DE60019537T2

DE60019537T2 - Halbabtastungsalgorithmus für eine schnelle mehrreihige Detektoranordnung

Info

Publication number: DE60019537T2
Application number: DE60019537T
Authority: DE
Inventors: Guy Marie Wauwatosa Besson; Tin-Su Brookfield Pan
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1999-12-22
Filing date: 2000-12-21
Publication date: 2006-02-16
Anticipated expiration: 2020-12-22
Also published as: EP1110505B1; US6301325B1; IL140253A; JP2001218763A; DE60019537D1; EP1110505A3; EP1110505A2; IL140253A0

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die Mehrschicht-Spiral-Computertomographie und spezieller auf einen Algorithmus, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verwendung derselben, wodurch die zur Erzeugung eines Bildes er- forderliche Datenakquisitionszeit und Datenverarbeitungszeit verringert werden.
In der Computertomographie (CT) werden Röntgenphotonenstrahlen durch einen Patienten auf einen Detektor gerichtet. Die abgeschwächten Strahlen werden von dem Detektor erkannt, wobei das Ausmaß der Abschwächung für den Aufbau (z.B. Knochen, Fleisch, Lufteinschluss etc.) des Patienten, den die Strahlen durchdrungen haben, kennzeichnend ist. Die Abschwächungsdaten werden dann nach einem Rekonstruktionsalgorithmus verarbeitet und zurückprojiziert, um ein Bild der inneren Anatomie des Patienten zu erzeugen. Im Allgemeinen wird die Rückprojektion durch Software durchgeführt, aber, wie der Name andeutet, ist sie einer physikalischen Projektion von Strahlen aus zahlreichen verschiedenen Winkeln innerhalb einer Bildebene durch die Bildebene hindurch ähnlich, wobei die Werte der dieselben Bildvoxel durchdringenden Strahlen in einer bestimmten Weise kombiniert werden, um in dem resultierenden Bild eine kombinierte Wirkung auf das Voxel zu erhalten. Im Folgenden werden hierin die Daten, die zu rückprojizierten Strahlen gehören, als Rückprojektionsstrahlen bezeichnet.
Wenn ein Patient sich während der Datenakquisition bewegt, können in dem sich ergebenden Bild Artefakte entstehen, die die Bilder oftmals nutzlos oder für diagnostische Zwecke schwer verwendbar machen. Wie bei anderen Bild gebungstechniken versucht die CT-Industrie aus diesem und anderen Gründen ständig, Wege zur Verringerung der Dauer der Akquisitionsphasen zu finden, ohne die Qualität der erfassten Daten zu verringern.
Weil während einer Akquisitionsphase riesige Datenmengen erfasst werden und die Verarbeitungsverfahren zur Bildwiederherstellung aus den gewonnen Daten relativ komplex sind, ist zusätzlich eine sehr große Anzahl von Rechnungen erforderlich, um die Daten zu verarbeiten und ein Bild wiederherzustellen. Wegen der riesigen Anzahl der erforderlichen Rechenoperationen ist die zur Verarbeitung der gesammelten Daten und zur Wiederherstellung eines Bildes erforderliche Zeit erheblich. Aus diesem Grund sucht die CT-Industrie auch ständig nach neuen Verarbeitungsverfahren und -algorithmen, die den Wiederherstellungsvorgang beschleunigen können.
Vielfältige Merkmale und Arbeitsweisen von CT-Systemen sind entwickelt worden, um die Datenakquisitionsgeschwindigkeit zu erhöhen und den Wiederherstellungsvorgang zu beschleunigen. Einige der bekannteren Merkmale und Verfahren umfassen Fächerstrahlakquisition, simultane Mehrschichtakquisition, Helikal- bzw. Spiral-Scanning und Halbscanning. Bei der Fächerstrahlakquisition wird die Quelle zu einem dünnen Fächerstrahl eingeblendet, der auf einen Detektor auf einer einem Patienten gegenüberliegenden Seite gerichtet ist. Auf diese Weise wird sofort eine vollständige Fächerstrahl-Pxojektionsdatenmenge für einen Strahlwinkel erzeugt, der durch einen Zentralstrahl des Quellenfächerstrahls bestimmt ist. Die Quelle und der Detektor werden um eine Bildebene herum gedreht, um Daten aus allen Strahlwinkeln (z.B. typischerweise 360°) zu sammeln. Anschließend werden die gesammelten Daten zur Wiederherstellung eines Bildes in der Bildebene verwendet. Folglich verringert die Fächerstrahlak quisition die Dauer der Akquisitionsphase.
Im Hinblick auf das Halbscanning sollten konjugierte Datenakquisitionen (d.h. Daten, die entlang desselben Pfades in entgegengesetzten Richtungen erfasst worden sind) unter der Annahme identisch sein, dass der Patient während der Datenakquisitionsphase still bzw. bewegungslos bleibt. Unter Verwendung eines Fächerstrahls kann zusätzlich wenigstens ein Strahl aus jedem möglichen Strahlwinkel durch eine Bildebene gerichtet werden, ohne dass eine vollständige Umdrehung um den Patienten ausgeführt werden muss.
Z.B. mit Bezug auf 3: Eine ringförmige Gantryöffnung 70, ist mit einer darin angeordneten Patientenschicht 42 (Trägertisch nicht dargestellt) und im Bezug zu einem kartesischen Koordinatensystem dargestellt, bei dem die Z-Achse in die Figur hinein gerichtet ist und eine Transportachse bildet. Eine Quelle 10 ist in einer ersten, zweiten, dritten und vierten Position als 90, 90', 90'' und 90''' entsprechend dargestellt. Wenn sich die Quelle 10 in der ersten Position befindet, erzeugt sie einen Fächerstrahl 40, der einen Zentralstrahl Rc und weitere Strahlen enthält, die entlang der Fächerwinkel von ihm abweichen bzw. divergieren, wobei der maximale Fächerwinkel T beträgt. Der Strahlwinkel B ist als der Winkel definiert, der durch den Zentralstrahl Rc bezogen auf die vertikale Y-Achse gebildet wird.
Wenn sich die Quelle 10 in der vierten Position befindet, erzeugt sie einen Fächerstrahl 40'', der auch einen Zentralstrahl (nicht dargestellt) und von ihm divergierende Strahlen enthält, die den Fächerstrahl bilden. Durch Drehen der Quelle im Uhrzeigersinn von der ersten bis zu der vierten Position werden durch die Schicht 42 (d.h. die Bildebene) aus jedem möglichen Strahlwinkel wenigstens einmal Daten gesammelt. Wie es in der Industrie bekannt ist, können die Daten, die zu jedem zu einer einzigen Bildebene gehörenden Strahlwinkel gehören, nach einer Drehung von (n+2Γ)/2π Rotationen um den Patienten herum gesammelt werden. Weil weniger als eine volle Umdrehung um die Bildebene herum erforderlich ist, um die Bilddaten zu erfassen, werden diese Akquisitionsverfahren und -systeme im Allgemeinen als Halbscan-Verfahren und -Systeme bezeichnet. Folglich ist die Halbscan-Akquisition in Verbindung mit Einreihendetektoren zur Verringerung der Dauer der Akquisitionsphase verwendet worden.
Weil im Fall der Halbscan-Bildgebungsverfahren und -systeme zur Erzeugung eines Bildes relativ wenig Daten verarbeitet werden müssen, haben Halbscan-Verfahren und -Systeme zusätzlich den. Vorteil einer möglichen Verringerung der Datenverarbeitungs- und Wiederherstellungszeiten.
Obwohl Fächerstrahlen und Halbscans einige Vorteile aufweisen, wird ein Systembenutzer während einer diagnostischen Anwendung typischerweise die genaue Lage eines abzubildenden interessierenden Objektes, Hohlraums etc. innerhalb des Patienten oft nicht kennen. Aus diesem Grund ist es für einen Systembenutzer vorteilhaft, durch Auswählen verschiedener Bild/Wiederherstellungs-Ebenen zur Erzeugung mehrerer Querschnittsbilder in schneller Folge in der Lage zu sein. In diesen Fällen ist eine schnelle Datenverarbeitung extrem wichtig, um die Verzögerungen zwischen den Bilderzeugungen zu minimieren, so dass ein Benutzer zwischen den Bildansichten nicht seinen Gedankengang verliert.
Einschichtdetektoren, Fächerstrahlen und Halbscans können zur Erzeugung von Daten in mehreren verschiedenen parallelen Bildebenen verwendet werden, die nach der Datenakquisition von einem Prozessor zur Erzeugung eines Bildes irgendwo zwischen den Bildebenen mit Hilfe in der Fachwelt bekannter Interpolations/Extrapolations-Verfahren verwendet werden können. Z.B. werde angenommen, dass während zweier Datenakquisitionsphasen eine erste und eine zweite Datenmenge akquiriert wurden, die zu einer ersten und einer zweiten parallelen Akquisitionsebene gehören, wobei die Ebenen entsprechend um 6,4 mm (0,25 Zoll) getrennt sind. Wenn ein Benutzer zur Wiederherstellung eines Bildes eine Bildebene auswählt, die zwischen der ersten und der zweiten Akquisitionsebene liegt, kann eine Interpolation zwischen den Daten der ersten und zweiten Menge benutzt werden, um die Werte der zu der ausgewählten Bildebene gehörenden Daten zu schätzen. Z.B. werde angenommen, dass während der Akquisitionsphase neben weiteren Strahlen ein erster Strahl und ein zweiter Strahl jeweils zum Erzeugen von Daten in der ersten und zweiten Menge verwendet wurden und dass der erste und der zweite Strahl parallel waren (d.h. denselben Strahl- und Fächerwinkel aufwiesen). In diesem Fall wird durch Interpolation zwischen den akquirierten Daten von dem ersten und zweiten Strahl ein Schätzwert erzeugt, der zu einem hypothetischen Rückprojektionsstrahl gehört, der zu dem ersten und zweiten Strahl parallel ist und innerhalb der Bildebene liegt. Durch die Durchführung einer solchen Interpolation zur Erzeugung von Rückprojektionsstrahlen für jeden Strahl- und Fächerwinkel durch die Bildebene wird eine vollständige, zu der Bildebene gehörende Datenmenge erzeugt.
Obwohl solche Systeme funktionieren, ist die Akquisitionszeit, die zur Erzeugung der zu zahlreichen Bildebenen gehörenden Daten erforderlich ist, leider übermäßig lang, und unvermeidbare Patientenbewegungen erzeugen häufig Bildartefakte.
Ein Weg zur Beschleunigung der Akquisition von Daten, die zu mehreren Bildebenen gehören, besteht in der Verwendung eines Mehrreihendetektors mit einem Fächerstrahl. In Mehrreihendetektorsystemen wird ein relativ dicker Fächer strahl eingeblendet und durch einen dazwischen angeordneten Patienten auf einen Mehrreihendetektor gerichtet, wobei jede Detektorreihe in ihrer Wirkung Daten von einer einzelnen „Schicht" des dicken Fächerstrahls entlang der zu der Fächerstrahlbreite rechtwinkligen Z- oder Transportachse gewinnt. Obwohl jede Detektorreihe eine Dicke aufweist, wird bei diesen Systemen angenommen, dass die erkannten Signale in jeder Reihe zu einer Ebene gehören, die innerhalb der Reihe zentriert ist, wenn sie auf das Isozentrum Z projiziert wird. Im folgenden wird die zentrale Ebene durch eine Reihe als Reihenzentrum bezeichnet.
Nach der Datenakquisition versetzt eine Schnittstelle einen Systembenutzer in die Lage, innerhalb des zu den ge- sammelten Daten gehörenden Gebietes eine Bildebene auszuwählen. Die ausgewählte Bildebene liegt zwischen den Reihenzentren von wenigstens zwei benachbarten Detektorreihen. Nach der Bildebenenauswahl interpoliert ein Prozessor zwischen den zu benachbarten Reihen gehörenden Daten, um Rückprojektionsstrahlen zu erzeugen, die zu der ausgewählten Bildebene gehören. Wenn nach dem Auswählen der Ebene ein anderes, zu einer anderen Bildebene gehörendes Bild gewünscht wird, erkennt der Prozessor wiederum eine erfasste Teilmenge bzw. Untermenge der Daten zur Interpolation, weiteren Verarbeitung und Rückprojektion. Folglich verringern Mehrreihen-Detektorsysteme die Dauer der Datenakquisitionsphase weiter, wobei mehrere Bildebenen zur Wiederherstellung ausgewählt werden können.
Eine Beschränkung besteht bei Mehrreihendetektoren darin, dass während einer einzigen Akquisitionsphase nur Daten gesammelt werden können, die der Detektordicke entsprechen. Um zusätzliche, zu einem größeren Patientenvolumen gehörende Daten zu sammeln, muss der Patient nach einer zu einem ersten Volumen gehörenden Akquisitionsphase entlang einer Transportachse bewegt werden, bis sich ein zweites, zu dem ersten Volumen benachbartes Volumen zwischen der Quelle und dem Detektor befindet. Danach muss ein zweiter Akquisitionsvorgang durchgeführt werden. Um weitere, zu einem dritten Volumen gehörende Daten zu sammeln, muss der Patient in ähnlicher Weise in eine weitere, auf die Quelle und den Detektor bezogene, relative Lage transportiert werden. Eine erforderliche Verschiebung ohne Akquisition verlängert notwendigerweise die Akquisitionsphase, und die zusätzliche Akquisitionszeit und die Ausrichtungsvorgänge führen unausweichlich zu einer relativen Unbequemlichkeit, weiteren Patientenbewegungen und unerwünschten Bildartefakten.
Schraubenförmige oder Spiral-Scanningsysteme sind entwickelt worden, so dass Daten während einer einzigen Akquisitionsphase ohne ein Anhalten der Patientenverschiebung während der Akquisitionsphase gesammelt werden können. In einem Spiral-Scanningsystem sind die Quelle und das Detektorarray an gegenüberliegenden Oberflächen eines ringförmigen Gantryrahmens angebracht und werden um einen Patienten herum gedreht, während dieser mit einer konstanten Geschwindigkeit durch den Gantryrahmen hindurch transportiert wird. Der Röntgenstrahl überstreicht einen schrauben- bzw. spiralförmigen Pfad durch den Patienten, daher die Namensgebung „Spiral-Scanningsystem". Die Datenerfassung kann durch eine Erhöhung des Pitchfaktors (d.h. der Translationsgeschwindigkeit des Tisches relativ zu der Drehzahl des Gantryrahmens) beschleunigt werden. Nachdem die Daten erfasst worden sind, werden die Daten verarbeitet, um Rückprojektionsstrahlschätzungen und eine Darstellung der durch die Spiralakquisition verursachten Datenschattierungen zu erzeugen.
Vielfältige Kombinationen aus Fächerstrahl-, Mehrschicht-, Halbscan- und Spiralscanning-Merkmalen sind kombiniert worden, um Synergien zu nutzen, und sind in gewissem Maße erfolgreich gewesen. Z.B. kombiniert ein System einen Mehrreihen-Fächerstrahldetektor und eine Fächerstrahlquelle mit einem Spiralscanning-Verfahren, um die Bilddaten unter Verwendung eines Modus mit einem hohen Pitchfaktor bzw. einer hohen Geschwindigkeit schnell zu akquirieren. Z.B. kann ein beispielhaftes System, das einen Vierreihendetektor enthält, einen Pitch von 6:1 unterstützen, wobei der Detektor eine Wiederherstellungsebene in 0,67 Rotationen durchquert. Es wird in Betracht gezogen, dass ein Achtschicht-Scanner in der Lage sein wird, einen Pitch von 11:1 zu unterstützen, so dass der Detektor eine Wiederherstellungsebene in 0,73 Rotationen durchquert.
Ein Konusstrahl-Spiralscanning-CT-System ist aus der US-Patentschrift Nr. 5,663,995 bekannt. Wieder mit Bezug auf 3: Bei diesen Hochgeschwindigkeits-Spiralscanningsystemen werden, während die Akquisitionsdaten mit der Quelle 10 an der Position 90 erfasst werden, die Quelle und der Detektor (während die Daten gesammelt werden) um die Gantryöffnung 70 herum gedreht, während der Patient 42 dort hindurch transportiert wird. Ein Prozessor sammelt während des Transportes und der Drehung Daten von zahlreichen verschiedenen Strahl- und Fächerwinkeln. Nachdem die Quelle 10 um eine vollständige Umdrehung gedreht worden ist und wieder die Position 90 erreicht, werden von dieser Position aus weitere Daten gewonnen. Weil der Patient 42 während der Akquisition entlang der Z-Achse transportiert wird, befinden sich die Quelle und die gesammelten Daten relativ zu dem Patienten 42 an einem anderen Ort in der Z-Richtung, obwohl sich die Quelle 10 am Anfang und am Ende der Umdrehung relativ zu der Öffnung 70 an dem selben Ort 90 befindet. Hieran anschließend werden die bei den gleichen Strahl- und Fächerwinkeln, aber an verschiedenen Z-Positionen gesammelten Daten als aufeinanderfolgend gesammelte Daten bezeichnet.
Die gegenwärtigen Interpolationstechniken interpolieren zwischen aufeinanderfolgend gesammelten Daten (d.h. von der Quelle 10 bei dem gleichen Strahlwinkel (z.B. der Position 90 in 3) und Fächerwinkel, aber an verschiedenen Z- (d.h. Transportachsen-) Positionen). Mit anderen Worten erfordern die gegenwärtigen Interpolationstechniken Daten von mehr als einer einzigen Quellenumdrehung, um ein Bild zu erzeugen. Weil zur Interpolation Daten von mehr als einer Rotation erforderlich sind, wird die Datensammlung außerdem relativ groß, und die Dauern der Verarbeitungs- und Wiederherstellungsphasen sind übermäßig, Weil die Interpolation zwischen aufeinanderfolgend gesammelten Daten ausgeführt wird, weist das resultierende Bild darüber hinaus eine „Dicke"-Charakteristik auf, die einem relativ dicken Patientenvolumen entspricht, was für zahlreiche diagnostische Zwecke ungeeignet oder zumindest nicht optimal ist.
Eine Ausführungsform der Erfindung wird nun im Wege eines Beispiels mit Bezug auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben, in denen:
1 eine perspektivische Ansicht eines CT-Apparats zeigt, der zur Anwendung der vorliegenden Erfindung verwendet wird und der ein Reihen und Spalten von Detektorelementen aufweisendes Detektorarray und eine Fächerstrahlquelle enthält,
2 ein Blockdiagramm eines CT-Steuerungssystems zeigt, das zur Steuerung des CT-Apparates aus 1 verwendet werden kann und das zum Zweck der Anwendung der vorliegenden Erfindung nützlich ist,
3 eine schematische Ansicht zeigt, die eine Gantryöffnung mit einer bezogen auf die Öffnung an verschiedenen Orten angeordneten Strahlungsquelle und auch Fächer strahlen darstellt, die zu den Anfangs- und Endpositionen der Quelle bei einem beispielhaften Halbscan gehören,
4 eine schematische Rand- bzw. Seitenansicht zeigt, die einen Vierreihendetektor und eine einzelne Bildebene darstellt, wobei die Bildebene in vier verschiedenen Positionen relativ zu dem Detektor dargestellt ist, und
5 ein Flussdiagramm zeigt, das eine beispielhafte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
A. Hardware
Jetzt mit Bezug auf 1: Ein CT-Scanner zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung enthält einen Gantryrahmen 20, der eine Öffnung (70 in 3) aufweist und eine Röntgenquelle 10 trägt, die zur Projektion eines Fächerstrahls 40 von Röntgenstrahlen entlang der Strahlachse 41 durch einen Patienten 42 hindurch auf ein befestigtes und gegenüberliegendes Detektorarray 44 ausgerichtet ist. Der Gantryrahmen 20 dreht sich innerhalb einer Gantryebene 38, die die XY-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems bildet, um die Strahlachse zu schwenken. Die Rotation des Gantryrahmens 20 wird durch den Strahlwinkel β von einer willkürlichen Bezugsposition innerhalb der Gantryebene 38 ausgehend gemessen.
Ein Patient 42 liegt auf einem Tisch 46, der entlang einer an der Z-Achse des kartesischen Koordinatensystems ausgerichteten Transportachse bewegt werden kann. Der Tisch 46 durchquert die Gantryebene 38 und ist strahlungsdurchlässig, damit er den Bildgebungsvorgang nicht beeinträchtigt.
Die Röntgenstrahlen des Fächerstrahls 40 divergieren von der Strahlachse 41 innerhalb der Gantryebene 38 über bzw. in Richtung einer Querachse 50, die bei einem Fächerstrahlwinkel im Allgemeinen sowohl zu der Strahlachse 41 als auch zu der Transportachse 48 orthogonal ist. Die Röntgenstrahlen des Strahls 40 divergieren ebenfalls leicht von der Strahlachse 41 und der Gantryebene 38 in Richtung der Transportachse 48. Ebenfalls mit Bezug auf 3 wird ein maximaler Strahlwinkel γ durch das Symbol Γ bezeichnet.
Nach dem Durchdringen des Patienten 42 werden die Röntgenstrahlen des Fächerstrahls 40 von dem Detektorarray 44 empfangen, das zahlreiche Spalten von Detektorelementen 18' aufweist. Die Detektorelemente 18' sind in Reihen, die sich entlang der Querachse 50 erstrecken, und Spalten angeordnet, die sich entlang der Transportachse 48 erstrecken. Die Oberfläche des Detektorarrays 44 kann eben sein oder einem Abschnitt einer Kugelfläche oder eines Zylinders folgen, die ihr Zentrum an dem Brennfleck 26 oder alternativ bei dem Isozentrum des Systems haben.
Die Detektorelemente 18' empfangen jeweils Röntgenstrahlen und liefern Intensitätsmesswerte entlang der einzelnen Strahlen des Fächerstrahls 40. Jede Intensitätsmessung beschreibt die Abschwächung über einem Wegintegral eines Fächerstrahls, der einen Teilabschnitt des Volumens 43 des Patienten 42 durchdringt. In einer bevorzugten Ausführungsform ist das Volumen 43 größer als das Schichtvolumen, das von einem konventionellen Einzelschicht-Fächerstrahl-CT-System gemessen wird, und die Breite des Detektorarrays 44 wird entlang seiner Spalten gemessen.
In einer bevorzugten Ausführungsform ist das Volumen 43 typischerweise größer als das Schichtvolumen, das von einem konventionellen Fächerstrahl-CT-System gemessen wird, und die Breite des Detektorarrays 44, die entlang seiner Spalten gemessen wird, ist typischerweise größer als die Breite eines Einzelschichtdetektors. Die Reihen der Detektorelemente 18' unterteilen das Fächerstrahldetektorarray entlang der Z-Achse.
Nun mit Bezug auf 2: Ein beispielhaftes Steuerungssystem zur Steuerung des CT-Bildgebungssystems aus 1 weist dem Gantryrahmen zugeordnete Steuerungsmodule 52 auf, die eine Röntgensteuerung 54, eine Gantrymotorsteuerung 56, ein Datenakquisitionssystem 62 und eine Bildwiederherstellungseinrichtung 68 enthalten. Die Röntgensteuerung 54 liefert Energie und Taktsignale an die Röntgenquelle 10, um sie ein- und auszuschalten, wenn es unter der Steuerung eines Computers 60 gefordert wird. Die Gantrymotorsteuerung 56 steuert die Rotationsgeschwindigkeit und die Position des Gantryrahmens 20 und liefert Informationen bezüglich der Gantryposition an den Computer 60. Das Datenakquisitionssystems 62 tastet die Intensitätssignale von den Detektorelementen 18' des Detektorarrays 44 ab und digitalisiert diese, und die Bildwiederherstellungseinrichtung 68 empfängt von dem Datenakquisitionssystem 62 die abgetasteten und digitalisierten Intensitätssignale, die jeweils durch Reihe und Spalte des Detektorelements des Detektorarrays 44 bezeichnet sind, und kombiniert die Intensitätssignale von den Detektorelementen 18' gemäß der vorliegenden Erfindung und führt eine Hochgeschwindigkeits-Bildwiederherstellung nach den in der Fachwelt bekannten Verfahren durch.
Jedes der obigen Module ist auf dem Gantryrahmen 20 über Schleifringe 64 mit seinen zugeordneten Elementen verbunden und dient zur Anbindung des Prozessors oder Computers 60 zur Ausführung vielfältiger Gantryfunktionen. Die Schleifringe 64 ermöglichen es dem Gantryrahmen 20, sich zum Akquirieren der Projektionsdaten kontinuierlich um Winkel größer als 360° zu drehen.
Die Geschwindigkeit und Position des Tisches 46 entlang der Transportachse 48 werden mit Hilfe der Tischmotorsteuerung 58 dem Computer 60 mitgeteilt und von diesem gesteuert. Zusätzlich führt der Computer/Prozessor 60 ein Impulssequenzprogramm zur Durchführung des erfindungsgemäßen Datenverarbeitungsverfahrens aus, wie es unten genauer beschrieben ist. Der Computer 60 empfängt Befehle und Scanparameter über eine Bedienerkonsole 65, die im allgemeinen eine Elektronenstrahlröhrenanzeige und eine Tastatur enthält. Die Konsole 65 ermöglicht es einem Bediener, Parameter zur Steuerung einer Daten erfassenden Abtastung bzw. Aufnahme einzugeben und das wiederhergestellte Bild und andere Informationen von dem Computer 60 anzuzeigen. Eine Massenspeichervorrichtung oder ein Speicher 66 schafft Mittel zur Speicherung von Betriebsprogrammen für das CT-Bildgebungssystem sowie von Bilddaten für einen späteren Zugriff durch den Bediener. Sowohl der Computer 60 als auch die Bildwiederherstellungseinrichtung weisen zum Speichern von Daten einen zugehörigen elektronischen Speicher (nicht gezeigt) auf.
Im Betrieb fährt die Gantrymotorsteuerung 56 den Gantryrahmen auf eine Rotationsgeschwindigkeit hoch, und die Tischmotorsteuerung beginnt mit der Verschiebung des Tisches 46. Die Röntgensteuerung 54 schaltet die Röntgenquelle 10 ein und Projektionsdaten werden kontinuierlich erfasst. Bei jedem Strahlwinkel β enthalten die erfassten Projektionsdaten Intensitätssignale, die zu jedem Detektorelement 18' bei jeder speziellen Spalte und Reihe des Arrays 44 gehören.
B . Theorie
Es ist erkannt worden, dass bei einem mit hoher Geschwindigkeit betriebenen Mehrreihen-Datenakquisitionssystem (z.B. siehe 1 und 2) anstelle der Interpolation zwi schen aufeinanderfolgend gesammelten Daten zur Schätzung eines Rückprojektionsstrahlwertes innerhalb einer Bildebene eine Interpolation zwischen Mehrreihendaten durchgeführt werden kann, die mit einer Quelle und einem Detektor in einer einzigen Stellung erzeugt worden sind, um eine Anzahl von Vorteilen einschließlich der Verringerung der Dauer der Akquisitionsphase und der Verringerung der Datenverarbeitungszeit nach der Akquisition zu erreichen. Im Anschluss hieran werden die von verschiedenen Reihen eines Detektors bei einer einzigen Position des Detektors und der Quelle bezogen auf den Gantryrahmen erfassten Daten als simultan gesammelte Daten bezeichnet.
Im Hinblick auf die Verringerung der Akquisitionszeit ermöglicht die Interpolation zwischen simultan gesammelten Daten eine Bildwiederherstellung unter Verwendung von den zu einem „Halbscan" (z.B. weniger als eine volle Quellenumdrehung) gehörenden Daten. Der Ausdruck „Halbscan" wird hierin zur Bezeichnung eines beliebigen Scanvorgangs verwendet, der weniger als eine volle Quellenumdrehung umfasst, und kann z.B. 0,6 Rotationen, 0,8 Rotationen, 0,74 Rotationen usw. umfassen. Eine Halbscan-Rotation erfordert nur einen Bruchteil bzw. eine Fraktion der Zeit, die zur Durchführung einer vollständigen Umdrehung erforderlich ist, und die Akquisitionszeit kann dadurch erheblich verringert werden. Weil die Dauer der Akquisitionsphase verringert wird, wird die Wahrscheinlichkeit einer Patientenbewegung und damit von Bildartefakten ebenfalls erheblich verringert.
Im Hinblick auf eine Verringerung der Datenverarbeitungszeit ist die Verarbeitungszeit wenigstens zum Teil von der Datenmenge abhängig, die zur Erzeugung eines Bildes verarbeitet werden muss. Wie oben gezeigt kann mit der vorliegenden Erfindung ein Bild unter Verwendung von Daten wiederhergestellt werden, die einem Bruchteil einer vollen Um drehung der Quelle um den Patienten herum entsprechen, im Gegensatz zu früheren Hochgeschwindigskeits-Spiralsystemen, die zu mehr als einer ganzen Quellenumdrehung um den Patienten herum gehörende Daten erforderten. Verständlicherweise wird die Bildverarbeitungszeit erheblich verringert (z.B. wird die Verarbeitungszeit in einigen Fällen fast halbiert). Durch die Verringerung der Verarbeitungszeit kann eine benutzerfreundlichere Schnittstelle eingerichtet werden, die die Bilder schneller verarbeitet und anzeigt.
Es ist auch erkannt worden, dass bei einigen Systemen, die nur bestimmte Pitchfaktoren oder Transportgeschwindigkeiten relativ zu den Rotationsgeschwindigkeiten unterstützen, die während eines Hochgeschwindigkeits-Halbscans erzeugten Daten zu Zwecken der Bildverarbeitung durch Interpolation von simultan gesammelten Daten (d.h. von Daten, die mit einer einzigen Quellenposition relativ zu dem Patienten gesammelt worden sind) unzureichend sind. Zu diesem Zweck wird die zu einer speziellen Bildebene und einem speziellen Strahlwinkel gehörende Datenmenge als eine „vollständige Datenmenge" bezeichnet, wenn ein Detektorarray (z.B. 44 in 1) gleichzeitig Daten auf beiden Seiten der Bildebene sammelt. In ähnlicher Weise wird die Datenmenge, die zu einer speziellen Bildebene und Fächerwinkel gehört, als eine „unvollständige Datenmenge" bezeichnet, wenn ein Detektorarray nicht gleichzeitig Daten auf beiden Seiten der Bildebene sammelt (d.h. für die Ebene und den Winkel sammelt das Array nur Daten auf einer Seite der Bildebene).
Z.B. müssen unter der Annahme, dass ein maximaler Fächerstrahlwinkel P gegeben ist, zur Halbscan-Bildwiederherstellung Daten von wenigstens 0,65 Quellenrotationen um einen Patienten herum gesammelt werden, wobei die 0,65 Rotationen 0,325 Rotationen auf jeder Seite der Bildebene entsprechen. Ebenfalls unter der Annahme, dass von dem System ein Hochgeschwindigkeitspitch unterstützt wird, durchquert die Breite eines Vierreihendetektors (wobei die Breite zwischen den Zentren der Randreihen des Detektors angegeben ist) die Wiederherstellungsebene in 0,60 Quellenrotationen um einen Patienten herum. In diesem Falle wird die Akquisition für die 0,3125 bis 0,325 Rotationen vor und die 0,3125 bis 0,325 Rotationen nach der Bildebene unvollständige Datenmengen liefern (d.h. sie wird keine simultan gesammelten Daten liefern, die zu Punkten auf beiden Seiten der Bildebene gehören), und daher kann eine Interpolation zwischen simultan gesammelten Daten nicht durchgeführt werden. Stattdessen werden für die 0,3125 bis 0,325 Rotationen vor und nach der Bildebene simultan gesammelte Daten extrapoliert, um Rückprojektionswerte zu schätzen.
Nun mit Bezug auf 4: Ein schematisches, einen beispielhaften Vierreihendetektor 44 zeigendes Diagramm ist dargestellt, wobei die Reihen in die Figur hinein gerichtet sind. Die vier Reihen sind jeweils durch die Nummern 72, 74, 76 und 78 bezeichnet und ergeben zusammen eine Dicke zwischen den Detektorkanten 100 und 102. Die Detektoren 72 und 78 sind die Kantendetektoren, weil sie sich an den Enden bzw. Kanten des Detektors 44 befinden. Jede Reihe 72, 74, 76 und 78 weist jeweils ein Reihenzentrum 80, 82, 84 und 86 auf.
Wenn von einer Detektorreihe Daten gesammelt werden, nimmt der Prozessor 60 (siehe 2) an, dass die Daten alle an dem zugehörigen Reihenzentrum statt über die Dicke der Reihe hinweg gesammelt werden. Im Hinblick auf die Reihe 72 nimmt der Prozessor 60 z.B. an, dass alle Daten bei dem Reihenzentrum 80 gesammelt werden, und für die Reihe 74 nimmt der Prozessor an, dass alle Daten bei dem Reihenzentrum 82 gesammelt werden usw.. Mit Bezug auf die 1 und 4: Der Detektor 44 ist auf dem Gantryrahmen 20 so an geordnet, dass die Reihen 72 bis 78 orthogonal zu der Transportachse 48 verlaufen und sich entlang der Querachse 50 erstrecken.
In einigen Fällen wird ein Systembenutzer vor der Datenakquisition einige oberflächliche, untersuchende Bildgebungsvorgänge durchgeführt haben und wird daher im allgemeinen die Lage der gewünschten Bildebene bezogen auf die Anatomie eines Patienten kennen. In diesem Fall könnte der Benutzer die Datenakquisition auf eine Datenmenge beschränken, die gerade genug Daten (z.B. die zu einem Halbscan gehörenden Daten) zur Wiederherstellung eines Bildes enthält, das zu der gewünschten Ebene gehört. In anderen Fällen könnte der Benutzer die gewünschte exakte Bildebene nicht kennen und daher zu einem Patientenvolumen (z.B. 43 in 1) gehörende Daten akquirieren wollen, von denen Datenteilmengen zur Wiederherstellung von Bildern in speziellen Bildebenen extrahiert werden können.
An diesem Punkt wird angenommen, dass die tatsächliche Ebene durch das Volumen 43, die für Bildgebungszwecke ausgewählt wird, vor dem Akquirieren der Bilddaten unbekannt ist. In diesem Fall wird die Bildebene durch das Volumen 43 nach der Datenakquisition über die Konsole 65 ausgewählt, wonach eine spezielle Menge der erfassten Daten zur Bildverarbeitung ausgewählt wird. Zum Zwecke der Vereinfachung dieser Erklärung wird dennoch angenommen, dass wir die Lage einer bestimmten Bildebene während der Datenakquisition kennen. Diese Annahme ermöglicht es, die räumliche Beziehung zwischen der speziellen Bildebene relativ zu den Detektoren 72 bis 78 einfach sichtbar zu machen.
Immer noch mit Bezug auf die 1, 3 und 4: Wenn ein Patient 42 während der Datenakquisition durch die Gantryöffnung 70 transportiert wird, bewegt sich eine zu der Bildebene gehörende Schicht des Patienten entlang der Z-Achse und relativ zu dem Detektor 44. In 4 ist eine beispielhafte Bildebene Pi in vier verschiedenen Positionen relativ zu dem Detektor 44 dargestellt, wobei die vier einzelnen Positionen durch die Bezugszeichen 90, 90', 90'' und 90''' bezeichnet sind. Die vier Positionen 90, 90' etc, entsprechen vier verschiedenen Schnappschüssen in der Zeit während einer einzigen Datenakquisitionsphase, wenn der Detektor 44 um die Gantryöffnung 70 (siehe auch 3) herum gedreht wird, und der Patient 42 einschließlich der zu der Bildebene Pi gehörenden Patientenschicht wird durch die Öffnung 70 transportiert. In diesem Beispiel gehören die Bildebenenpositionen 90, 90', 90'' und 90''' in 4 zu den gleich bezeichneten Quellenpositionen in 3.
Immer noch mit Bezug auf die 3 und 4: Offensichtlich ist die Bildebene Pi während der Datenakquisition und wenn die Bildebene Pi die Detektordicke durchquert (d.h. zwischen den Kanten 100 und 102) zu einigen Zeitpunkten und zugehörigen Strahlwinkeln zwischen benachbarten Detektorreihenzentren angeordnet, und zu anderen Zeitpunkten und zugehörigen Strahlwinkeln befindet sich die Bildebene Pi nicht zwischen den Zentren benachbarter Detektorreihen. Einerseits ist die Ebene Pi nicht zwischen zwei Detektorreihenzentren angeordnet, wenn sich die Quelle 10 und die Bildebene Pi z.B. in der Position 90 befinden. Andererseits liegt die Ebene Pi in der Position 90' zwischen den Reihenzentren 84 und 86. In ähnlicher Weise befindet sich die Ebene Pi in der Position 90'' zwischen den Reihenzentren 80 und 82, und an der Position 90''' liegt die Ebene Pi nicht zwischen benachbarten Reihenzentren. Folglich sind für die zu den Positionen 90' und 90'' gehörenden Daten ausreichend Daten für den Prozessor 60 vorhanden, um zwischen benachbarten Detektorreihen zu interpolieren, um Rückprojektionsstrahlen für die Bildebene Pi und die Quellenpositionen 90' und 90'' (siehe 3) zu schätzen, während an den Positionen 90 und 90''' eine Interpolation zwischen simultan gesammelten Daten unmöglich und eine Extrapolation erforderlich ist.
Mit Bezug auf 2: Nachdem die zur Erzeugung eines Bildes innerhalb einer Bildebene Pi erforderlichen Bilddaten akquiriert und gespeichert worden sind, führt der Prozessor 60 zur Erzeugung eines Bildes die Interpolations- und/oder Extrapolationsverfahren an einer Halbscan-Datenmenge durch, die zu der Ebene Pi gehört, wobei die geschätzten Rückprojektionsdaten wie oben beschrieben erzeugt werden. Danach werden Halbscan-Gewichte bzw. -Abwägungen auf die geschätzten Rückprojektionsdaten angewendet, um gewichtete Rückprojektionsdaten erzeugen, und die gewichteten Daten werden danach über ein beliebiges von mehreren wohlbekannten Rückprojektionsverfahren zur Erzeugung eines Bildes kombiniert. Die Halbscan-Gewichte können unter Verwendung mehrerer verschiedener Halbscan-Algorithmen abgeleitet werden. Zu diesem Zweck wird auf den Artikel mit dem Titel „Optimal Short Scan Convolution of Fanbeam CT" verwiesen, der von D.L. Parker verfasst und in Med. Physics Volume 9(2) im März 1982 veröffentlicht worden ist. Die Erfindung betrachtet dennoch wenigstens einen bevorzugten Algorithmus, bei dem die Halbscan-Gewichte W_HS für die mit dem Quellenwinkel zwischen 0 und 2π und bei π zentrierten akquirierten Scandaten durch Lösen der folgenden Gleichung gegeben sind:
In diesem Fall kann auf die Daten auch eine die Gewichte bzw. Abwägungen glättende Transformation nach der folgenden Gleichung angewandt werden: f (x) = 3x2 – 2x3 mit x = WHS(β,γ). (2)
Alternative Halbscan-Gewichtungsalgorithmen werden in Betracht gezogen.
C: Erfindungsgemäßes Verfahren
Mit Bezug nun auf 5: Ein beispielhaftes und bevorzugtes Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung ist dargestellt. Mit Bezug auch auf 2: In dem Verfahrensblock 150 wird angenommen, dass der Prozessor 60 mit zwei einzelnen Zahlen einschließlich der Anzahl (#_rhsr) der für eine Halbscan-Wiederherstellung für die spezielle, mit dem Prozessor 60 verwendete Systemkonfiguration erforderlichen Rotationen und der Anzahl (#_rcr) der für den Detektor 44 zum Durchqueren einer einzelnen Bildebene bei einem gegebenen, speziellen, von dem System unterstützten Pitchfaktor erforderlichen Rotationen vorprogrammiert ist. Im Hinblick auf die Anzahl #_rhsr der für die Halbscan-Wiederherstellung erforderlichen Rotationen kann diese Anzahl durch Lösen der folgenden Gleichung bestimmt werden: #rhsr = (B + 2Γ)/(2B), (3)wobei Γ der maximale Fächerstrahlwinkel ist (siehe 3).
Indem bei dem Verfahrensblock 152 fortgefahren wird, steuert der Prozessor 60 das System aus den 1 und 2, um Hochgeschwindigkeits-/Hochpitch-Daten für mehrere, zu dem Volumen 43 des Patienten 42 gehörende, schraubenförmige Rotationen zu akquirieren. Die akquirierten Daten werden in der Speichereinheit 66 gespeichert. Bei dem Verfahrensblock 154 verwendet ein Systembediener die Konsole 65, um eine aus einer Vielzahl von verschiedenen Bildebenen innerhalb des Volumens 43 anzuzeigen, für die ein Bild erzeugt werden soll.
Als nächstes greift der Prozessor 60 bei dem Block 156 auf Daten aus der Massenspeichereinheit 66 zu, die zu #_r _h _sr/2 Rotationen (d.h. der Hälfte der für eine Halbscan-Wiederherstellung von beiden Seiten der Bildebene Pi erforderlichen Daten) auf jeder Seite der Bildebene Pi gehören. Bei dem Entscheidungsblock 158 bestimmt der Prozessor 60, ob die Anzahl #_rhsr der für die Halbscan-Wiederherstellung erforderlichen Rotationen größer als die Anzahl #_rcr der für den Detektor 44 zum Durchqueren der Bildebene erforderlichen Rotationen ist oder nicht. Wenn die Anzahl #_rhsr der für die Halbscan-Wiederherstellung erforderlichen Rotationen nicht größer als die Anzahl #_rcr der für den Detektor zum Durchqueren der Bildebene Pi erforderlichen Rotationen ist, geht die Kontrolle auf den Block 160 über. Wenn die Anzahl der für die Halbscan-Wiederherstellung erforderlichen Rotationen z.B. 0,65 Rotationen beträgt und die Anzahl der für den Detektor 44 zum Durchqueren der Bildebene Pi erforderlichen Rotationen 0,73 beträgt, können alle zum Erzeugen eines Bildes in der speziellen Bildebene erforderlichen Daten durch Interpolation bestimmt werden, und die Kontrolle geht auf den Block 160 über. Bei dem Block 160 interpoliert der Prozessor 60 zwischen den simultan gesammelten Daten für alle zu den #_rhsr/2 Rotationen auf jeder Seite von Pi gehörenden Daten und für jeden Fächerstrahlwinkel β und Strahlwinkel γ. Nach der Interpolation bei dem Block 160 geht die Kontrolle auf den Block 162 über.
Wieder mit Bezug zu dem Entscheidungsblock 158: Wenn die Anzahl #_rhsr der für eine Halbscan-Wiederherstellung erforderlichen Rotationen größer ist als die Anzahl #_rcr der für den Detektor zum Durchqueren der Bildebene Pi erforderlichen Rotationen, geht die Kontrolle auf den Block 168 über. In diesem Fall kann die Interpolation zur Bestimmung von Daten zum Erzeugen eines Bildes in einer Bildebene verwendet werden, die zu bestimmten Strahlwinkeln gehören, während zur Erzeugung der Daten zur Erstellung des Bildes von anderen Strahlwinkeln die Extrapolation angewandt werden muss. Zu diesem Zweck interpoliert der Prozessor 60 bei dem Verfahrensblock 168 für alle Daten, die zu den #_rcr/2 Rotationen auf jeder Seite der Bildebene Pi gehören, zwischen simultan gesammelten Daten. Danach extrapoliert der Prozessor 60 bei dem Block 170 zwischen simultan gesammelten Daten für alle Daten innerhalb von #_r _h _sr/2 Rotationen auf jeder Seite der Bildebene Pi und außerhalb von #_rcr/2 Rotationen auf jeder Seite der Bildebene Pi. Mit anderen Worten wird die Extrapolation zur Schätzung von Projektionswerten innerhalb der Bildebene nur verwendet, wo die Interpolation unmöglich ist. Nach der Extrapolation bei dem Block 170 geht die Kontrolle auf den Block 162 über.
Nach der Interpolationsstufe in dem Block 160 oder den Interpolations- und Extrapolationsstufen in den Blöcken 168 und 170 berechnet der Prozessor 60 in dem Block 162 die Halbscan-Gewichte für jeden geschätzten Rückprojektionswert, indem die gewichteten Werte durch Lösen der obigen Gleichungen 1 und 2 erzeugt werden. Als Alternative werden andere Halbscan-Gewichtungsalgorithmen in Betracht gezogen. Nachdem die gewichteten Werte erzeugt worden sind, projiziert der Prozessor 60 bei dem Block 164 die gewichteten Wertdaten zurück, um ein Bild zu erzeugen und das Bild auf der Bedienerkonsole 65 anzuzeigen. Bis bei dem Block 166 ein anderer Befehl von dem Systembediener empfangen wird, fährt die Kon trolle mit einem Schleifendurchlauf zurück zu dem Block 164 fort, und das Bild wird angezeigt. Wenn bei dem Block 166 ein Systembediener die Konsole 65 verwendet, um eine andere Bildebene Pi auszuwählen, geht die Kontrolle auf den Block 154 über, und das Verfahren läuft noch einmal durch den unteren Bereich der 5, bis ein zu der neu ausgewählten Bildebene Pi gehörendes Bild erzeugt und bei dem Block 164 angezeigt worden ist.
Es sollte verstanden werden, dass die oben beschriebenen verfahren und Apparate nur beispielhaft sind und den Bereich der Erfindung nicht beschränken und dass von Fachleuten vielfältige Abwandlungen vorgenommen werden könnten, die in den Bereich der Erfindung fallen würden. Wie oben genannt wird z.B. in einigen Fällen das System die genaue Lage einer gewünschten Bildebene bezogen auf die Anatomie des Patienten kennen. In diesem Fall müssten nur die zum Erzeugen eines Bildes innerhalb der gewünschten Bildebene erforderlichen Daten akquiriert werden, und die Stufen des Auswählens einer Bildebene (d.h. 154 in 5) und des Auswählens der speziellen Daten (d.h. 156 in 5) zur Wiederherstellung würden vermieden. Wieder mit Bezug auf 5: Während das erfindungsgemäße Verfahren so beschrieben worden ist, dass es den Vergleich der Umdrehungszahlen in dem Block 158 enthält, werden zusätzlich weitere Verfahren betrachtet, um zu bestimmen, ob die Extrapolation zusätzlich zu der Interpolation angewandt wird. Z.B. werden Systeme in Betracht gezogen, die diese Bestimmung in Abhängigkeit von der Z-Position vornehmen.

Claims

Verfahren zur Benutzung bei einem CT-System mit einer Fächerstrahlquelle (26) und einem Mehrreihen-Detektor (44), wobei die Quelle (26) und der Detektor (44) auf gegenüber liegenden Seiten einer Transportachse (48) angeordnet sind, der Detektor erste und zweite Kanten (100, 102) aufweist, die entlang der Transportachse voneinander getrennt sind und er separate Detektor-reihen (72, 74, 76, 78) parallel zu den Kanten hat, wobei die Quelle einen Fächerstrahl (40) mit einem Zentralstrahl (R_c) auf den Detektor lenkt, wobei jede Detektorreihe einer separaten Strahl-schicht gegenüber liegt, die Schichten vom Zentralstrahl abweichen und erste und zweite Kanten-schichten einschließen, die Strahlkanten senkrecht zur Transportachse definieren und die vom Zentralstrahl entlang einem maximalen Fächerwinkel T abweichen, wobei das Verfahren zum Er-zeugen eines Querschnittsbildes eines Gegenstandes entlang einer Bildebene unter Erzeugen des Fächerstrahles durch die Quelle die Stufen umfasst: Drehen (152) der Quelle und des Detektors um die Transportachse mit einer Drehgeschwindigkeit, Transportieren (152) des Gegenstandes relativ zum Fächerstrahl (40) mit einer Transportgeschwindigkeit relativ zur Rotationsgeschwindigkeit derart, dass die Bildebene durch die ersten und zweiten Detektorkanten nach einer Teilrotation der Quelle um die Transportachse hindurchgeht, Sammeln (152) von Daten während des Drehens und Transportierens, die mindestens einer Rotation von (n+2Γ)/4π und weniger als einer halben Rotation auf jeder Seite der Bildebene entsprechen und Verarbeiten (160, 168, 170, 172, 164) der gesammelten Daten zum Erzeugen des Querschnittsbildes.
Verfahren nach Anspruch 1, worin der Zentralstrahl während des Datensammelns (R_C) einen Strahlwinkel durch den Gegenstand überstreicht und die gesammelten Daten vollständige Datensätze für mindestens einen Untersatz von Strahlwinkeln einschließen, wobei jeder vollständige Datensatz Detektorreihendaten auf beiden Seiten der Bildebene einschließt, die benachbarten Detektorreihen (72, 74, 76, 78) entsprechen und worin die Stufe des Verarbeitens für jeden vollständigen Datensatz das Interpolieren (160) zwischen Daten im Satz einschließt, um einen Schätzwert eines Strahles entlang des Strahlwinkels in der Bildebene zu erzeugen.
Verfahren nach Anspruch 2, worin die Stufe des Interpolierens (160) lineares Interpolieren zwischen den oder Spiral-Abwägen der Daten einschließt, die mindestens einer Detektorreihe auf jeder Seite der Bildebene entsprechen.
Verfahren nach Anspruch 2, worin die Stufe des Interpolierens (160) das Anwenden eines sinc-Spiralabwägens auf die Daten einschließt, die allen Detektorreihen auf jeder Seite der Bildebene entsprechen.
Verfahren nach Anspruch 2, worin die Stufe des Transportierens (152) das Transportieren mit einer solchen Geschwindigkeit einschließt, dass die Fraktion mindestens (π+2Γ)/2π) beträgt und wobei die gesammelten Daten einen vollständigen Datensatz für jeden Strahlwinkel innerhalb der π+2Γ)/2π)-Rotation einschließen.
Vorrichtung zur Benutzung bei einem CT-System mit einer Fächerstrahlquelle (26) und einem Mehrreihen-Detektor (44), wobei die Quelle (26) und der Detektor (44) auf gegenüber liegenden Seiten einer Transportachse (48) angeordnet sind, der Detektor erste und zweite Kanten (100, 102) aufweist, die entlang der Transportachse voneinander getrennt sind und er separate Detektorreihen (72, 74, 76, 78) parallel zu den Kanten hat, wobei die Quelle einen Fächerstrahl (40) mit einem Zentralstrahl (R_C) auf den Detektor lenkt, wobei jede Detektorreihe einer separaten Strahl-schicht gegenüber liegt, die Schichten vom Zentralstrahl abweichen und erste und zweite Kanten-schichten einschließen, die Strahlkanten senkrecht zur Transportachse definieren und die vom Zentralstrahl entlang einem maximalen Fächerwinkel T abweichen, wobei die Vorrichtung zum Erzeugen eines Querschnittsbildes eines Gegenstandes entlang einer Bildebene bei Erzeugung des Fächerstrahles durch die Quelle umfasst: einen Prozessor (60), der ein Impuls-Sequenzprogramm zur Ausführung der Stufen ablaufen lässt: Drehen (152) der Quelle und des Detektors um die Transportachse (48) mit einer Drehgeschwindigkeit, Transportieren (152) des Gegenstandes relativ zum Fächerstrahl (40) mit einer Transportgeschwindigkeit relativ zur Rotationsgeschwindigkeit derart, dass die Bildebene durch die ersten und zweiten Detektorkanten nach einer Teilrotation der Quelle um die Transportachse (48) hindurchgeht, Sammeln (152) von Daten während des Drehens und Transportierens, die mindestens einer Rotation von (π+2Γ)/4π und weniger als einer halben Rotation auf jeder Seite der Bildebene entsprechen und Verarbeiten (160, 168, 170, 172, 164) der gesammelten Daten zum Erzeugen des Querschnittsbildes.
Vorrichtung nach Anspruch 6, worin der Zentralstrahl (R_C) während des Datensammelns einen Strahlwinkel durch den Gegenstand überstreicht und die gesammelten Daten vollständige Datensätze für mindestens einen Untersatz von Strahlwinkeln einschließen, wobei jeder vollständige Datensatz Detektorreihen (72, 74, 76, 78) daten auf beiden Seiten der Bildebene einschließt, die benachbarten Detektorreihen entsprechen und worin der Prozessor (60) das Programm ablaufen lässt, um die Stufe des Verarbeiters für jeden vollständigen Datensatz durch Interpolieren (160) zwischen Daten im Satz, um einen Schätzwert eines Strahles entlang des Strahlwinkels in der Bildebene zu erzeugen, auszuführen.
Vorrichtung nach Anspruch 7, worin der Prozessor (60) das Programm derart ablaufen lässt, dass die Stufe des Interpolierens (152) durch lineares Interpolieren zwischen den oder Spiral-Abwägen der Daten ausgeführt wird, die mindestens einer Detektorreihe auf jeder Seite der Bildebene entsprechen.
Vorrichtung nach Anspruch 7, worin der Prozessor (60) das Programm derart ablaufen lässt, dass die Stufe des Interpolierens (152) durch Anwenden eines modifizierten sinc-Spiralabwägens auf die Daten ausgeführt wird, die allen Detektorreihen auf jeder Seite der Bildebene entsprechen.
Vorrichtung nach Anspruch 7, worin der Prozessor (60) das Programm derart ablaufen lässt, dass die Stufe des Transportierens (152) durch Transportieren mit einer solchen Geschwindigkeit ausgeführt wird, dass die Fraktion mindestens (π+2Γ)/2π) beträgt und wobei die gesammelten Daten einen vollständigen Datensatz für jeden Strahlwinkel innerhalb der (π+2Γ)/2π)-Rotation einschließen.