgorithmus zum Erhalten eines in einer Matrix diskreter Elemente aufgeteilten Rekonstruktionsbilds eines Körperquerschnitts zu erhalten, in dem der numerische Wert eines jeden Elements die Strahlungsschwächung darstellt. Die Matrix von Bildelementen wird in eine Bildspeicheranordnung 20 geschrieben, die z. B. aus einem Magnetkernspeicher oder einem Plattenspeicher bestehen kann. Das rekonstruierte und noch nicht korrigierte Bild kann auf bekannte Weise direkt an einer Wiedergabeanordnung 22 sichtbar gemacht werden.

Erfindungsgemäß wird die Matrix des unkorrigierten rekonstruierten Bilds vom Computer 16 erzeugt, in die Bildspeicheranordnung 20 geschrieben und in einer Bildkorrekturanordnung 24 zum Ausgleichen polychromatischer Bildfehler verarbeitet. Ein Projektionsgenerator 26 dient zum Zuordnen relativer Anteile der Schwächungsinformation je Element zu weichem Gewebe und kompaktem Knochengewebe, die in der Bildspeicheranordnung 20 geschrieben ist. Das Gefüge von weichem Gewebe und Knochengewebe in jedem Bildelement des unkorrigierten Bilds kann einer makroskopischen Kombination von Knochen- und Weichgewebestrukturen entsprechen, die innerhalb der Oberfläche des Bildelements liegen, oder kann auch ein mikroskopisches Gefüge darstellen, wie in verschiedenen Knochen- oder Knorpelstrukturen. Das Zuordnen eines Anteils des Schwächungskoeffizienten zu Knochengewebe und weichem Gewebe in jedem Bildelement kann sich auf einem Musterkennungsvorgang und auf bekannten Struktureinzelheiten des nicht korrigierten Bilds basieren, wird jedoch am einfachsten dadurch verwirklicht, daß der Schwächungskoeffizient auf mehrere Schwellenwerte hingeprüft wird, wonach ein Prozentsatz des Schwächungskoeffizienten kompaktem Knochengewebe, weichem Gewebe oder Kontrastmitteln in jedem Bildelement zugeordnet wird. Die Erfahrung zeigt z. B., daß alle Bildelemente mit einem Grauwert L über 100 Hounsfield-Einheiten Knochengewebe enthalten, und daß der Knochengewebe und weichem Gewebe zuzuordnende Prozentsatz des Schwächungskoeffizienten in derartigen Elementen durch eine lineare Interpolation des Grauwerts in bezug auf Unter- und Oberschwellen für weiches Gewebe bzw. für kompaktes Knochengewebe angenähert werden kann.

Auf diese Weise wird jedem Bildelement des unkorrigierten Bilds ein Grauwert entsprechend dem Inhalt an weichem Gewebe und Knochengewebe zugeordnet und dieser Wert wird zur Bildung von Gruppen einzelner Projektionswerte von weichem Gewebe und Knochengewebe aus den Daten des unkorrigierten Bilds benutzt. Die so erzeugten Projektionswerte entsprechen einer Zergliederung der vom Abtaster 10 gemessenen und zur Rekonstruktion des ursprünglichen Bildes benutzten Projektionswerte. Zur Erzeugung von Projektionswerten weichen Gewebes und von Knochengewebe aus dem unkorrigierten Bild in der Bildspeicheranordnung 20 ist ein Äquivalent des Rückprojektionsverfahrens angewandt, das auch zum Rekonstruieren des unkorrigierten Bilds aus den mit Hilfe des Abtasters 10 erzeugten Projektionswerten im Computer 16 benutzt ist. Selbstverständlich gibt es viele Algorithmen und Verfahren zum Erzeugen von Bildern aus Projektionswerten und ist es nicht notwendig, daß die Bildung von Gruppen von Projektionswerten für Knochengewebe und weiches Gewebe aus dem unkorrigierten Bild dem exakten Äquivalent im Algorithmus entspricht, der im Abtaster 10 zum Herleiten des unkorrigierten Bilds aus den Projektionswerten des Abtasters 10 benutzt wird.

In Fig. 3 ist auf symbolische Weise ein bevorzugtes Verfahren zum Erzeugen von Projektionswerten von Knochengewebe oder weichem Gewebe aus einer Bildmatrix dargestellt, das dem sogenannten Streifenverfahren verwandt ist, das bei iterativen Rekonstruktionsalgorithmen benutzt wird. Es kann auf gleichartige Weise wie eine Rückprojektion in einem Digitalcomputer für allgemeine Verwendung oder auch in einer besonderen Hardware-Verarbeitungseinheit durchgeführt werden. Für jeden Projektionswinkel Φ wird eine Reihe in gleichem Abstand voneinander liegender Strahlen m-1, m, m+1 von der Bildmatrix angenommen und jedes Bildelement wird jenem Strahl m zugeordnet, der nächst zu seinem Mittelpunkt (x, y) liegt. Die Werte der jedem Strahl zugeordneten Bildelemente werden dabei summiert, wobei die Gruppe von Summen der Projektionswert bei dem der Projektionsrichtung entsprechenden Winkel Φ ist. Andere Projektionsverfahren, beispielsweise direkte Projektion oder Fourier-Transformationsprojektion eignen sich ebenfalls. Mit einem Computer, z. B. aus der PDP 11 Reihe, können die unkorrigierten Daten mit einer Schwelle verglichen werden und es können Projektionswerte des weichen Gewebes und des Knochengewebes an Hand der unkorrigierten Daten erzeugt werden.

So erzeugt der Projektionsgenerator 26 zwei Projektionswertsätze. Ein erster Satz entspricht einer Anzahl von Projektionsrichtungen unter verschiedenen Winkeln in bezug auf die Bildfläche der Knochen- oder Kalkstrukturen im unkorrigierten Bild und wird in einer Knochenprojektionsspeichereinheit 28 geschrieben, die z. B. aus einem Magnetkernspeicher oder aus einem Plattenspeicher bestehen kann. Ein zweiter Satz bezieht sich auf identische Projektionsrichtungen der Weichgewebestrukturen im unkorrigierten Bild und wird in eine zweite Speichereinheit 30 geschrieben.

Die in die Anordnung 28 geschriebenen Knochenprojektionswerte und die in die Anordnung 30 geschriebenen Weichgewebeprojektionswerte werden anschließend in einem Fehlerprojektionsgenerator 32 kombiniert, der ein zuvor berechnetes Polynom benutzt, das wie bereits beschrieben wurde, an Hand des Röntgenspektrums des Strahlers 12 und der linearen Schwächungskoeffizienten der biologischen Gewebe als Funktion der Energie zum Berechnen von Fehlerprojektionswerten bestimmt, mit denen polychromatische Bildfehler in den unkorrigierten Bilddaten bestimmt werden.

Wenn bei der Berechnung der unkorrigierten Bilddaten im Computer 16 vor der Rekonstruktion eine Einzelspektrumkorrektur im Zusammenhang mit Energiespektrumeinflüssen durchgeführt wurde, so wird das zuvor berechnete Polynom entsprechend dieser Korrektur geändert.

Der Fehlerprojektionsgenerator 32 kann aus einer besonderen Hardware-Verarbeitungseinheit oder aus einem digitalen Universalcomputer bestehen, der zum Berechnen von Fehlerprojektionswerten aus den Weichgewebe- und Knochenprojektionswerten programmiert ist.

Die vom Projektionsgenerator 32 erzeugten Fehlerprojektionswerte werden in einem Digitalfilter 34 gefiltert, um Rauschwerte zu entfernen, das immer bei der Quantisierung von Werten auftritt. Im Idealfall ist das Digitalfilter 34 auf den Projektionsgenerator 26 abgestimmt. Eine bevorzugte Ausführungsform für die Verwendung bei einem Projektionsgenerator nach obiger Beschreibung enthält einen Dreipunktmittelungsfilter in Kaskadenschaltung mit einem interpretierenden Filter. Das interpretierende Filter dient dazu, für jeden Informationspunkt in der Projektion den Mittelwert sich ständig vergrößernder Punktsätze zu bestimmen, die den Informationspunkt umgeben (d. h. drei Punkte, fünf Punkte, sieben Punkte . . .), bis der Unterschied zwischen dem Wert des Informationspunkts und dem Mittelwert der Umgebung weniger als eine vorbestimmte Schwelle beträgt. Das Filter wird jedoch die Punktanzahl aus der Mittelungsgruppe höchstens um einen Punkt größer oder kleiner als die Anzahl von Punkten für die Filterung angrenzender Informationspunkte machen. Die erwähnten Digitalfilter können als spezialisierte Hardware-Einheiten oder als Programmodulen in einem Digitalcomputer für allgemeine Verwendung ausgeführt werden. Die gefilterten Fehlerprojektionswerte des Digitalfilters 34 werden anschließend in einem Bildrekonstruktionscomputer 36 zum Erhalten eines Bildfehlerdatensatzes kombiniert, der je Element gerechnet den polychromatischen Bildfehlern im unkorrigierten Bild in der Bildspeicheranordnung 20 entsprechen. Der Bildrekonstruktionscomputer 36 kann hinsichtlich seiner Funktion der Bildrekonstruktionsfunktion im Computer 16 identisch sein, die das unkorrigierte Bild aus den Röntgenprojektionswerten berechnet, die der Abtaster 10 gemessen hat und also aus jedem bekannten Hardware- oder Software-Bildrekonstruktionscomputer bestehen kann.

Die vom Bildrekonstruktionscomputer 36 erzeugten Bildfehlerdaten werden anschließend punktweise von dem in die Bildspeicheranordnung 20 geschriebenen unkorrigierten Bild abgezogen. Diese Funktion wird in einer Bildsubtraktionsanordnung 38 durchgeführt. Das auf diese Weise gewonnene korrigierte Bild ist hinsichtlich polychromatischer Bildfehler völlig ausgeglichen und wird in eine Speicheranordnung 40 für das korrigierte Bild geschrieben, um anschließend an der Wiedergabeanordnung 22 sichtbar gemacht zu werden. Es wird dem Fachmann klar sein, daß die Bildsubtraktionsanordnung 38 aus einer in Hardware verwirklichten digitalen Subtraktionsanordnung bestehen kann.

Obgleich die bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung hier mit einzelnen Teilen beschrieben sind, die Moduln für die Durchführung in einem universalen Digitalcomputer entsprechen, wird es klar sein, daß bei einem bestimmten spezialisierten System die Geschwindigkeit und Zweckmäßigkeit durch Ausführung einiger oder aller einzelnen Teile als spezialisierte digitale Hardware erhöht werden kann. Es wird ebenfalls klar sein, daß die Ausführung dieser einzelnen Teile notwendigerweise stark vom Charakter und von der Organisation der anderen Rechen- und Informationsspeicherteile des Systems abhängig sind, aber daß das Verfahren zum Erhalten derartiger Hardware auf der Basis der hier beschriebenen Ausführungen bekannt sind. Obgleich das vorliegende System ein zweidimensionales Polynom für den Ausgleich zweier Gewebebestandteile benutzt, kann ebenfalls ein mehrdimensionales Polynom benutzt werden, um einen Ausgleich für andere Gewebebestandteile oder für Kontrastmedien zu erhalten.

Claims

1. Computertomograph zur Rekonstruktion und Darstellung eines Bildes der Strahlungsschwächungsverteilung von Körpergewebe (in einer Körperschicht), die enthält:

- eine Abtastvorrichtung zur Ermittlung von Projektionswerten des Körpergewebes entlang einer Anzahl von das Körpergewebe durchsetzenden Wegen mit einer polychromatischen Strahlenquelle,
- eine Bilderzeugungsanordnung mit einem Bildrekonstruktionscomputer zur Rekonstruktion von Strahlungsschwächungswerten in den Bildelementen des aus einer Matrix von Bildelementen zusammengesetzten Strahlungsschwächungsbildes aus den Projektionswerten, wobei die Bilderzeugungsanordnung eine Bildkorrekturanordnung enthält zum Zuordnen der Strahlungsschwächungsinformation von Elementen, in denen der Strahlungsschwächungswert einen Schwellwert überschreitet, zum Ermitteln von Fehlerprojektionswertsätzen, und eine Bildsubtraktionsanordnung zum Abziehen des aus den Fehlerprojektionswertsätzen mit dem Bildrekonstruktionscomputer ermittelten Bildfehlers je Element vom Strahlungsschwächungsbild,

dadurch gekennzeichnet, daß

- die Bildkorrekturanordnung einen Projektionsgenerator (26) zum Zuordnen relativer Anteile der Strahlungsschwächungswerte je Element entlang jedes Meßweges entsprechend dem Inhalt jedes Elementes enthält, wobei die relativen Anteile von dem Maß abhängt, in dem wenigstens ein Schwellwert vom Strahlungsschwächungswert über- oder unterschritten wird, und daß die Bildkorrekturanordnung einen Fehlerprojektionsgenerator (32) enthält zum Ermitteln eines Fehlerprojektionswerten aus den summierten relativen Anteilen jedes Meßweges.

2. Computertomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Projektionsgenerator (26) je Bildelement zwei relative Anteile ermittelt und der Fehlerprojektionsgenerator (32) mittels zweidimensionaler Funktion dritter Potenz einen Fehlerprojektionswert ermittelt.

3. Computertomograph nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Projektionsgenerator die relativen Anteile durch lineare Interpolation des Strahlungsschwächungswertes je Element in bezug auf eine untere und auf eine obere Schwelle ermittelt.

4. Computertomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß Computertomograph Mittel zum Filtern der Fehlerprojektionswerte enthält.