DE4438988A1

DE4438988A1 - Projektionsbereich-Rekonstruktionsverfahren für eine wendelförmig abtastende Computertomographie-Vorrichtung mit einem vielspaltigen Detektorfeld, das überlappende Bündel verwendet

Info

Publication number: DE4438988A1
Application number: DE4438988A
Authority: DE
Inventors: Hui Hu; Norbert Joseph Pelc; Armin Horst Pfoh
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1993-11-08
Filing date: 1994-10-31
Publication date: 1995-05-11
Also published as: IL111480A0; JPH07194590A; US5469486A; JP3682308B2; IL111480A

Description

Die Erfindung betrifft Computertomographie (CT von computed tomography)-Vorrichtungen, bei dem ein Patient während des Abtastens kontinuierlich bewegt wird und insbesondere eine CT-Vorrichtung, die mehrere Spalten von Detektorelementen verwendet, die entlang der Achse der Patientenbewegung versetzt angeordnet sind.

CT-Bildgebungsvorrichtungen mit einem Fächerstrahl sind zum Erzeugen von detaillierten tomographischen Ansichten eines Patienten oder anderen dargestellten Objekten bekannt. Derartige Vorrichtungen sind in der am 26. Januar 1993 eingereichten amerikanischen Patentanmeldung Nr. 08-008928, in der am 16. September 1992 eingereichten amerikanischen Patentanmeldung 07-945758 sowie in der am 7. August 1992 eingereichten amerikanischen Patentanmeldung 07-926987 beschrieben, die hierin unter Bezugnahme mit aufgenommen sind. Im allgemeinen wird eine Anzahl von Röntgenstrahl- Projektionen bei einem Winkelbereich um den Patienten herum und in einer Schichtebene gewonnen, um einen Projektions satz zu bilden. Der Projektionssatz wird rekonstruiert, um ein Schichtbild oder Scheibenbild zu erzeugen, welches einen Querschnitt entlang der Bildebene darstellt.

Eine typische CT-Untersuchung macht das Gewinnen von einer Serie von benachbarten Schichtbildern erforderlich, zwischen denen der Patient repositioniert wird. Eine Verringerung der Patienten-Repositionierungszeit kann dadurch verwirklicht werden, daß der Patient entlang der Z- Achse synchron mit der Rotation des Gerüstes oder der Trägereinrichtung bewegt wird. Die Kombination aus einer konstanten Patienten-Transpationsbewegung und einer Gewinnung von CT-Projektionsdaten wird "wendelförmiges Abtasten" bezeichnet und ist zurückzuführen auf den scheinbar wendelförmigen oder schraubenförmigen Weg des Mittelpunktes des Röntgenstrahls bezüglich des dargestellten Objekts. Leider kann die wendelförmige Abtastung zu bestimmten Fehlern in den rekonstruierten Schichtenbildern führen.

Die Mathematik der tomographischen Rekonstruktion setzt voraus, daß der tomographische Projektionssatz entlang einer konstanten Schichtebene in der Z-Achse gewonnen wird. Der wendelförmige Abtastweg weicht eindeutig von dieser Bedingung ab, wobei diese Abweichung zu Bildartefakten in dem rekonstruierten Schichtbild führt. Der Grad der Bildartefakte hängt im allgemeinen von dem "Wendel-Versatz" in den Projektionsdaten ab, die als Differenz zwischen dem Z-Achsen-Ort der abgetasteten Daten und dem Z-Achsen-Ort der gewünschten Schichtebene gemessen wird. Fehler, die aus dem wendelförmigen Abtasten herrühren, werden gemeinsam als "schiefe" Artefakte bezeichnet.

Schiefe Artefakte können dadurch verringert werden, daß man zwischen den Daten der Projektionssätze, die bei bestimmten, unterschiedlichen Strahlwinkeln und damit in verschiedenen Translationsorten bezüglich des Patienten gewonnen werden, interpoliert und/oder extrapoliert.

Ein Nachteil bei der Interpolation und Extrapolation beim Korrigieren wendelförmig abgetasteter Daten ist darin zu sehen, daß diese Verfahren die Auflösung der gewonnenen Projektionsdaten entlang der Z-Achse reduzieren, indem das effektive Strahlprofil entlang der Z-Achse vergrößert wird. Die räumliche Auflösung eines CT-Systems ist ein Maß für das kleinste Objekt, welches von dem CT-System noch aufgelöst werden kann. Alle weiteren Bedingungen sind gleich, wobei eine höhere Auflösung (das ist die Fähigkeit, kleinere Objekte abzubilden) bevorzugt wird.

Die am 1. März 1994 veröffentlichte US-A-5291402 mit dem Titel "HELICAL SCANNING COMPUTED TOMOGRAPHY APPARATUS WITH MULTI-COLUMN DETECTOR ARRAY" beschreibt eine Vorrichtung zum Verbessern der effektiven räumlichen Auflösung eines wendelförmigen CT-Systems, indem die Signale von Spalten eines unterteilten Detektors mit mehreren engen Spalten von Detektorelementen kombiniert werden. Die am 16. September 1992 eingereichte amerikanische Patentanmeldung 07/945,758 mit dem Titel "RECONSTRUCTION METHOD FOR HELICAL SCANNING COMPUTED TOMOGRAPHY APPARATUS WITH MULTI-COLUMN DETECTOR ARRAY" lehrt ein verbessertes Rückprojektions-Verfahren, welches viel genauer die Wirkung der Divergenz eines Fächerstrahls entlang der Translationsachse berücksichtigt, wenn es mit einem Mehrspalten-Detektor unserer ältesten Anmeldung (eingangs genannte US-Anmeldung 07/926987) benutzt wird. Die am 26. Januar 1992 eingereichte US- Anmeldung 08/008,928 mit dem Titel "RECONSTRUCTION METHOD FOR HELICAL SCANNING COMPUTED TOMOGRAPHY APPARATUS WITH MULTI-COLUMN DETECTOR ARRAY EMPLOYING OVERLAPPING BEAMS" lehrt einen Weg, die mehrfach gemessenen Daten, die notwendigerweise bei einer wendelförmigen Abtastung mit einem Mehrspalten-Detektor gewonnen werden, zu berücksichtigen, indem die Daten während der Rückprojektion der Rohdaten zu einem Bild kombiniert und gewichtet oder bewertet werden. Die Stammanmeldung (US-Anmeldung 07/945 758) wendet ebenfalls ein "Strahlenkegel"-Rekonstruktions verfahren an, um die Höchstbreite des Fächerstrahls festzu legen, der sich einem Konus oder Kegel besser annähert.

Die Erfindung stellt ein Verfahren zum Rekonstruieren der Daten zur Verfügung, die mit einem Mehrspalten-Detektor erhalten werden, das von gewöhnlichen Fächerstrahl- Rekonstruktionstechniken Gebrauch machen kann, indem die Projektionsdaten vor ihrer Rekonstruktion gewichtet werden, anstatt während der Konstruktion, wie dies früher getan wurde (s. Stammanmeldung). Das Ergebnis ist ein Rekon struktionsprozeß, der einfacher und typischerweise schneller ist.

Insbesondere benützt die Erfindung eine Röntgenquelle, die ein Bündel von Röntgenstrahlen entlang einer Strahlachse mit der Rotation der Strahlachse über mehrere Strahlwinkel um eine Translationsachse herum lenkt, wobei das Bündel mehrere Strahlen entlang von Wegen aufweist, die quer zu einer Translationsachse und um eine zentrale Konusachse bei Strahlenwinkeln divergieren. Das Bündel wird, nachdem es durch ein abgebildetes Objekt hindurchgegangen ist, von einem Feld von Detektorelementen empfangen. Jedes Element erzeugt ein Intensitätssignal in Abhängigkeit von der Schwächung des Bündels der Röntgenstrahlen, die diesem Element zugeordnet sind.

Während der Rotation der Strahlachse wird das abgebildete Objekt entlang der Translationsachse bezüglich der Röntgen quelle über mehrere Translationsorte bewegt, so daß einige Voxel des abgebildeten Objekts von einem ersten Bündel bei einem ersten Strahlwinkel und einem zweiten Bündel bei einem zweiten Strahlwinkel bestrahlt werden, wobei das erste und zweite Bündel den Strahlwinkeln zugeordnet sind, die sich um ein ganzzahliges Vielfaches von 2π Radien unterscheiden. Die Intensitätssignale, die dem ersten und zweiten Bündel zugeordnet sind, werden vor der Rekonstruk tion eines tomographischen Bildes gewichtet, um gewichtete Intensitätssignale zu erzeugen, die zu einem tomo graphischen Bild rekonstruiert werden, welches dargestellt werden kann.

Es ist ein Ziel der Erfindung, Gebrauch von zusätzlichen Projektionsinformationen zu machen, die bei einer Konusstrahl-Abtastung (Kegelstrahlabtastung) vorhanden sind (wie dies erforderlich ist, um sicherzustellen, daß das dargestellte Objekt in allen Punkten von wenigstens 2π des Strahlwinkels bestrahlt wird), um die Wirkung der abrupten Änderung des Strahlwinkels in der ersten und letzten Projektion des Projektionssatzes herabzusetzen, der Bildartefakte verursachen kann.

Die Erfindung wird nachstehend anhand der Beschreibung in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine Bilddarstellung der CT-Vorrichtung nach der Erfindung mit einem Detektorfeld, welches Zeilen und Spalten von Detektorelementen sowie einen Fächerstrahl aufweist,

Fig. 2 ein Blockschaltbild eines CT-Steuersystems, das mit der CT-Vorrichtung nach Fig. 1 benutzt werden kann, und welches zum praktischen Ausführen der Erfindung sinnvoll ist,

Fig. 3a einen Querschnitt des gesamten Fächerstrahls sowie des Detektorfeldes nach Fig. 1,

Fig. 3b eine grafische Darstellung des Schichtprofils, welches von dem Fächerstrahl nach Fig. 3a und einem einzelnen Detektorelement erzeugt wird,

Fig. 3c eine grafische Darstellung der Trajektorie eines jeden Strahls, der einem einzelnen Detektorelement nach Fig. 3a zugeordnet ist, zusammen mit einer wendelförmigen Abtastung entlang der Z-Achse mit wachsendem Strahlwinkel b,

Fig. 3d eine grafische Darstellung ähnlich der nach Fig. 3b, die das effektive Schichtprofil des Fächerstrahls nach Fig. 3a nach dem Kombinieren einer Anzahl von einzelnen Detektorelementen und das verbesserte Schichtprofil zeigt, das durch die Erfindung erhalten wird,

Fig. 4a und 4b besonders groß dargestellte Querschnitte von parallelen und divergierenden Fächerbündeln, die das Auftreten von mehrfach gemessenen Volumen einer Abtastung für den divergierenden Fächerbündel darstellen,

Fig. 5 ein Flußdiagramm, das die Schritte der Rekon struktion der Projektionsdaten in dem System nach Fig. 1 gemäß der Erfindung darstellt,

Fig. 6 die Vorderansicht von zwei sich überlappenden konusförmigen Strahlen bei einer wendelförmigen Abtastung, die um Strahlwinkel von 2π versetzt angeordnet sind, und

Fig. 7 eine grafische Darstellung des Strahlwinkels eines Strahls, der durch den Mittelpunkt einer Schicht hindurchgeht, als Funktion des Strahlwinkels β für einen Bereich von Strahlwinkeln, der beim Interpolieren für eine Schichtebene benutzt wird, die über einer grafischen Darstellung eines Bewertungsfaktors ausgerichtet ist, der für die Daten einer jeden Projektion bei verschiedenen Winkeln β gegeben ist.

Wir betrachten nunmehr Fig. 1. Eine CT-Abtasteinrichtung zur Verwendung mit der Erfindung enthält eine Trägerein richtung 20 zum Halten von einer Röntgenquelle 10, die so orientiert ist, daß sie ein Fächerbündel 40 aus Röntgen strahlen entlang einer Strahlachse 41 durch einen Patienten 42 auf ein gebenüberliegendes und befestigtes Detektorfeld 44 projiziert. Die Trägereinrichtung 20 rotiert, um die Strahlachse innerhalb der Ebene 38 der Trägereinrichtung zu schwenken, die die X-Y-Ebene eines kartesischen Koordina tensystems definiert. Die Rotation der Trägereinrichtung 20 wird durch einen Bündel- bzw. Strahlwinkel β aus einer be liebigen Bezugsposition innerhalb der Ebene 38 der Träger einrichtung gemessen.

Der Patient 42 liegt auf einem Tisch 46, der entlang einer Translationsachse 48 bewegt werden kann, die zu der Z-Achse des kartesischen Koordinatensystems ausgerichtet ist. Der Tisch 46 kreuzt die Ebene 38 der Trägereinrichtung und ist strahlendurchlässig, um so nicht bei dem Bildgebungsprozeß zu stören.

Die Röntgenstrahlen des Fächerbündels 40 weichen von der Bündelachse 41 und der Ebene 38 der Trägereinrichtung ab, und zwar quer zur Translationsachse 48 mit einem Strahlwin kel u sowie von der Strahlachse 41 innerhalb der Ebene 38 der Trägereinrichtung, und zwar quer zu einer Querachse 50 mit einem Fächerbündelwinkel γ, wobei die Querachse 50 im allgemeinen orthogonal sowohl zu der Strahlachse 41 als auch zu der Translationsachse 48 steht.

Nach dem Durchstrahlen des Patienten 42 werden die Röntgen strahlen des Fächerbündels 40 von dem Detektorfeld 44 emp fangen, das im Unterschied zu dem Detektor einer konventio nellen Fächerbündel-CT mehrere Spalten von Detektorelementen 18′ aufweist. Die Detektorelemente 18′ sind in Spalten, die sich entlang der Querachse 50 erstrec ken, sowie in Zeilen angeordnet, die sich entlang der Translationsachse 48 erstrecken. Die Oberfläche des Detek torfeldes 44 kann planar sein oder einen Abschnitt einer Kugeloberfläche oder Zylinderoberfläche beschreiben, die einen Mittelpunkt in dem Brennpunkt 26 besitzt.

Jedes Detektorelement 18′ empfängt Röntgenstrahlen und lie fert Intensitätsmessungen entlang getrennter Strahlen des Fächerbündels 40. Die Intensitätsmessungen beschreiben zu sammen die Dämpfung des Fächerbündels 40 durch ein Volumen 43 des Patienten 42 und damit die Durchschnittsdichte die ses Volumens 43 des Patienten 42.

Bei der bevorzugten Ausführungsform ist dieses Volumen im wesentlichen gleich dem Schichtvolumen, das von einem her kömmlichen Fächerbündel-CT-System gemessen worden ist, wo bei die Breite des Detektorfeldes 44, wie sie entlang sei ner Zeilen gemessen wird, ungefähr gleich der Breite eines ähnlichen Detektors für ein herkömmliches Stopp- und Schuß- Fächerbündel-System ist. Demzufolge unterteilen die Zeilen der Detektorelemente 18′ einfach ein herkömmliches Fächer bündel-Detektorfeld entlang der Z-Achse.

Wir beziehen uns nunmehr auf Fig. 2. Das Steuersystem ei ner CT-Bildgebungsvorrichtung nach Fig. 1 weist eine Trä gereinrichtung auf, die Steuermodulen 52 zugeordnet ist, die eine Röntgenstrahl-Steuereinrichtung 54, eine Motor steuerung 56 für die Trägereinrichtung, eine Datenerfas sungseinrichtung 62 sowie eine Bild-Rekonstruktionseinrich tung 68 aufweisen. Die Röntgenstrahl-Steuereinrichtung 54 liefert eine Energie und Zeitsignale für die Röntgenquelle 10, um sie ein- und auszuschalten, wie dies unter der Steuerung eines Computers 60 erforderlich ist. Die Motor steuerung 56 für die Trägereinrichtung steuert die Rotati onsgeschwindigkeit und Position der Trägereinrichtung 20 und liefert Informationen für den Computer 60 unter Berück sichtigung der Position der Trägereinrichtung. Die Datener fassungseinrichtung 62 tastet die Intensitätssignale von den Detektorelementen 18′ des Detektorfeldes 44 ab und di gitalisiert sie, wobei die Bild-Rekonstruktionseinrichtung 68 die abgetasteten und digitalisierten Intensitätssignale der Datenerfassungseinrichtung 62 empfängt, wobei jedes Si gnal bezüglich der Spalte und Zeile des Detektorelementes des Detektorfeldes 44 identifiziert ist, und kombiniert die Intensitätssignale von den Detektorelementen 18′ gemäß der Erfindung und führt eine Hochgeschwindigkeits-Bildrekon struktion gemäß den bekannten Verfahren durch.

Jedes der oben genannten Module ist mit seinen zugeordneten Elementen an der Trägereinrichtung 20 über Schleifringe 64 verbunden und dient dazu, den Computer 60 mit verschiedenen Trägereinrichtungs-Funktionen zu versorgen. Die Schleifringe 64 ermöglichen es, daß die Trägereinrichtung 20 kontinuierlich über Winkel rotiert, die größer als 360° sind, um Projektionsdaten zu gewinnen.

Die Geschwindigkeit und die Position des Tisches 46 entlang der Translationsachse 48 wird zum Computer 60 übertragen und von diesem mit Hilfe einer Tisch-Motorsteuerung 58 ge steuert. Der Computer 60 empfängt die Befehle und Abtastpa rameter über eine Bedienkonsole 65, die im allgemeinen eine CRT-Anzeige und eine Tastatur darstellt, welche es einer Bedienperson ermöglicht, Parameter für die Abtastung und zum Anzeigen des rekonstruierten Bildes oder andere Infor mationen von dem Computer 60 einzugeben. Ein Massenspeicher 66 dient als Einrichtung zum Speichern von Betriebsprogrammen für die CT-Bildgebungsvorrichtung als auch von Bilddaten für eine zukünftige Bezugnahme durch die Bedienperson. Sowohl der Computer 60 als auch die Bild-Re konstruktionseinrichtung besitzen zugeordnete elektronische Speicher (nicht gezeigt) zum Speichern von Daten.

Während des Betriebs erhöht die Motorsteuerung 56 der Trä gereinrichtung die Drehgeschwindigkeit der Trägereinrich tung 20 und die Tisch-Motorsteuerung beginnt mit der Trans lationsbewegung des Tisches 46. Die Röntgenstrahl-Steuer einrichtung 54 schaltet die Röntgenquelle 10 ein und Pro jektionsdaten werden auf einer kontinuierlichen Grundlage gewonnen. Bei jedem Strahlwinkel β besteht die gewonnene Projektion aus Intensitätssignalen, die für jedes Detektor element 18′ in jeder besonderen Spalte und Zeile des Detek torfeldes 44 kennzeichnend sind.

Wir betrachten nunmehr Fig. 3a-d. Ein schmales Intensitäts profil 28′′′ wird durch Zerlegen des Detektorfeldes 44 in Spalten von vielen Detektorelementen 18′ erhalten, welches deutlich schmaler ist als das Profil, das mit einem CT-Ein spalten-Detektor erhalten wird, wobei der letztgenannte ein Intensitätsprofil aufweist, das gleich der gesamten Detek torbreite der CT-Vorrichtung ist.

Wir betrachten nunmehr die Fig. 1 und 3c. Die CT-Vor richtung nach der Erfindung kann die gleiche Wendelsteigung von s benutzen, welche durch Fächerbündel-CT-Systeme ver wirklicht wird, das heißt für jede volle Umdrehung der Trä gereinrichtung 20, wobei der Patient 42 um einen Betrag verschoben wird, der gleich der Schichtdicke s ist, wie dies durch die Trajektorie 32′ dargestellt ist. Allerdings sei angemerkt, daß man auch Translationswerte, die von s unterschiedlich sind, benutzen kann. Auf jeden Fall werden bei jedem Strahlwinkel β der Trägereinrichtung 20 mehrere Intensitätssignale entlang der z-Achse von jedem Detektore lement 18′ innerhalb einer Zeile des Detektorfeldes 44 er halten. Daher werden bei der Erfindung mehrere dünne Pro jektionen gewonnen, die mehreren benachbarten Punkten ent lang der z-Achse zugeordnet sind, wohingegen bei einer kon ventionellen CT-Vorrichtung bei jedem Strahlwinkel β eine Projektion gewonnen wird, die einem einzelnen Punkt entlang der z-Achse zugeordnet ist.

Jedes Detektorelement 18′ innerhalb einer Zeile des Detek torfeldes 44 kann daher seiner eigenen Wendel 22′ folgen, die eine Steigung s besitzt, die im wesentlichen gleich der Steigung einer herkömmlichen CT-Maschine ist, die aber mit den Wendeln 22′ der anderen Detektorelemente 18′ in dieser Zeile verschachtelt ist. Daher ist der Abstand entlang der z-Achse zwischen den Punkten, in denen Projektionsdaten durch benachbarte Detektorelemente 18′ in einer Zeile ge wonnen werden, im wesentlichen kleiner als s, das heißt kleiner als der Abstand entlang der z-Achse zwischen den Punkten, in denen Projektionsdaten durch Detektorelemente 18′ in aufeinanderfolgenden Abtastungen einer konventionel len CT-Vorrichtung gewonnen werden.

Demzufolge kann der wendelförmig gewonnene Projektionssatz interpoliert werden, um einen Projektionssatz für eine be liebige Schicht in der Position Z_r mit zwei Punkten zu er zeugen, die anstelle von s um einen so kleinen Wert wie s′ getrennt angeordnet sind. Demzufolge ist die Ausdehnung des effektiven Bündelprofils, welches durch die Interpolation für eine Schichtebene in Z_r hervorgerufen wird, erheblich reduziert.

Obwohl im Prinzip lediglich zwei Punkte in z- Achsenpositionen, die die Schichtebene Z_r überspannen, benötigt werden, um einen Intensitätswert in der Schichte bene Z_r zu interpolieren, werden bei der bevorzugten Aus führungsform aus Gründen eines geeigneten Störabstandes oder Signal-zu-Rausch-Verhältnisses mehrere Punkte benutzt, um ein Kompositionssignal zu erzeugen, wobei eine Interpo lation als solche nicht angewandt wird.

Die Intensitätssignale, die für die Rekonstruktion benützt werden, kommen von den Detektorelementen, die um die Schichtebene Z_r für eine gegebene Projektion mit einem Strahlwinkel β und mit weiteren Strahlwinkeln β gruppiert sind, die dem gegebenen Strahlwinkel vorangehen oder nach folgen. Für ein Detektorfeld 44 mit sechs Spalten und damit sechs Detektorelementen 18′ in jeder Zeile werden bei spielsweise sechs Intensitätssignale, die aus diesen Pro jektionen ausgewählt werden, symmetrisch auf jeder Seite der gewünschten Schichtebene Z_r gruppiert.

Wir betrachten nun Fig. 3c. In der Position Z_r der Schich tebene benötigt die Rekonstruktion des Schichtbildes Daten für etwa 2π der Rotation der Trägereinrichtung, die durch die Projektionslinie 70 dargestellt ist. Beispielsweise können die Intensitätssignale für ein Schichtebenbild in Z_r für einen gegebenen Winkel β₁ im allgemeinen von dem er sten, zweiten, dritten, vierten, fünften und sechsten De tektorelement 18′ erhalten werden, die den Orten Z₁, Z₂, Z₃, Z₄, Z₅ und Z₆ auf der Z-Achse entsprechen, und zwar alle in einer Zeile des Detektorfeldes 44 bei einem Bündel winkel. Für einen anderen Winkel β₂ bedeutet die wendelför mige Bewegung der Trägereinrichtung allerdings, daß die Z- Achsen-Orte der Detektorelemente 18′ in dem physikalischen Detektorfeld 44 nicht mehr länger symmetrisch um die Z-Ach senposition der Schichtebene Z_r gruppiert sind. Demzufolge kann der interpolierte Projektionssatz Detektorsignale von dem zweiten, dritten, vierten, fünften und sechsten Detek torelement 18′ einer gegebenen Zeile bei dem Strahlwinkel β₂ und das Detektorsignal von dem ersten Detektorelement der selben Zeile in der Position β₂+2π der Trägereinrich tung benützen.

Die Funktion der Auswahl von Intensitätssignalen während einer wendelförmigen Abtastung führt zu Intensitätssignalen von den Detektorelementen an einer Seite des Detektorfeldes 44, die zu Gunsten der Intensitätssignale von den Detektor elementen mit aufeinanderfolgenden Strahlwinkeln β+2π ge schwächt sind. Es ist die Absicht, daß sich die vielen Z- Achsen-Positionen der Intensitätssignale von den Detektore lementen 18′ nahe der Position der Schichtebene Z_r befin den.

Wenn die Projektionsdaten von entsprechenden Zeilen einer jeden Spalte (möglicherweise bei verschiedenen Strahlwin keln) zusammenaddiert werden, hat das Addieren die Wirkung eines Verbreiterns des effektiven Schichtprofils s′ eines einzelnen Detektorelements 18′ auf ein zusammengesetztes Schichtprofil 72, das in Fig. 3d gezeigt ist. Dieses zu sammengesetzte Schichtprofil 72 besitzt eine Breite, die etwa gleich s ist und zu der gewünschten räumlichen Auflö sung der CT-Vorrichtung paßt und einen deutlichen Fort schritt gegenüber dem Schichtprofil darstellt, welches durch eine herkömmliche wendelförmige CT-Abtastung mit In terpolation bereitgestellt wird.

Wir betrachten nun Fig. 4a und 4b. Die Abweichung des Fä cherbündels 40 um die Ebene 38 der Trägereinrichtung setzt notwendigerweise voraus, daß einige Volumenelemente des Pa tienten mehr als einmal alle 2π eines Strahlwinkels gemessen wird. Im Falle eines parallelen Strahls, der in Fig. 4a gezeigt ist, kann das Detektorfeld 44 für alle 2π eines Strahlwinkels um seine Z-Achsenbreite fortschreiten, um Projektionsdaten über einem benachbarten Volumen des Pa tienten 42 zu gewinnen, so daß jedes Voxel 80 des Patienten 42 jeweils bei 2π des Strahlwinkels β von einem, und zwar nur von einem Strahl beleuchtet wird. Im Gegensatz dazu und wie in Fig. 4b gezeigt, bewirkt die Divergenz des Fächer bündels 40 entlang der Z-Achse, daß der Fächerbündel in der Nähe des Brennpunktes 26 ein kleineres Volumen als in der Nähe des Detektorfeldes 44 überstreicht. Um einen vollstän digen Projektionssatz zu erhalten, das heißt, damit jedes Voxel 80 durch wenigstens einen Strahl für alle 2π des Strahlwinkels β bestrahlt wird, kann das Detektorfeld 44 nicht um seine volle Z-Achsenbreite fortschreiten, sondern muß um einen kleineren Betrag in Abhängigkeit von der exak ten Abweichung des Fächerbündels 40 von der Ebene 38 der Trägereinrichtung fortschreiten. Die Begrenzung des Betra ges der Translationsbewegung pro Strahlwinkel, die durch die relative Begrenzung des Fächerbündels in der Nähe der Quelle verursacht wird, erzeugt einige Volumen 82 entfernt von der Quelle, die mehrfach gemessene Daten besitzen, das heißt Voxel 80, für die Projektionsdaten für zwei Strahlen bei Strahlwinkeln gewonnen worden sind, die um 2π getrennt sind. Diese mehrfach gemessenen Daten müssen berücksichtigt werden, damit sie in dem rekonstruierten Bild keine Arte fakte erzeugen. Nichtsdestotrotz können diese mehrfach ge messenen Daten auch benutzt werden, um Artefakte gemäß der Erfindung zu eliminieren, die mit der Projektions-Be reichskombination der Projektionsdaten verbunden sind.

Wir betrachten nun den Prozeßblock 84 nach Fig. 5. Der Re konstruktionsprozeß nach der Erfindung beginnt mit der Er fassung der Projektionsdaten über einem Bereich von 2π des Strahlwinkels plus 2γ_max. Jede Projektion kann durch ihren Strahlwinkel β und durch den Strahlwinkel R sowie den Fä cherbündelwinkel γ gekennzeichnet werden.

Eine zu rekonstruierende Schicht wird als nächstes identi fiziert und Projektionsdaten für die π- plus γ- Strahlen winkel auf beiden Seiten des Strahlwinkels β₀ = π, dessen Achse 41 die Schicht halbiert, werden gesammelt. Für jede konische Projektion werden Daten aus den Spalten, die Strahlen R empfangen, die die Schicht 22 schneiden, wie durch den Prozeßblock 85 angezeigt, ausgewählt. Als näch stes werden gemäß der Gleichung (1) wie unten beschrieben, diese Projektionsdaten gemäß dem Strahlwinkel β bewertet bzw. gewichtet, bei dem sie gewonnen worden sind, wobei die Daten, die eine Bewertung kleiner als 1 besitzen, mit den entsprechenden Daten aus den Strahlwinkeln kombiniert wer den, die um mehr als π oder weniger als -π gegenüber dem Strahlwinkel der gegebenen Projektion versetzt sind.

Wir betrachten nunmehr Fig. 6. Die erste und letzte Pro jektion für eine Schicht 22 werden durch zwei Fächerbündeln 40 und 40′ bei Strahlwinkeln β=0 und β=2π gewonnen, wobei die Schicht 22 zwischen der Strahlachse 41 für das Bündel 40 bei einem Strahlwinkel β=0 und der Strahlachse 41′ für das Bündel 40′ bei einem Strahlwinkel β=2π angeordnet ist. Wie bereits bezüglich der Fig. 4a und 4b diskutiert wor den ist, überlappen sich die Fächerbündel 40 und 40′, um die Strahlen eines jeden Fächerbündels 40 und 40′ in in nere, nicht überlappende Strahlen eines Strahlwinkels u, der kleiner als α₀ ist, sowie in äußere, überlappende Strahlen eines Strahlwinkels R, der größer als α₀ und klei ner als α ist, zu zerlegen.

Wir nehmen nunmehr Bezug auf Fig. 7. Die Strahlwinkel R derjenigen Strahlen, die durch die Schicht 22 (die zum Re konstruieren der Schicht 22 im Prozeßblock 85 nach Fig. 4 ausgewählt worden ist) hindurchgehen, werden nach und nach für Projektionen größer, die aus dem Strahlwinkel β=π ent fernt werden, wobei das Fächerbündel in der Schicht 22 zen triert ist. Insbesondere wächst der Strahlwinkel R für die gewünschten Strahlen linear in einer Richtung von β=π bis zu Werten von α an und nimmt linear auf Werte von -α in der anderen Richtung ab. Die Strahlen eines jeden Fächer bündels, die den Projektionssatz bilden, besitzen daher eine markierte Unstetigkeit bezüglich des Strahlwinkels R zwischen der ersten und letzten Projektion der Fächerbün del 40 und 40′. Diese Unstetigkeit kann Bildartefakte er zeugen.

Die Erfindung erkennt, daß die Unstetigkeit in dem Strahl winkel u dadurch minimiert werden kann, daß man von redun danten Strahlen von einem Strahlwinkel R Gebrauch macht, der größer als α₀ und kleiner als α ist. Insbesondere wird die Bewertung der Strahlen, die aus einer Projektion β=β_I in der Nähe des Anfangs des Projektionssatzes (β=0) entnom men werden, wo die Strahlen Strahlwinkel von R aufweisen, die größer als α₀ sind, durch eine Funktion w (β_i) aufgeho ben und die Strahlen werden mit Strahlen summiert, die aus der nachfolgenden Projektion β_i+2π entnommen werden, was durch die entgegengesetzte Bewertung von 1-w(β_i) gegeben ist. Das heißt, die Daten an der Seite des Projektions satzes, an der die relevanten Strahlen ziemlich schräg ver laufen, werden gewichtet und mit Daten kombiniert, die an der gegenüberliegenden Seite des nächsten Projektionssatzes entnommen werden, um so die Wirkung des Schrägverlaufs zu minimieren. Insbesondere kann der Projektionssatz über zwei 2π des Winkels β wie folgt zusammengesetzt werden:

wobei:

ϕ = π(tan α - tan α₀)/tan α₀ (2)

Wir betrachten nunmehr Fig. 7. Die Gewichtsfunktion w(β) kann durch eine einfache lineare Funktion dargestellt wer den, wie beispielsweise

w(β) = 0,5 (1+β/ϕ) (3)

Wir betrachten nunmehr Fig. 5. Diese Bewertung, die durch den Prozeßblock 86 dargestellt ist, kann mit den rohen Pro jektionsdaten durchgeführt werden und somit extrem schnell erfolgen.

Wie durch den Prozeßblock 88 gezeigt, werden die ausgewähl ten und bewerteten Daten, die so wie erforderlich kombi niert sind, anschließend gemäß einem herkömmlichen Fächer bündel-Rekonstruktions-Algorithmus rekonstruiert, wie dies allgemein bekannt ist. Im Prozeßblock 90 wird das Bild der rekonstruierten Strahlen gezeigt.

Jedes Paar von Spalten des Detektorfeldes kann anschließend ein einzelnes Schichtbild erzeugen. Alternativ und wie dies obenstehend unter Bezug auf Fig. 3a und 3b beschrieben worden ist, können mehrere Spalten von Detektordaten kombi niert werden, um ein einzelnes Schichtenbild mit einem ver besserten Profil entlang der Z-Achse hervorzurufen. In die sem Fall können nach dem Bewertungs- und Kombinations schritt des Prozeßblocks 86 mehrere Intensitätssignale in einer gegebenen Zeile eines Detektors für einen gegebenen Strahlwinkel oder für Strahlwinkel, die sich um ganzzahlige Vielfache von 2π unterscheiden, kombiniert werden, um die notwendige Öffnungsweite aufzubauen.

Claims

1. Computertomographie-Vorrichtung zum Erzeugen von Bildern eines abgebildeten Objekts mit Voxeln, gekennzeichnet durch:
eine Röntgenquelle (10), die ein Bündel (40) von Röntgenstrahlen entlang einer Strahlachse (41) mit Rotation der Strahlachse (41) um mehrere Strahlwinkel um eine Translationsachse (48) herum lenkt, wobei das Bündel mehrere Strahlen entlang von Wegen aufweist, die quer zu der Translationsachse (48) um eine zentrale Konusachse mit Strahlwinkeln abweichen,
ein Feld von Detektorelementen (18′), die jeweils einen Strahl empfangen, nachdem dieser durch das abgebildete Objekt hindurchgegangen ist, wobei jedes Element ein Intensitätssignal in Abhängigkeit von der Schwächung des Strahls erzeugt, der diesem Element zugeordnet ist,
eine Verschiebungseinrichtung (46) zum Bewegen des abgebildeten Objekts entlang der Translationsachse (48) bezüglich der Röntgenquelle (10) durch mehrere Transla tionspositionen während der Rotation der Strahlachse durch mehrere Strahlwinkel, so daß einige Voxel des abgebildeten Objekts von einem ersten Strahl mit einem ersten Strahl winkel und von einem zweiten Strahl mit einem zweiten Strahlwinkel bestrahlt werden, wobei der erste Strahl und der zweite Strahl den Strahlwinkeln zugeordnet sind, die sich um ein ganzzahliges Vielfaches von 2π Radian unterscheiden,
eine Gewichtungseinrichtung zum Gewichten bzw. Bewerten der Intensitätssignale, die dem ersten und zweiten Strahl zugeordnet sind, und zwar vor der Rekonstruktion eines tomographischen Bildes, um gewichtete Intensitäts signale zu erzeugen,
eine Rekonstruktionseinrichtung (68), die die gewich teten Intensitätssignale empfängt und ein tomographisches Bild aus den gewichteten Intensitätssignalen rekonstruiert, und
eine Anzeigeeinrichtung zum Anzeigen des tomo graphischen Bildes.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Gewichtungseinrichtung die ersten und zweiten Intensitätssignale durch Gewichtungswerte bewertet, die eine Funktion des Strahlwinkels sind.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Gewichtungseinrichtung die ersten und zweiten Intensitätssignale durch Gewichtungswerte w₁ und w₂ bewertet, wobei w₁ + w₂ = 1.

4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Strahlachsen, die dem ersten und zweiten Strahl zugeordnet sind, um 2π Radian getrennt sind.

5. Verfahren zum Erzeugen von Bildern eines abgebildeten Objekts, gekennzeichnet durch folgende Verfahrensschritte:
Erzeugen eines Röntgenbündels entlang einer Strahlachse, wobei das Bündel mehrere Strahlen entlang von Wegen aufweist, die quer zu einer Translationsachse um eine zentrale Konusachse bei Strahlwinkeln abweichen,
Drehen der Strahlachse über mehrere Strahlwinkel um die Translationsachse,
Empfangen der Strahlen des Röntgenbündels, nachdem sie durch das abgebildete Objekt hindurchgegangen sind, um ein Intensitätssignal zu erzeugen, welches jedem Strahl zugeordnet ist,
Verschieben des abgebildeten Objekts entlang der Translationsachse bezüglich der Röntgenquelle während der Drehung der Strahlachse über mehrere Strahlwinkel, um einen Projektionssatz zu erhalten, so daß wenigstens ein Voxel des abgebildeten Objekts von einem ersten Strahl mit einem ersten Strahlwinkel und von einem zweiten Strahl bei einem zweiten Strahlwinkel bestrahlt wird, wobei der erste Strahl und der zweite Strahl den Strahlwinkeln zugeordnet sind, die sich um ein ganzzahliges Vielfaches von 2π Radian unterscheiden,
Gewichten bzw. Bewerten der Intensitätssignale, die dem ersten und zweiten Strahl zugeordnet sind, und zwar vor der Rekonstruktion,
Rekonstruieren eines tomographischen Bildes aus den gewichteten Intensitätssignalen aus dem ersten und zweiten Strahl, und
Anzeigen eines Bildes des tomographischen Bildes.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Gewichtungsschritt die ersten und zweiten Intensitäts signale durch Gewichtungswerte gewichtet, die eine Funktion des Strahlwinkels sind.

7. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Gewichtungseinrichtung die ersten und zweiten Inten sitätssignale mit Gewichtungswerten w₁ und w₂ gewichtet, wobei w₁ + w₂ = 1.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Verschiebungsschritt die Strahlachsen, die dem ersten und zweiten Strahl zugeordnet sind, um 2π Radian trennt.