DE4446819A1

DE4446819A1 - CT System mit wendelförmiger Abtastung durch Doppelfächerbündel

Info

Publication number: DE4446819A1
Application number: DE4446819A
Authority: DE
Inventors: Hui Hu
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1993-12-30
Filing date: 1994-12-27
Publication date: 1995-07-06
Also published as: US5469487A; IL111982A; JPH07250832A; IL111982A0

Description

Die Erfindung bezieht sich auf eine Computer-Tomographie (CT)-Bildgebungseinrichtung und insbesondere auf ein Ver fahren und eine entsprechende Einrichtung zum Rekonstruk tieren von Bildern aus Daten, die während einer wendelför migen Abtastung unter Verwendung von Twin- oder Doppelfä cherbündeln gewonnen sind.

In einem gegenwärtigen Computer-Tomographie-System proji ziert eine Röntgenstrahlquelle ein fächerförmiges Bündel, das kollimiert ist, um in eine X-Y-Ebene von einem kartesi schen Koordinatensystem zu liegen, die die "Bildebene" ge nannt wird. Das Röntgenbündel tritt durch das abzubildende Objekt, wie beispielsweise einen medizinischen Patienten, hindurch und trifft auf eine lineare Anordnung (Array) von Strahlungsdetektoren. Die Intensität der durchgelassenen Strahlung ist abhängig von der Schwächung des Röntgen strahlbündels durch das Objekt, und jeder Detektor erzeugt ein getrenntes elektrisches Signal, das eine Messung der Bündelschwächung ist. Die Schwächungsmessungen von allen Detektoren werden getrennt gewonnen, um das Transmissions- bzw. Durchlässigkeitsprofil zu erzeugen.

Die Quelle und die lineare Detektoranordnung in einem kon ventionellen CT-System werden mit einem Gestell in der Bildebene und um das Objekt herum gedreht, so daß sich der Winkel, unter dem das Röntgenbündel das Objekt schneidet, konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgenschwächungsmessun gen aus der Detektoranordnung bei einem gegebenen Gestellwinkel wird ein "Experiment bzw. View" genannt, und eine "Abtastung bzw. Scan" des Objektes weist einen Satz von Views auf, die während einer Umdrehung der Röntgen quelle und des Detektors bei verschiedenen Gestellwinkeln gemacht werden. Bei einer axialen Abtastung werden die Da ten verarbeitet, um ein Bild zu konstruieren, das einer zweidimensionalen Scheibe durch das Objekt entspricht. Das vorherrschende Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes aus einem Satz von Daten wird in der Technik als die gefil terte Rückprojektions-Technik bezeichnet. Dieses Verfahren wandelt die Schwächungsmessungen von einer Abtastung in ganze Zahlen um, die "CT-Zahlen" oder "Hounsfield-Einhei ten" genannt werden, die zur Steuerung der Helligkeit von einem entsprechenden Pixel auf einer Kathodenstrahlröhren- Anzeige verwendet werden.

Um die gesamte Abtastzeit zu verkürzen, wenn zahlreiche Scheiben gewonnen werden, wird eine sogenannte "wendelförmige" Abtastung durchgeführt, wo der Patient be wegt wird, während das Gestell umläuft, um Daten für die vorgeschriebene Anzahl von Scheiben zu gewinnen. Die wen delförmige Abtastung führt jedoch gewisse Fehler in bezug auf die Daten in den gewonnen tomografischen Projektions sätzen ein. Die Mathematik der tomografischen Rekonstruk tion geht davon aus, daß der tomografische Projektionssatz entlang einer konstanten z-Achsen-Scheibenebene gewonnen wird. Die wendelförmige Abtastbahn weicht deutlich von die sem Zustand ab, und diese Abweichung, wenn sie nicht kom pensiert wird, hat Bildartefakte in dem rekonstruierten Scheibenbild zur Folge. Die Schwere der Bildartefakte hängt im allgemeinen von der "Wendel-Versetzung" in den Projekti onsdaten ab, die als die Differenz zwischen den Tischorten der abgetasteten Daten und dem z-Achsenwert der gewünschten Scheibenebene gemessen wird. Aus der wendelförmigen Abtastung resultierende Fehler werden kollektiv als "Schräg"-Fehler bezeichnet.

Es sind mehrere Verfahren verwendet worden, um Schräg- bzw. Skew-Fehler bei der wendelförmigen Abtastung zu verklei nern. Eine erste Lösung ist in der US-PS 5 046 003 mit dem Titel "Method for Reducing Skew Image Artifacts in Helical Projection Imaging" beschrieben, wo eine ungleichförmige Tischbewegung verwendet wird, um die wendelförmig gewon nenen Projektionen nahe der Scheibenebene zu konzentrieren, während die Beschleunigungskräfte auf den Patienten be grenzt werden.

Gemäß der US-PS 5 270 923 mit der Bezeichnung "Computerized Tomographic Image Recontruction Method for Helical Scan ning" werden Schräg-Artefakte dadurch verkleinert, daß zwi schen zwei Halbabtastungen der Daten interpoliert wird, die jeweils nur 180° plus den Fächerbündelwinkel der Gestell drehung erfordern. Die Halbabtastungen erfordern weniger Gestelldrehung und somit weniger Tischbewegung, wodurch die gesamte wendelförmige Versetzung der Projektionsdaten ver kleinert wird.

Eine dritte Lösung ist in der US-PS 5 233 518 mit der Be zeichnung "Extrapolative Reconstruction Method for Helical Scanning" beschrieben, wonach Schräg-Artefakte durch Inter polieren und Extrapolieren zwischen zwei Teilprojektionsda ten von nur 180° der Gestelldrehung verkleinert werden. Die zwei Teilprojektionssätze erfordern weniger Gestelldrehung als die obige Halbabtastlösung und dadurch wird die gesamte wendelförmige Versetzung der Projektionsdaten weiter ver kleinert. Schräg-Artefakte werden weiter verkleinert durch Gewichtung der gewonnenen Daten als eine Funktion des Ab standes von der Scheibenebene, wie es in der US-PS 5 170 346 mit dem Titel "Method for Reducing Patient Translation Artifacts in Tomographic Imaging" beschrieben ist.

Diese bekannten Verfahren erzeugen gute Bilder, wenn die Translationsgeschwindigkeit des Patienten mittelmäßig ist, d. h. nicht schneller als 10 mm pro Gestelldrehung. Weitere Verkürzungen in der Abtastzeit können nicht erzielt werden durch Vergrößern der Translationsgeschwindigkeit des Pati enten, weil signifikate Bildverschlechterungen auftreten.

Es ist Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und eine ent sprechende Einrichtung der eingangs genannten Art so auszu gestalten, daß die Geschwindigkeit des Patiententisches während einer wendelförmigen Abtastung erhöht werden kann, ohne daß Bewegungsartefakte vergrößert werden.

Erfindungsgemäß wird ein CT-System geschaffen, bei dem zwei Fächerbündel, die entlang der Achse der Gestelldrehung ver schoben sind, Projektionsdaten während einer wendelförmigen Abtastung gewinnen. Dieses System kann approximiert werden als zwei Detektorreihen, die gleichzeitig Projektionsmes sungen an unterschiedlichen axialen Orten sammeln. Wenn ein derartiges System in dem wendelförmigen Modus arbeitet, ge neriert es verwobene Doppelwendeln im Gegensatz zu einer einzelnen Wendel von einer üblichen wendelförmigen Fächer bündelabtastung. Die verwobenen Doppelwendeln, die durch die zwei Fächerbündel aufgezeichnet werden, erzielen Pro jektionsdaten, aus denen Bilder in jeder vorgeschriebenen Scheibe mit verminderter Bildverschlechterung aufgrund der Patienten-Translation rekonstruiert werden können. Insbe sondere werden Projektionsraum-Datenarrays aus Projektions daten gewählt, die durch jedes Fächerbündel gewonnen worden sind, wobei die Daten in jeder Array gewichtet werden, um die Translationsbewegung des Patienten zu korrigieren und Datenredundanzeinflüsse auszugleichen.

Die Erfindung wird nun mit weiteren Merkmalen und Vorteilen anhand der folgenden Beschreibung und Zeichnung von Ausfüh rungsbeispielen näher erläutert.

Fig. 1 ist eine Darstellung von einem CT-Bildgebungssy stem, in dem die Erfindung verwendet werden kann;

Fig. 2 ist ein schematisches Blockdiagramm von dem CT- Bildgebungssystem;

Fig. 3 ist eine schematische Darstellung von einem doppel ten Röntgenstrahl-Fächerbündel im Schnitt entlang der z- Achse;

Fig. 4 ist eine schematische Darstellung von einem Rönt genstrahl-Fächerbündel, wie es in der Bildebene gesehen wird;

Fig. 5 ist eine Abbildung von einem vollständigen Satz von Projektionsdaten, die durch ein einzelnes Fächerbündel ge wonnen sind;

Fig. 6 ist eine Abbildung von Projektionsdaten, die durch das Doppel-Röntgenstrahlen-Fächerbündel gemäß Fig. 2 ge wonnen sind, und zeigt, wie sie kombiniert werden, um Pro jektionsdaten für eine einzelne Scheibe zu bilden;

Fig. 7 ist ein Blockdiagramm von einem Bild-Rekonstruktor, der Teil des CT-Bildgebungssystem gemäß Fig. 2 bildet; und

Fig. 8 ist eine Abbildung von Projektionsdaten, die gewon nen wurden, wenn die wendelförmige Tischgeschwindigkeit re lativ hoch ist.

Wie in Fig. 3 gezeigt ist, werden zwei Detektorreihen in einem Doppel- oder Twinfächerbündelsystem verwendet. Das Röntgen-Fächerbündel ist im Effekt in zwei Fächerbündel ge spalten, die entlang der z-Drehachse verschoben sind. Wenn die zwei Fächerbündel als das vordere und das hintere Bündel bezeichnet werden, ist D der Abstand zwischen der Mitte von diesen zwei Fächern, wenn er an dem Iso-Zentrum gemessen wird.

In Fig. 4 ist der Gestellwinkel mit θ bezeichnet. Die De tektorwinkel und die Viewwinkel von sowohl dem vorderen als auch dem hinteren Fächerbündel können mit Φ_± bzw. θ_± be zeichnet werden, wobei der Viewwinkel von jedem Fächerbün del durch die entsprechende örtliche Koordinate bezeichnet ist, die Null ist, wenn das Fächerbündel sich an der zu re konstruierenden Bildposition befindet.

Wenn der Tischvorschub pro Gestellumdrehung mit Z angenom men wird, dann ist die axiale Tischposition z und die zu rekonstruierende Scheibenposition z_s. Die Positionen der vorderen und hinteren Bündel sind z₊ bzw. z_-. Sie können ausgedrückt werden als:

Das wendelformige Z_± ist eine Funktion von θ_± ausgedrückt als z_±(θ_±). Es ist bekannt, daß beim Fehlen der Patientenbewe gung ein Satz von Fächerbündelprojektionen, die über π Ra dian plus den Winkel des Fächerbündels der Gestelldrehung gesammelt sind, ausreichend für eine Rekonstruktion ist. Bezugnehmend auf Fig. 5 kann ein derartiger Projektions satz in dem Projektionsraum (θ, Φ) beschrieben werden, wo bei Φ in dem Bereich (-Φ_m, Φ_m) und 6 in dem Bereich (-θ_m, θ_m) liegen, wobei Φ_m die Hälfte des Fächerwinkels und θ_m= π/2 + Φ_m ist. In der Theorie sind die Projektionsdaten in dem gepunkteten Bereich in Fig. 5 für eine Rekonstruktion von einem Bild ausreichend.

Eine wendelförmige Twin- oder Doppelabtastung ergibt zwei Sätze von Projektionsdaten, die als P₊(θ₊, Φ₊) und P_-(θ_-, Φ_-) bezeichnet sind. Um die Scheibenprofilerweiterung bei der Rekonstruktion zu minimieren, werden nur diejenigen Projektionsdaten von einem Datensatz, der bei z_s zentriert und mit θ₊ oder θ_- in dem Bereich von -θ_m bis θ_m gesammelt ist, verwendet. Diese zwei Datensätze sind in Fig. 6 ge zeigt, wo die Zentren dieser zwei Datensätze um einen Be trag Δ=2pπ in der Gestellwinkelrichtung aufgrund der Ver schiebung der zwei Detektorreihen verschoben sind.

Die Flächen der redundanten Daten für die wendelförmigen Twinfächerbündelprojektionen sind in Fig. 6 in ähnlicher Weise schraffiert und mit 1₊ bis 5₊ bzw. 1_- bis 5_- bezeich net. Die Grenzen zwischen diesen Bereichen in den zwei Da tensätzen sind wie folgt:

Grenze
Gleichung
1./2.
θ = θ_m - 2Φ_m - 2Φ
2./3.	θ = - Δ + Φ_m
3./4.	θ = - Δ + θ_m - 2Φ_m - 2Φ
4./5.	θ = - θ_m + 2Φ_m - 2Φ
1./2.	θ = - θ_m + 2Φ_m - 2Φ
2./3.	θ = Δ - θ_m
3./4.	θ = Δ - θ_m + 2Φ_m - 2Φ
4./5.	θ = θ_m - 2Φ_m - 2Φ

Die redundanten Daten können richtig kombiniert werden, um einen neuen Datensatz an der Scheibenposition z_s hervorzu rufen, aus dem ein Bild rekonstruiert wird. Das Zentrum des hervorgerufenen Datensatzes könnte irgendwo liegen, ohne das Resultat zu beeinflussen. Aus Zweckmäßigkeitsgründen ist das Zentrum so gewählt, daß es mit dem Zentrum des vor deren Bündels ausgerichtet ist, wie es in Fig. 6 gezeigt ist. Dieser neue Datensatz ist durch Bereiche 1_s bis 5_s. Es sei darauf hingewiesen, daß die Bereiche 2_s bis 5_s einen vollständigen Datensatz bilden, aus dem ein Bild an der ge wünschten Scheibenposition rekonstruiert werden kann.

Der Datenkombinierungsprozeß kann allgemein ausgedrückt werden:

P_s(θ, Φ, Z_s) = w₊(θ₊, Φ₊)P₊(θ₊, Φ₊) + w_-(θ_-, Φ_-)P_-(θ_-, Φ_-) (2)

Die Gewichtungen sind gegeben durch:

Für Fig. 6 gilt: Bereiche 2₊ und 2_- werden kombiniert, um den Bereich 2_s zu erhalten; die Bereiche 3₊, 5_- und 1_- wer den kombiniert, um den Bereich 3_s zu erhalten; die Bereiche 4₊ und 4_- werden kombiniert, um den Bereich 4_s zu erhalten; und die Bereiche 3_-, 5₊ und 1₊ werden kombiniert, um den Bereich 5_s zu erhalten.

Die Bereiche 3_s und 5_s werden erhalten, indem drei redun dante Messungen kombiniert werden. Dies geschieht in der Weise, daß jeweils zwei redundante Messungen von dem einen Datensatz mit der redundanten Messung von dem anderen Da tensatz kombiniert werden, wobei Gleichung (2) verwendet wird, um zwei kombinierte Projektionen P(θ₁, Φ₁, z_s) und P(θ₂, Φ₂, z_s) zu bilden. Weiterhin werden diese zwei kombi nierten Projektionen wie folgt verknüpft:

P₂(θ₊, Φ₊, Z_s) = a(θ₁, Φ₁) P(θ₁, Φ₁, z_s) + a(θ₂, Φ₂) P(θ₂, Φ₂, z_s) (4)

wobei (θ₁, Φ₁) und (θ₂, Φ₂) die folgende Beziehung haben:

θ₂ = θ₁ + π + 2Φ₁ und Φ₂ = - Φ₁ (5)

Somit ist a(θ, Φ) tatsächlich die Halbtastgewichtungen, das genügt:

a(θ, Φ) + a(θ + π + 2Φ, - Φ) = 1 (6)

Mit der oben beschriebenen Kombinierungs- bzw. Verknüp fungsstrategie gibt es zwei Arten von Kombinationen. Die eine Art enthält die Kombinierung von 5_- und 3₊, 4_- und 4₊ und 3_- und 5₊. Der Rest der Kombinierung bildet die andere Art. Die letzte wird die erste Kombinierungsart genannt, während die erste die zweite Kombinierungsart genannt wird. Für die zweite Kombinierungsart ergibt sich:

θ_- = θ₊ - Δ und Φ_- = Φ₊ (7a)

Somit erhält man dann aus Gleichungen (3) und (1)

W_2±(θ, Φ) = 1 ± θ/Δ (8a)

Für die erste Kombinierungsart erhält man:

θ_- = θ₊ - Δ + π + 2Φ₊ und Φ_- = -Φ₊ (7b)

In ähnlicher Weise ergibt sich dann aus den Gleichungen (3) und (1):

Die resultierenden, kombinierten Gewichtungen, die auf je den Bereich von P₊ (θ, Φ) und P_- (θ, Φ) ausgeübt werden, sind:

Bereich 1₊: a₊(θ, Φ) w₁₊(θ, Φ)
Bereich 1_-: a_-(θ, Φ) w_1-(θ, Φ)
Bereich 2₊: w₁₊(θ, Φ)
Bereich 2_-: w_1-(θ, Φ)
Bereich 3₊: a₊(θ - Δ, Φ) w₂₊(θ, Φ) + (1 - a₊(θ - Δ, Φ)) w₁₊(θ, Φ)
Bereich 3_-: a_-(θ + Δ, Φ) w_2-(θ, Φ) + (1 - a_-(θ + Δ, Φ)) w_1-(θ, Φ)
Bereich 4₊: w₂₊(θ, Φ)
Bereich 4_-: w_2-(θ, Φ)
Bereich 5₊: a₊(θ, Φ) w₂₊(u, F)
Bereich 5_-: a_-(θ, Φ) w_2-(θ, Φ) (9)

wobei:

a₊(θ, Φ) = a_-(-θ, -Φ) = a(θ, Φ) (10)

Es gibt viele Wege, um die Redundanz-Gewichtung a(θ, Φ) zu wählen. Als ein Beispiel kann die folgende Gewichtung ver wendet werden.

a(θ, Φ) = a[x(θ, Φ)] = 3x²(θ, Φ) - 2x²(θ, Φ) (11a)

wobei

In der vorstehenden Ableitung ist angenommen, daß θ_m = π/2 + Φ_m. Da in der Praxis θ_m größer als dieser Wert sein kann, kann die Ableitung von ähnlichen Gleichungen für eine derartige Situation ebenfalls abgeleitet werden.

Die Projektionsdaten in jeder Array P₊ und P_- sind somit gewichtet, wie es in Gleichung (9) angegeben ist, und dann kombiniert bzw. verknüpft, um das gewünschte Bild z_s zu bilden. Diese Verknüpfung kann auf zwei Wegen geschehen. Die entsprechenden Elemente in jeder richtig gewichteten Array können addiert werden, um die kombinierte Projekti onsarray zu bilden, die dann gefiltert und rückprojiziert wird, um das Bild zu bilden. Alternativ kann jede richtig gewichtete Array getrennt gefiltert und rückprojiziert wer den, um getrennte Bilder zu bilden. Die entsprechenden Ele mente oder Pixels in jeder Bildraumarray können dann ad diert werden, um das endgültige Bild bei z_s zu bilden.

Die vorstehend beschriebene Erfindung kann direkt auf den Fall angewendet werden, wo die wendelförmige Tischgeschwin digkeit eine gewisse Geschwindigkeit überschreitet, so daß (p < 1/2 - Φ_m/π). Mit der folgenden Transformation ist sie auch auf den Fall anwendbar, wo die wendelförmige Tischge schwindigkeit langsamer ist. In diesem Fall wird, wie es in Fig. 8 gezeigt ist, P₊ (θ, Φ) entlang der Richtung von θ um 2π verschoben. Wenn die periodische Eigenschaft des Viewwinkels gegeben ist, sind die ursprünglichen Vorderbün deldaten und ihre verschobene Version äquivalent. Deshalb kann das ursprüngliche hintere Bündel mit der verschobenen Version des vorderen Bündels kombiniert werden. Um dies zu tun, kann das ursprüngliche hintere Bündel als das neue vordere Bündel und die verschobene Version des vorderen Bündels als das neue hintere Bündel neu definiert werden. Die neue Versetzung ist nun definiert als Δ = 2π - 2pπ und man hat 0 < Δ π 2Φ_m für 1/2 + Φ_m/π < π < 1.

Für eine detaillierte Beschreibung der Erfindung wird nun zunächst auf die Fig. 1 und 2 Bezug genommen, in denen ein Computer-Tomographie (CT)-Bildgebungssystem 10 gezeigt ist, das ein Gestell 12 aufweist, das einen CT-Scanner der "dritten Generation" darstellt. Das Gestell 12 hat eine Röntgenstrahlquelle 13, das ein Bündel von Röntgenstrahlen 14 in Richtung auf eine Detektoranordnung 16 auf der gegen überliegenden Seite des Gestells projiziert. Die Detektoran ordnung (-Array) 16 ist aus zwei Reihen von Detektorele menten 18 gebildet, die zusammen die projizierten Röntgen strahlen abtasten, die durch einen medizinischen Patienten 15 hindurchtreten. Jedes Detektorelement 18 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität von einem auftref fenden Röntgenstrahlbündel und somit die Schwächung des Bündels darstellt, wenn dieses durch den Patienten hin durchtritt. Während einer Abtastung, um Röntgenprojektions daten zu gewinnen, werden das Gestell 12 und die darauf an gebrachten Komponenten um einen Drehmittelpunkt 19 gedreht.

Die Drehung des Gestells und der Betrieb der Röntgenstrahl quelle 13 werden durch eine Regeleinrichtung 20 des CT-Sy stems geregelt. Der Regelmechanismus 20 enthält eine Rönt gen-Steuerung 22, die Versorgungs- und Zeitsteuersignale an die Röntgenstrahlquelle 13 und eine Gestellmotor-Steuerung 23 liefert, die die Drehgeschwindigkeit und die Position des Gestells 12 steuert. Ein Datengewinnungssystem (DAS) 24 in dem Regelmechanismus 20 tastet analoge Daten von den De tektorelementen 18 ab und wandelt die Daten in digitale Da ten für eine nachfolgende Bearbeitung um. Ein Bild- Rekonstruktor 24 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgenstrahldaten von dem DAS 24 und führt eine Hochge schwindigkeits-Bildrekonstruktion nach dem erfindungsgemä ßen Verfahren aus. Das rekonstruierte Bild wird als eine Eingangsgröße einem Computer 26 zugeführt, der das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 29 speichert.

Der Computer 26 empfängt auch Befehle und Abtastparameter von einem Operator über eine Konsole 30, die ein Tastenfeld (Keyboard) aufweist. Eine zugeordnete Kathodenstrahlröhren anzeige 32 gestattet dem Operator, das rekonstruierte Bild und andere Daten von dem Computer 26 zu beobachten. Die von dem Operator zugeführten Befehle und Parameter werden von dem Computer 26 verwendet, um Steuersignale und Information an das DAS 24, die Röntgensteuerung 22 und die Gestellmo tor-Steuerung 23 zu liefern. Zusätzlich arbeitet der Compu ter 26 als eine Tischmotor-Steuerung, die einen motorisier ten Tisch 36 steuert, um den Patienten 15 in dem Gestell 12 zu positionieren.

Die vorliegende Erfindung ist in dem Bild-Rekonstruktor 25 implementiert, der in Fig. 7 genauer gezeigt ist. Jedes Experiment bzw. View von Daten aus dem DAS 24 für das erste Fächerbündel wird bei 51 empfangen, wo es vorverarbeitet wird, um es hinsichtlich verschiedener bekannter Fehler zu korrigieren, wie beispielsweise Bündelhärtung, Versetzungen (Offsets) und Änderungen in dem Detektor und der Kanalver stärkung. Weiterhin wird der negative Logarithmus genommen, um Projektionsdaten zu liefern, die in einer Projektionsda tenarray 52 gespeichert werden. Die gleiche Vorverarbeitung wird auf die Abtastdaten des zweiten Fächerbündels bei 53 ausgeübt und sie werden in einer Projektionsdatenarray 54 gespeichert. Es sind die in den Arrays 52 und 54 gespei cherten Projektionsdaten, die gemäß der Erfindung kombiniert bzw. verknüpft werden, um ein Scheibenbild zu erzeugen.

Weiterhin wird gemäß Fig. 7 die rechte Seite der Projekti onsdaten in der Array 52 für das Bündel 1 ausgelesen, und die entsprechende Gewichtungsfunktion, die oben in Glei chung (9) angegeben ist, wird bei 55 ausgeübt. Die gewich teten Projektionsdaten werden in die entsprechende Stelle in einer Array 56 geschrieben, und diese gewichteten Pro jektionsdaten werden in einer üblichen Weise bei 57 gefil tert und rückprojiziert, um eine Bilddatenarray 58 für das Bündel 1 zu erzeugen. In ähnlicher Weise wird der entspre chende Datensatz des Bündels 2 aus der Array 54 ausgelesen, und die entsprechende Gewichtungsfunktion, die oben in Gleichung (9) angegeben ist, wird bei 59 ausgeübt. Die ent stehende gewichtete Projektionsdatenarray 60 wird bei 61 gefiltert und rückprojiziert, um eine Bilddatenarray 62 für das zweite Bündel zu erzeugen.

Ein Scheibenbild an der Stelle z_s wird bei 63 erzeugt, in dem die zwei Bildarrays 58 und 62 kombiniert bzw. verknüpft werden. Dies geschieht durch eine Summierstelle 65, die die Größe von jedem Pixel in Bündel 1 der Array 58 und die Größe des entsprechenden Pixels in dem Bündel 2 der Array 62 addiert. Die entstehende Scheibenbildarray 63 kann ge speichert werden für eine spätere Verwendung oder Anzeige für den Operator.

Es sind jedoch noch weitere Ausführungsbeispiele möglich. Beispielsweise kann die Filterung und Rückprojektion zunächst für das eine Bündel und dann für das andere Bündel erfolgen, anstatt daß dies parallel geschieht, wie es hier beschrieben wurde. Es ist auch möglich, die gewichteten Projektionsdaten in den Arrays 56 und 60 zu kombinieren bzw. zu verknüpfen, bevor die Filterung und Rückprojektion erfolgt. Die Erfindung ist auch auf CT-Scanner der vierten Generation anwendbar.

Claims

1. Verfahren zum Erzeugen eines tomografischen Bildes von einem Objekt aus Projektionsdaten, die in einer wendelför migen Abtastung gewonnen werden, wobei die Daten von zwei Röntgenfächerbündeln abgeleitet werden, die entlang einer z-Achse angeordnet sind und die jeweils eine Reihe von Fä cherbündelprojektionen bei mehreren Gestellwinkeln θ um die z-Achse erzeugen und jede Fächerbündelprojektion einen Win kel Φ einschließt, enthaltend die Schritte:

a) Gewinnen eines Satzes von Projektionen über Gestell winkeln θ in dem Bereich über 180° + Φ, wenn das abgebil dete Objekt entlang der z-Achse verschoben wird, wobei der Satz von Projektionen eine erste Datenarray bildet, die die Schwächung von Röntgenenergie in dem ersten Fächerbündel durch das Objekt angibt, und eine zweite Datenarray bildet, die die Schwächung der Röntgenenergie in dem zweiten Fä cherbündel durch das Objekt angibt,
b) Multiplizieren der Daten in der ersten Datenarray mit einem ersten Satz von Gewichtungswerten (55),
c) Multiplizieren der Daten in der zweiten Datenarray mit einem zweiten Satz von Gewichtungswerten (59),
d) Kombinieren bzw. Verknüpfen der entsprechenden gewich teten Daten in den ersten und zweiten Datenarrays (65),
e) Erzeugen des tomografische Bildes (63) aus den ver knüpfen ersten und zweiten Datenarrays.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die gewichteten Daten in den ersten und zweiten Datenarrays vor der Verknüpfung (65) separat gefiltert und rückproji ziert werden (56, 60).

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die ersten und zweiten Datenarrays jeweils in mehrere Be reiche dividiert werden (Fig. 6) und die gewichtenden Werte, die in den Schritten b) und c) verwendet werden, teilweise dadurch bestimmt werden, in welchem der mehreren Bereiche die multiplizierten Daten liegen.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die ersten und zweiten Datenarrays jeweils in fünf Bereiche geteilt werden.