WO2001093201A1 - Computertomographische rekonstruktion mit interpolation - Google Patents

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WO2001093201A1
WO2001093201A1 PCT/DE2001/001888 DE0101888W WO0193201A1 WO 2001093201 A1 WO2001093201 A1 WO 2001093201A1 DE 0101888 W DE0101888 W DE 0101888W WO 0193201 A1 WO0193201 A1 WO 0193201A1
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WO
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computer tomograph
reconstruction
extrapolation
projection
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PCT/DE2001/001888
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English (en)
French (fr)
Inventor
Thomas Flohr
Bernd Ohnesorge
Thomas Von Der Haar
Original Assignee
Siemens Aktiengesellschaft
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Publication date
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Priority to JP2002500336A priority patent/JP2003534856A/ja
Publication of WO2001093201A1 publication Critical patent/WO2001093201A1/de

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    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods

Definitions

  • the invention relates to a computer tomograph with a
  • Radiation source from which a beam of rays having a fan angle emanates, which can be moved around a system axis for scanning an examination object within a measurement field defined by the fan angle, and with a detector system provided for detecting the radiation emitted by the radiation source, which delivers output signals corresponding to the received radiation , wherein an electronic computing device reconstructs images of the examination object from the data corresponding to the output signals.
  • Computer tomography is an imaging method for generating sectional images, which is used primarily in the medical field.
  • the invention is based on the object of designing a computer tomograph of the type mentioned at the outset in such a way that the reconstruction field can be enlarged in a cost-effective manner. According to the invention, this object is achieved by a computer tomograph with the features of claim 1.
  • the electronic computing device thus reconstructs images with respect to a reconstruction field that is larger than the measurement field inscribed in the fan angle while maintaining the fan angle and the detector geometry on the basis of data corresponding to the output signals of the detector system.
  • a reconstruction field that is larger than the measurement field inscribed in the fan angle
  • the detector geometry on the basis of data corresponding to the output signals of the detector system.
  • the enlarged reconstruction field is realized in that the electronic computing device extracts the data relating to the area of the reconstruction field outside the measurement field by extrapolation on the basis of data recorded during the scanning of the measurement field, provided that the area located outside the measurement field is used for reconstruction data relating to the reconstruction field are not obtained anyway when the measuring field is scanned.
  • the electronic computing device extracts the data relating to the area of the reconstruction field outside the measurement field by extrapolation on the basis of data recorded during the scanning of the measurement field, provided that the area located outside the measurement field is used for reconstruction data relating to the reconstruction field are not obtained anyway when the measuring field is scanned.
  • the electronic computing device extracts the data relating to the area of the reconstruction field outside the measurement field by extrapolation on the basis of data recorded during the scanning of the measurement field, provided that the area located outside the measurement field is used for reconstruction data relating to the reconstruction field are not obtained anyway when the measuring field is scanned.
  • the electronic computing device extracts the data relating to the area of the reconstruction field outside the measurement field by extrapolation on
  • the electronic computing device obtains the data relating to the area of the reconstruction field located outside the measuring field by extrapolation of cut projections, for example by the electronic computing device detecting cut projections and the data relating to the area of the reconstruction field located outside the measuring field extrapolated for detected cut projections.
  • This ensures that the extrapolation of data is limited to what is absolutely necessary.
  • the extrapolation of data in the case of truncated projections is known per se from EP 0 030 143 A2.
  • the measuring field and the reconstruction field likewise preferably have a circular contour and are arranged concentrically to one another, which can be achieved, for example, by the radiation beam starting from a focus of the radiation source, for example an X-ray source, which is in a circular path around the System axis is movable.
  • a focus of the radiation source for example an X-ray source
  • FIG. 1 is a schematic, partially block diagram-like representation of a computer tomograph according to the invention
  • 2 shows a diagram illustrating the difference between a complete and a truncated projection, 3 in the form of a diagram the measured value curve of a cut-off projection,
  • the X-ray computer tomograph shown in FIG. 1 has a measuring unit consisting of an X-ray source 1, which emits a fan-shaped X-ray beam 2 with a fan angle ⁇ , and a detector 3, which has one or more rows of individual detectors arranged in succession in the direction of the system axis , e.g. 512 individual detectors each, is composed.
  • the focus of the X-ray source 1, from which the X-ray beam 2 originates, is designated by 4.
  • a human patient lies on a storage table 6 which extends through the measurement opening 7 of a gantry 8.
  • the x-ray source 1 and the detector 3 are mounted opposite one another on the gantry 8.
  • the gantry 8 is rotatably mounted about the z or system axis of the computed tomograph denoted by z and is rotated around the z axis in order to scan the examination object 5 in the ⁇ direction, namely by an angle which is at least equal to 180 ° plus fan angle.
  • the X-ray beam 2 detects that of the on a circularly curved focus path 15 moving focus 4 emanating from the X-ray source 1 operated by means of a generator device 9, a measuring field 10 of circular cross-section.
  • the so-called projection angles, projections are recorded, the data corresponding to the associated output signals of the detector 3 being sent from the detector 3 to an electronic computing device 11 which derives the attenuation coefficients from the data corresponding to the projections Pixels of a pixel matrix are reconstructed and reproduced on a display device 12, on which images of the irradiated layers of the examination object 5 thus appear.
  • a complete projection with P fU n and a truncated projection with Pcut are designated by way of example in FIG. 2.
  • the detector 3 can also have several rows of detector elements, it is possible to record several layers of the examination object 5 at the same time if necessary, in which case a number of projections corresponding to the number of active rows of detector elements is then recorded for each projection angle.
  • the drive 13 assigned to the gantry 8 is suitable for causing the gantry to rotate continuously and a further drive is also provided which moves the storage table 6 and thus the examination object 5 on the one hand and the gantry 8 with the measuring unit on the other hand 1, 3, on the other hand, in the z direction, so-called spiral scans can also be carried out.
  • the examination object 5 has dimensions such that it exceeds the measurement field 10
  • no artifact-free images can be reconstructed without special measures, since it looks like 2 can be seen, at least in some of the projections, not so-called complete projections, that is, the projections capturing the examination object 5 in their entirety, but rather so-called cut-off projections in which the measurement field is exceeded because areas of the examination object lying outside the measurement field 10 5 do not record.
  • a complete projection with P fU n and a truncated projection with p cut are designated by way of example in FIG. 2.
  • the number of channels Ns corresponds to the diameter D of the measuring field 10 entered in FIG. 4.
  • cut-off projections are detected by the electronic computing device 11 in the manner described in more detail below.
  • the electronic computation device 11 obtains the measured values associated with the channels additionally contained in an expanded projection p ex (l, k ⁇ ) in the manner described in more detail below by extrapolation if the respective projection is one from the electronic computation device 11, the cut-off projection is detected, on the other hand, the electronic computing device 11 closes the measured values associated with the channels additionally obtained in an extended projection if the respective projection is a complete projection.
  • the electronic computing device 11 thus generates, in addition to the already existing data relating to the measuring field D M, data for an expanded measuring field of the diameter D E which is entered in FIG. 4.
  • the extrapolated data an extended projection including the extrapolated data is shown in FIG. 5, is used by the electronic computing device 11 in the case of the computer tomograph according to the invention for the reconstruction of images of the examination object 5 in a reconstruction field of the diameter D R illustrated in FIG. 4 > D M , where the reconstruction field D R corresponds to the reconstructed channel number NR and N R ⁇ (Ns + 2N ex t) applies.
  • N R the reconstruction field
  • N R corresponds to the reconstructed channel number NR
  • N R ⁇ (Ns + 2N ex t) applies.
  • N R In the interest of good image quality in the area of the measuring field edge, however, as shown in FIG. 5, (N s + 2N ext )> N R should be.
  • the data relating to the area of the reconstruction field or the extended measuring field located outside the measuring field are merely estimated values. These will sometimes differ from the data that would be measured with a real detector, which leads to falsifications in the reconstructed image.
  • the reconstruction of a pixel outside the measuring field is not only based on data obtained by extrapolation. Rather, as can be seen from FIG. 2, parts of the examination object 5 lying outside the measuring field are also detected by the beam in a large number of partly complete, partly cut off projections and thus contribute to the data corresponding to these projections. It thus becomes clear that the contribution of the data obtained by extrapolation to an image reconstructed by the reconstruction field is limited, so that the object to be examined is largely unadulterated.
  • the electronic computing device for the expansion of projections, the detection of cut off projections and the extrapolation proceeds as follows:
  • N t h S co is, for example, N s / 150.
  • St h sco
  • the attenuation value of c. 5mm H 2 0 can be used.
  • extension parameter N ext The suitable choice of the extension parameter N ext will be explained in more detail later.
  • the "measured values" of the "measuring points" to be added to the detected cut projections are determined by extrapolation for the cut projections detected in the manner described above. Although this is not actually measured data, measurement points and measurement values are referred to below.
  • a first simple possibility of extrapolation consists in a linear fit, illustrated in FIG. 6, to the first or last measurement points of the projection in the interval k'e [N ext (l) (N eXt + N fir l)] or k'e [(N ext + Ns-N flt ) (l) (Ne Xt + N s -l)] can be realized.
  • the extrapolated areas are calculated using the coefficients C 0 , A, C ⁇ A or C 0 , E, C ⁇ E according to equations (3a) and (3b):
  • the coefficients can be calculated by determining the minimum sum of the quadratic deviations.
  • a simpler alternative is to calculate the mean value of the measurement points in the window of width N flt at the projection ends .
  • the mean values then determine the coefficients for the linear fit together with the first or last valid measurement point.
  • the coefficients can in turn be calculated by determining the minimum sum of the quadratic deviations or by calculating the mean values within two windows with N flt measuring points at the ends of the projection.
  • the parabolic coefficients then result from the mean values and the first or last valid measurement point of the projection.
  • a particularly preferred type of extrapolation is the symmetrical extrapolation illustrated in FIG. 7.
  • Equation (5a) relates to the beginning of the projection
  • Equation (5b) relates to the end of the projection:
  • K S , A and K S , E are the indices of the first and last measuring points that exceed the thresholds 2SA and 2S E with P (K S , A)> 2SA or P (K S , E )> 2S E ,
  • the "threshold indices" must be limited to Ks, A ⁇ N ex t or K S , E Ns-N ex t-1. It should be pointed out again that FIG.
  • FIG 7 illustrates the extrapolation given by equations (5a) and (5b) with mirroring of measuring points, it becoming clear that mirroring first occurs on an axis of the right-angled coordinate system corresponding to the measured value in FIG 7 through the first or last measured measuring point and then on a line parallel to or parallel to the channel index. k 'corresponding axis through the first or last measured measuring point extending straight line.
  • the symmetrical extrapolation approach has the advantage of a continuous transition at the projection ends compared to the other two approaches described. Besides, that will Noise behavior of the projection obtained in the extrapolation interval.
  • the extrapolation intervals are also weighted according to equations (6a) and 6b) with damping functions W A (k or W E (k).
  • the cosine-shaped damping vectors can be calculated and stored in advance for given extrapolation parameters.
  • the parameter ⁇ cos is selected, for example, in an interval ⁇ cos ⁇ [0.5; 3].
  • the parameters N ext and ⁇ cos or the range of the damping functions WA or WE can be used as a function of a suitable measure for exceeding the measuring field and object structure on both projection edges can be varied.
  • the sequences of measuring points in the electronic computing device 11 that represent the projections run through a chain of several processing steps.
  • the extrapolation in the reconstruction chain can in principle take place at any time before the folding. In the case of the exemplary embodiment described, however, the extrapolation takes place as late as possible, i.e. immediately before folding in order to determine the amount of data to be processed and thus the
  • the filtering causes folding errors in the marginal area of the projections.
  • aliasing errors manifest themselves in the reconstructed images as a decrease in the CT value level towards the edge of the measuring field. If the number of channels of the projections under consideration is very close to a power of two, the extrapolation step may also require the folding length limit to be violated
  • 8 shows an example of an examination of the shoulder area of a human patient whose shoulder bones 16 are partly outside the measurement field. Due to this inhomogeneous structure at the edge of the measuring field, certain inaccuracies in the estimation of the data in the cut projections can be expected. Because of the generally elliptical shape of the shoulder area, it can be expected at the same time that the measuring field is exceeded only in the area of the shoulder bones. Thus, similar to that shown in FIG. 3, the proportion of the data obtained by extrapolation, which contribute to the image area lying outside the measuring field during image reconstruction, is limited to a few projections. The part of the object outside the measuring field lies in the majority of the projections within the regular radiation fan and thus provides correct contributions to the measurement data. Taking these two aspects into account, a largely lifelike reproduction of the object outside the measuring field can be assumed.
  • FIG. 9 shows an examination in the abdomen area of a patient that exceeds the measurement field over its entire circumference.
  • the contribution of extrapolated data to the image reconstruction is therefore very large.
  • an unadulterated reconstruction of the object can also be expected outside the measuring field.
  • the extrapolation takes place immediately before the filtering of the projections with the convolution kernel.
  • the exemplary embodiment described relates to the medical application of the method according to the invention in CT technology. However, this can also be used in other tomographic imaging methods and also in the non-medical field.
  • a projection is composed of a number corresponding to the number of channels from the respective focus position.
  • the invention can also be used in the case of parallel beam geometry.
  • a projection is composed of a number of parallel beams corresponding to the number of channels, the middle one of which originates from the respective focus position.
  • Projection in parallel beam geometry are obtained from projection in fan beam geometry by the known arithmetic operation, the so-called rebinning.
  • the relative movement between the measuring unit 1, 3 and the storage table 6 is generated in that the storage table 6 is shifted.
  • the exemplary embodiment described above is a 3rd generation computer tomograph, ie the x-ray source and the detector system are moved together around the system axis during image generation.
  • the invention can also be used in connection with fourth-generation CT devices in which only the x-ray source is displaced about the system axis and cooperates with a fixed detector ring. if the detector system is an areal array of detector elements.
  • the device according to the invention can be used for CT devices in which the x-ray radiation emanates not only from a focus but from a plurality of foci of one or more x-ray sources shifted around the system axis, provided that the detector system has an areal array of detector elements.
  • the computer tomograph described above has a detector system with detector elements arranged in the manner of an orthogonal matrix.
  • the invention can also be used in connection with a detector system which has detector elements arranged in another way as a flat array or in the form of a single line.

Abstract

Die Erfindung betrifft einen Computertomographen mit einer Strahlungsquelle, von der ein einen Fächerwinkel aufweisendes Strahlen bündel ausgeht, welches zur Abtastung eines Untersuchungsobjekts innerhalb eines durch den Fächerwinkel definierten Messfeldes um eine Systemachse bewegbar ist, und mit einem zur Detektion der von der Strahlungsquelle ausgehenden Strahlung vorgesehenen Detektorsystem, welches der empfangenen Strahlung entsprechende Ausgangssignale liefert, die einer elektronischen Recheneinrichtung zugeführt sind. Diese rekonstruiert auf Basis der Ausgangssignale Bilder des Untersuchungsobjekts bezüglich eines Rekonstruktionsfeldes, das größer als das Messfeld ist.

Description

COMPUTERTOMOGRAPHISCHE REKONSTRUKTION MIT INTERPOLATION
Die Erfindung betrifft einen Computertomographen mit einer
Strahlungsquelle, von der ein einen Fächerwinkel aufweisendes Strahlenbündel ausgeht, welches zur Abtastung eines Untersuchungsobjekts innerhalb eines durch den Fächerwinkel definierten Messfeldes um eine Systemachse bewegbar ist, und mit einem zur Detektion der von der Strahlungsquelle ausgehenden Strahlung vorgesehenen Detektorsystem, welches der empfangenen Strahlung entsprechende AusgangsSignale liefert, wobei eine elektronischen Recheneinrichtung aus den Ausgangssignalen entsprechenden Daten Bilder des Untersuchungsob ekts re- konstruiert.
Die Computertomographie ist ein bildgebendes Verfahren zur Erzeugung von Schnittbildern, das vor allem im medizinischen Bereich eingesetzt wird.
Bei einem aus der DE 198 35 296 AI bekannten Computertomographen der eingangs genannten Art ist die Größe des kreisförmigen Rekonstruktionsfeldes, bezüglich dessen Bilder rekonstruiert werden können, durch das in den Fächerwinkel des Röntgenstrahlenbündels einbeschriebene, ebenfalls kreisförmige Messfeld begrenzt. Um das Rekonstruktionsfeld zu vergrößern, muss der Fächerstrahlwinkel und entsprechend der Detektor vergrößert werden. Daraus wird deutlich, dass eine Vergrößerung des Rekonstruktionsfeldes insbesondere zu erheb- liehen detektorseitigen Kosten führt.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen Computertomographen der eingangs genannten Art so auszubilden, dass auf kostengünstige Weise eine Vergrößerung des Rekonstruktions- feldes möglich ist. Nach der Erfindung wird diese Aufgabe durch einen Computertomographen mit den Merkmalen des Patentanspruches 1 gelöst.
Im Falle des erfindungsgemäßen Computertomographen rekonstru- iert also die elektronische Recheneinrichtung unter Beibehaltung des Fächerwinkels und der Detektorgeometrie auf Basis von den Ausgangssignalen des Detektorsystems entsprechenden Daten Bilder bezüglich eines Rekonstruktionsfeldes, das größer als das in den Fächerwinkel eingeschriebene Messfeld ist. Auf diese Weise ist es möglich, ein erweitertes Rekonstruktionsfeld zu realisieren und auch außerhalb des in den Fächerwinkel eingeschriebenen Kreises befindliche Bereiche eines Untersuchungsobjekts darzustellen, ohne dass eine Vergrößerung des Detektorsystems mit den damit verbundenen Mehr- kosten erforderlich ist. Da der Fächerwinkel nicht vergrößert wird, bleibt zudem die dem Untersuchungsobjekt zugeführte Strahlungsdosis (Patientendosis) konstant.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird das vergrößerte Rekonstruktionsfeld realisiert, indem die elektronische Recheneinrichtung die den außerhalb des Messfeldes gelegenen Bereich des Rekonstruktionsfeldes betreffenden Daten durch Extrapolation ausgehend von bei der Abtastung des Messfeldes aufgenommenen Daten gewinnt, sofern die zur Rekonstruktion des außerhalb des Messfeldes gelegenen Bereich des Rekonstruktionsfeldes betreffenden Daten nicht ohnehin bei der Abtastung des Messfeldes gewonnen werden. Dabei wird von dem Umstand Gebrauch gemacht, bei der Abtastung des Messfeldes auch eine teilweise Abtastung von sich außerhalb des Messfeldes befindenden Bereichen des Untersuchungsobjektes statt findet und somit nur ein Teil der zur Rekonstruktion von Bildern bezüglich des vergrößernden Rekonstruktionsfeldes erforderlichen Daten durch Extrapolation gewonnen werden muss . Da demnach die zur Rekonstruktion von Bildern bezüglich des vergrößerten Rekonstruktionsfeldes verwendeten Daten nur teilweise durch Extrapolation gewonnen werden, wird deutlich, dass nach der Erfindung trotz der teilweisen Extrapolation von Daten artefaktarme Bilder rekonstruiert werden können.
Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfin- düng gewinnt die elektronische Recheneinrichtung die den außerhalb des Messfeldes gelegenen Bereich des Rekonstruktionsfeldes betreffenden Daten durch Extrapolation abgeschnittener Projektionen, beispielsweise, indem die elektronische Recheneinrichtung abgeschnittene Projektionen detektiert und die den außerhalb des Messfeldes gelegenen Bereich des Rekonstruktionsfeldes betreffenden Daten für detektierte abgeschnittene Projektionen extrapoliert. Auf diese Weise ist sichergestellt, dass sich die Extrapolation von Daten auf das unbedingt notwendige Maß beschränkt . - Die Extrapolation von Daten im Falle von abgeschnittenen Projektionen ist übrigens aus der EP 0 030 143 A2 an sich bekannt.
Ebenfalls vorzugsweise weisen das Messfeld und das Rekonstruktionsfeld eine kreisförmige Kontur auf und sind konzen- trisch zueinander angeordnet, was beispielsweise dadurch erreicht werden kann, dass das Strahlungsbündel von einem Fokus der Strahlungsquelle, beispielsweise einer Röntgenstrahlen- quelle, ausgeht, der auf einer Kreisbahn um die Systemachse bewegbar ist.
Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in den beigefügten schematischen Zeichnungen dargestellt. Es zeigen:
Fig. 1 in schematischer, teilweise blockschaltbildartiger Darstellung einen erfindungsgemäßen Computertomographen,
Fig. 2 ein den Unterschied zwischen einer vollständigen und einer abgeschnittenen Projektion veranschaulichendes Schaubild, Fig. 3 in Form eines Diagramms den Messwertverlauf einer abgeschnittenen Projektion,
Fig. 4 und 5 die Geometrie eines erfindungsgemäßen Computer- tomographen in Bezug auf den Messwertverlauf einer erweiterten, abgeschnittenen Projektion,
Fig. 6 und 7 Diagramme, die unterschiedliche Ansätze zur
Extrapolation von Messpunkten im Falle des er- findungsgemäßen Computertomographen veranschaulichen, und
Fig. 8 und 9 zwei Untersuchungsfälle, in denen der erfindungsgemäße Computertomograph besonders vor- teilhaft einzusetzen ist.
Der in der Fig. 1 dargestellte Röntgen-Computertomograph weist eine Messeinheit aus einer Röntgenstrahlenquelle 1, die ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel 2 mit einem Fächer- winkel α aussendet, und einem Detektor 3 auf, welcher eine oder mehrere in Richtung der Systemachse aufeinanderfolgend angeordnete Reihen von Einzeldetektoren, z.B. jeweils 512 Einzeldetektoren, zusammengesetzt ist. Der Fokus der Röntgenstrahlenquelle 1, von dem das Röntgenstrahlenbündel 2 aus- geht, ist mit 4 bezeichnet. Das Untersuchungsobjekt 5, im
Falle des dargestellten Ausführungsbeispiels ein menschlicher Patient, liegt auf einem Lagerungstisch 6, der sich durch die Messöffnung 7 einer Gantry 8 erstreckt.
An der Gantry 8 sind die Röntgenstrahlenquelle 1 und der Detektor 3 einander gegenüberliegend angebracht. Die Gantry 8 ist um die mit z bezeichnete z- oder Systemachse des Computertomographen drehbar gelagert und wird zur Abtastung des Untersuchungsobjektes 5 in φ-Richtung um die z-Achse gedreht, und zwar um einen Winkel, der wenigstens gleich 180° plus Fächerwinkel beträgt. Dabei erfasst das Röntgenstrahlenbündel 2, das von dem auf einer kreisartig gekrümmten Fokusbahn 15 bewegten Fokus 4 der mittels einer Generatoreinrichtung 9 betriebenen Röntgenstrahlenquelle 1 ausgeht, ein Messfeld 10 kreisförmigen Querschnitts.
Bei vorbestimmten Winkelpositionen der Messeinheit 1, 3, den sogenannten Projektionswinkeln, werden Projektionen aufgenommen, wobei die den zugehörigen Ausgangssignalen des Detektors 3 entsprechenden Daten von dem Detektor 3 zu einer elektronischen Recheneinrichtung 11 gelangen, welche aus den den Pro- jektionen entsprechenden Daten die Schwächungskoeffizienten der Bildpunkte einer Bildpunktmatrix rekonstruiert und diese auf einem Sichtgerät 12 bildlich wiedergibt, auf dem somit Bilder der durchstrahlten Schichten des Untersuchungsobjektes 5 erscheinen. In Fig. 2 sind beispielhaft eine vollständige Projektion mit PfUn und eine abgeschnittene Projektion mit Pcut bezeichnet .
Jede Projektion p(l, k) ist einer bestimmten Winkelposition in φ-Richtung, also einem Projektionswinkel 1, zugeordnet, und umfasst eine der Anzahl der Detektorelemente, der sogenannten Kanalzahl Ns, entsprechende Anzahl von Messpunkten, denen jeweils der entsprechende Messwert zugeordnet ist, wobei der Kanalindex k=0(l)(Ns-l) angibt, von welchem der Detektorelemente ein Messwert stammt.
Da der Detektor 3 auch mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisen kann, ist es möglich, bei Bedarf mehrere Schichten des Untersuchungsobjektes 5 gleichzeitig aufzunehmen, wobei dann pro Projektionswinkel eine der Anzahl der aktiven Zeilen von Detektorelementen entsprechende Anzahl von Projektionen aufgenommen wird.
Wenn der der Gantry 8 zugeordnete Antrieb 13 dazu geeignet ist, die Gantry kontinuierlich rotieren zu lassen, und außer- dem ein weiterer Antrieb vorgesehen ist, der eine Relatiwer- schiebung des Lagerungstisches 6 und damit den Untersuchungsobjektes 5 einerseits und der Gantry 8 mit der Messeinheit 1, 3 andererseits in z-Richtung ermöglicht, können außerdem sogenannte Spiralscans durchgeführt werden.
In Situationen, in denen, wie in Fig. 1 dargestellt, das Un- tersuchungsobj ekt 5 solche Dimensionen aufweist, dass es das Messfeld 10 überschreitet, können im Falle herkömmlicher Computertomographen ohne besondere Maßnahmen keine artefaktfreien Bilder rekonstruiert werden, da es sich, wie aus Fig. 2 ersichtlich, zumindest bei einem Teil der Projektionen nicht um sogenannte vollständige, d.h. das Untersuchungsobjekt 5 in seiner Gesamtheit erfassende, Projektionen, sondern um sogenannte abgeschnittene Projektionen handelt, in denen eine Messfeldüberschreitung vorliegt, weil sie außerhalb des Messfeldes 10 liegende Bereiche des Untersuchungsobjektes 5 nicht erfassen. In Fig. 2 sind beispielhaft eine vollständige Projektion mit PfUn und eine abgeschnittene Projektion mit pcut bezeichnet.
Die Fig. 3 zeigt mit durchgezogener Linie den typischen Ver- lauf der Messwerte einer abgeschnittenen Projektion pcut/ wobei der Messwert M über dem Kanalindex k aufgetragen ist. Die Projektion umfasst Ns gemessene Kanäle mit den Kanalindi- ces k=0, 1, 2,... Ns - 1. Der Kanalzahl Ns entspricht der in Fig. 4 eingetragene Durchmesser D des Messfeldes 10.
Wie schon erwähnt, verursachen abgeschnittene Projektionen bei Verwendung herkömmlicher Bildrekonstruktions-Methoden starke Bildartefakte, die die Darstellung des Untersuchungs- objektes 5 auch innerhalb des Messfeldes 10 stark beeinträch- tigen. Außerdem bleiben außerhalb des Messfeldes 10 befindliche Bereiche des Untersuchungsobjektes 5 von der Rekonstruktion ausgeschlossen.
Im Falle des erfindungsgemäßen Computertomographen werden ab- geschnittene Projektionen von der elektronischen Recheneinrichtung 11 in im Folgenden noch näher beschriebener Weise detektiert . Außerdem erweitert die elektronische Recheneinrichtung 11 in der aus Fig. 3 ersichtlichen Weise zumindest die detektierten abgeschnittenen Projektionen p(l, k) zu sogenannten erweiterten Projektionen peχt(l, k^, indem sie jeweils an Anfang und Ende einer Projektion symmetrisch eine Anzahl von Kanälen Next anfügt, so dass eine erweiterte Projektion die erweiterte Kanalzahl NE aufweist, der die Kanalindices k=0, 1, 2,.. (Ns + 2Next - 1). Der erweiterten Kanalzahl NE entspricht ein erweitertes Mess- feld DE, das in Fig. 4 eingetragen ist.
Die zu den in einer erweiterten Projektion pext(l, k^ zusätzlich enthaltenen Kanälen gehörigen Messwerte gewinnt die elektronische Recheneinrichtung 11 in im Folgenden noch näher be- schriebener Weise durch Extrapolation, falls es sich bei der jeweiligen Projektion um eine von der elektronischen Recheneinrichtung 11 detektierte abgeschnittene Projektion handelt. Dagegen setzt die elektronische Recheneinrichtung 11 die zu , den in einer erweiterten Projektion zusätzlich erhaltenen Ka- nälen gehörigen Messwerte gleich Null, wenn es sich bei der jeweiligen Projektion um eine vollständige Projektion handelt.
Die elektronische Recheneinrichtung 11 erzeugt also zusätz- lieh zu den ohnehin vorhandenen Daten bezüglich des Messfeldes DM Daten für ein in Fig. 4 eingetragenes erweitertes Messfeld des Durchmessers DE.
Die extrapolierten Daten, eine erweiterte Projektion ein- schließlich der extrapolierten Daten ist in Fig. 5 dargestellt, nutzt die elektronische Recheneinrichtung 11 im Falle des erfindungsgemäßen Computertomographen zur Rekonstruktion von Bildern des Untersuchungsob ektes 5 in einem in Fig. 4 veranschaulichten Rekonstruktionsfeld des Durchmessers DR>DM, wobei dem Rekonstruktionsfeld DR die rekonstruierte Kanalzahl NR entspricht und NR < (Ns + 2Next) gilt. Im Interesse einer guten Bildqualität im Bereich des Messfeldrandes sollte jedoch, so wie dies in Fig. 5 dargestellt ist, (Ns + 2Next) > NR sein.
Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispieles gilt (Ns + 2Next)= 1,2-Ns, d.h. DE=1,2-DM, und NR= 1,1 • Ns, d.h. DR=1,1-DM.
Durch die Extrapolation handelt es sich bei den Daten bezüg- lieh des außerhalb des Messfeldes befindlichen Bereiches des Rekonstruktionsfeldes bzw. des erweiterten Messfeldes ledig- lieh um Schätzwerte. Diese werden von den Daten, die mit einem realen Detektor gemessen würden, mitunter abweichen, was zu Verfälschungen in dem rekonstruierten Bild führt. Die Re- konstruktion eines Bildpunktes außerhalb des Messfeldes basiert aber, wie schon erläutert, nicht nur auf durch Extrapolation gewonnenen Daten. Vielmehr werden, wie an Hand von Fig. 2 erkennbar ist, auch außerhalb des Messfeldes liegende Teile des Untersuchungsobjektes 5 in einer großen Anzahl von teils vollständigen, teils abgeschnittenen Projektionen von dem Strahlenbündel erfasst und tragen somit zu den diesen Projektionen entsprechenden Daten bei. Es wird also deutlich, dass der Beitrag der durch Extrapolation gewonnenen Daten zu einem von dem Rekonstruktionsfeld rekonstruierten Bild limi- tiert ist, so dass die Abbildung des Untersuchungsobjektes weitgehend unverfälscht erfolgt.
Im Einzelnen geht die elektronische Recheneinrichtung bei der Erweiterung von Projektionen, der Detektion abgeschnittener Projektion und der Extrapolation wie folgt vor:
Zur Detektion von abgeschnittenen Projektionen wird ein in Fig. 3 veranschaulichtes Intervall von Nth,sco Messpunkten an Anfang und Ende der jeweiligen Projektion untersucht. Falls der Mittelwert MA(1) bzw. ME(1) gemäß Gleichungen (la) und (lb) der ersten bzw. letzten Nth,sco Messpunkte über einem vordefi- nierten Schwellwert Sth,Sco liegt, wird vom Vorliegen einer abgeschnittenen Projektion ausgegangen:
Figure imgf000010_0001
1 ^ th.sco ~ E(D = - ∑p(l,Ns - l- k) ' ( lb)
• th.sco k=0
Eine sinnvolle Parameterwahl für Nth,Sco ist beispielsweise Ns/150. Für Sth,sco kann z.B. der Schwächungswert von c . 5mm H20 benutzt werden.
Die das erweiterte Messfeld betreffenden Kanäle der an Anfang und Ende der erweiterten Projektionen erhalten zunächst den Messwert Null, so wie dies in Fig. 3 punktiert veranschaulicht ist. Es ergibt sich nach Gleichung (2) die erweiterte Projektion pext(l,k') mit den Kanalindizes k'=0(l)(Ns+2Next-l) :
0 , k' = 0(l)(Next-l) pext(l,k') = p(l,k'-Next) , k' = Next(l)(Ns+Next-l) (2) 0 , k' = (Ns+Next)(l)(Ns + 2Next-l)
Die geeignete Wahl des Erweiterungsparameters Next wird später näher erläutert.
Im folgenden Schritt erfolgt für die in der zuvor beschriebenen Weise detektierten abgeschnittenen Projektionen die Ermittlung der "Messwerte" der den detektierten abgeschnittenen Projektionen hinzuzufügenden "Messpunkte" durch Extrapolation. Obwohl es sich dabei nicht um tatsächlich gemessenen Daten handelt, wird im folgenden dennoch von Messpunkten und Messwerten gesprochen.
Die Extrapolation der Messpunkte muss einen gleichmäßigen
Übergang der entsprechenden Messwerte zu Null sicherstellen. Fig. 2 zeigt dazu die prinzipiellen Zusammenhänge für eine Extrapolation innerhalb der Intervalle an Anfang bzw. Ende einer Projektion mit Next Messpunkten.
Eine erste einfache Möglichkeit der Extrapolation besteht in einem in Fig. 6 veranschaulichten linearen Fit an die ersten bzw. letzten Messpunkte der Projektion im Intervall k'e[Next(l)(NeXt+Nfirl)] bzw. k'e[(Next+Ns-Nflt)(l)(NeXt+Ns-l)] realisiert werden. Die Berechnung der extrapolierten Bereiche erfolgt mit den Koeffizienten C0,A, C^A bzw. C0,E , C^E gemäß Gleichungen (3a) und (3b) :
pext(l,k') = c0jA(l) + c1>A(l)-k/ , k' = 0(l)(Next - 1) (3a) pext(l,k = c0ιE(l) + cE(l)-k' , k' = (Ns+Next)(l)(Ns + 2Next-l) (3b)
Die Berechnung der Koeffizienten kann mittels Bestimmung der minimalen Summe der quadratischen Abweichungen erfolgen. Eine einfachere Alternative ist die Berechnung des Mittelwertes der Messpunkte im Fenster der Breite Nflt an den Projektionsenden. Die Mittelwerte bestimmen dann zusammen mit dem ersten bzw. letzten gültigen Messpunkt die Koeffizienten für den linearen Fit.
Analog zum beschriebenen linearen Fit kann auch ein Fit höherer Ordnung (z.B. parabolischer Fit) der Nflt Messpunkte k'e [Next(l)(Next+Nfit-l)] am Projektionsanfang bzw. der Messpunkte k'e[(Next+Ns-NfitXl)(Next+Ns-l)] am Projektionsende durchgeführt werden. Für einen hier beispielhaft betrachteten parabolischer Fit gelten die Extrapolationsgleichungen (4a) und (4b) :
Figure imgf000011_0001
pext(l,k') = c0ιE(l) +clιE(l)-k' +c2ιE(l).(k')2 , k' = (Ns+NextXl)(Ns+2Next-l) (4b)
Die Berechnung der Koeffizienten kann wiederum mittels Bestimmung der minimalen Summe der quadratischen Abweichungen oder durch Berechnung der Mittelwerte innerhalb von jeweils zwei Fenstern mit NfltMesspunkten an den Projektionsenden erfolgen. Die parabolischen Koeffizienten ergeben sich dann aus den Mittelwerten und dem ersten bzw. letzten gültigen Messpunkt der Projektion.
Eine besonders bevorzugte Art der Extrapolation ist die in Fig. 7 veranschaulichte symmetrische Extrapolation.
Bei diesem Ansatz werden die gültigen Messpunkte an Projektionsanfang bzw. -ende durch Spiegelung am ersten bzw. letzten Messpunkt der Projektion als Fortsetzung der gemessenen Projektion in das Extrapolationsintervall kopiert. Die Gleichungen (5a) und (5b) beschreiben die Extrapolationsvorschrift dieses Ansatzes, der sich durch sehr niedrigen Rechenaufwand auszeichnet. Gleichung (5a) bezieht sich auf den Projektionsanfang, Gleichung (5b) auf das Projektionsende:
pext(l,Next-k) = 2SA(l)-p(l,k) , k = l(l)KSΛ (5a) pext(l,2Ns+Next-2-k) = 2SE(l)-p(l,k) , k = (Ns - 2)(-l)KS;E (5b)
SA und SE sind dabei die Werte des ersten bzw. letzten gültigen Messpunktes der betrachteten Projektion p(k) mit SA= p(0), SE = P(NS-1). KS,A und KS,E sind die Indizes der ersten bzw. letzten Messpunkte, die mit P(KS,A) > 2SA bzw. P(KS,E)>2SE die Schwellen 2SA bzw. 2SE überschreiten. Die "Schwellindizes" müssen dabei auf Ks,A≤Next bzw. KS,E Ns-Next-1 beschränkt sein. Es sei nochmals darauf hingewiesen, dass Fig. 7 die durch die Glei- chungen (5a) und (5b) gegebene Extrapolation mit Messpunktspiegelung veranschaulicht, wobei deutlich wird, dass Spiegelung zunächst an einer parallel zu der dem Messwert entsprechenden Achse des rechtwinkligen Koordinatensystems von Fig. 7 durch den ersten bzw. letzten gemessenen Messpunkt verlau- fenden Gerade und dann an einer parallel zu der dem Kanalindex kbzw. k' entsprechenden Achse durch den ersten bzw. letzten gemessenen Messpunkt verlaufenden Gerade erfolgt.
Der Ansatz der symmetrischen Extrapolation hat gegenüber den beiden anderen beschriebenen Ansätzen den Vorteil eines stetigen Übergangs an den Projektionsenden. Außerdem wird das Rauschverhalten der Projektion im Extrapolationsintervall erhalten.
Um gleichmäßige Übergänge der extrapolierten Messpunkte hin zu Null zu gewährleisten werden die Extrapolationsintervalle außerdem gemäß Gleichungen (6a) und 6b) mit Dämpfungsfunktionen WA(k bzw. WE(k gewichtet. Für die Dämpfungsfunktionen gilt dabei vorzugsweise WA(0) = 0, WA(Next-l) = 1 , WE(Ns+2Next-l) = 0 und
Figure imgf000013_0001
pext(l,k') = pext(l,k')-wA(k') , k' = 0(l)(Next-l) (6a) pext(l,k') = pext(l,k')-wE(k') , k' = (Ns+Nextχi)(Ns+2Next-l) (6b)
Für WA(k bzw. WεCk können beispielsweise cosinusförmige Funktionen gemäß Gleichungen (7a) und (7b) verwendet werden:
Figure imgf000013_0002
Die cosinusförmigen Dämpfungsvektoren können für vorgegebene Extrapolationsparameter vorab berechnet und abgespeichert werden. Der Parameter τcos wird beispielsweise in einem Intervall τcosε[0.5;3] gewählt.
Im Interesse einer optimierten Bildqualität für Untersu- chungsobjekt mit stark veränderlichen Strukturen am Messfeldrand (z.B. Schulter, Schädel) ist eine Abschätzung des in den abgeschnittenen Projektionen vorliegenden Ausmaßes der Messfeldüberschreitung des Untersuchungsobjektes in einer betrachteten Projektion zur anschließenden Anpassung der Extra- polationsparameter für die Extrapolation dieser Projektion zweckmäßig. Dabei können z.B. die Parameter Next und τcos oder auch die Reichweite der Dämpfungsfunktionen WA bzw. WE in Abhängigkeit von einem geeigneten Maß für die Messfeldüberschreitung und Objektstruktur an beiden Projektionsrändern variiert werden. Im Falle des beschriebenen Ausführungsbei- spiels wird als Maß das Verhältnis des Messwertes am Projektionsrand zum maximalen Messwert der Projektion und die Anzahl der Kanäle in den Intervallen [0; KS,A] und [KS,E; NS-1] heran- gezogen.
Bei der Bildrekonstruktion durchlaufen die die Projektionen darstellenden Folgen von Messpunkten in der elektronischen Recheneinrichtung 11 eine Kette von mehreren Verarbeitungs- schritten. Der letzte Schritt in der Kette vor der unmittelbaren Berechnung des CT-Bildes, z.B. durch Rückpro ektion, ist die Filterung der Projektionen mit einem Faltungskern mit Hochpasscharakter. Im Falle des Vorliegens abgeschnittener Projektionen liegt hier die Ursache der auftretenden Arte- fakte. Die Extrapolation kann im Falle der Erfindung in der Rekonstruktionskette zwar grundsätzlich jederzeit vor der Faltung erfolgen. Im Falle des beschriebenen Ausführungsbei- spiels findet die Extrapolation jedoch erst möglichst spät statt, d.h. unmittelbar vor der Faltung, um in den vorange- gangen Schritten die zu bearbeitende Datenmenge und damit den
Rechenaufwand nicht unnötig zu erhöhen.
Zur Filterung mit dem Faltungskern müssen Projektionen der Länge Ns durch Anfügen von Messpunkten mit dem Wert Null auf die Faltungslänge Lp≥2Ns-l (Faltungs-Längengrenze) gebracht werden um Überfaltungsfehler ("Aliasing") zu vermeiden. Für die durch Extrapolation erweiterten Projektionen muss dann für die Faltungslänge LF≥ 2(Ns+2Next)-l gelten. Im allgemeinen wird die Filterung der Projektionen durch Multiplikation der diskreten Spektren im Frequenzbereich durchgeführt. Die diskreten Pro ektionsspektren werden mit "Fast Fourier Transformationen " (FFTs) der Länge LFFT berechnet. LFFT muss dabei beispielsweise bei Verwendung der sogenannten Radix2-FFT der Gleichung LFFT = 2ceil(ld(2NS"1)) genügen (ld(x) = Logarithmus-Dualis von x, ceil(x) = x aufgerundet auf die nächst größere ganze Zahl).
Entspricht die Kanalzahl Ns der Projektionen keiner Zweierpotenz so kann eine Extrapolation der Projektionen im "Diffe- renz-Intervall" erfolgen ohne eine Vergrößerung der FFT-Länge und damit des Rechenaufwandes zu verursachen. Die Begrenzung des Extrapolationsbereichs, beschrieben durch Next, ist durch Gleichung (8) gegeben:
1 \
(8) i ext 2 l 2 i s y
Überschreitet die Kanalzahl einer Projektion die Faltungs- Längengrenze, verursacht die Filterung Überfaltungsfehler im Randbereich der Projektionen. Typischerweise äußern sich solche "Aliasing" -Fehler in den rekonstruierten Bildern als Abnahme des CT-Wert-Niveaus hin zum Messfeldrand. Sollte die Kanalzahl der betrachteten Projektionen sehr nahe an einer Zweierpotenz liegen erfordert der Extrapolationsschritt mög- licherweise die Verletzung der Faltungs-Längengrenze mit
2(Ns+2Next)-l>Lp. Da abgeschnittene Projektionen zu einer Zunahme des CT-Wertes im Außenbereich des Messfeldes führen, kann der gegenläufige Effekt der Überfaltung zur teilweisen Kompensation ausgenutzt werden. Bei geeigneter Wahl des Extrapolati- onsintervalls, repräsentiert durch Next, und moderater Überschreitung der Faltungs-Längengrenze wird eine ausgezeichnete Bildqualität am Messfeldrand erreicht. Durch abgeschnittene Projektionen hervorgerufene Artefakte werden eliminiert, Ali- asing-Artefakte dagegen treten nicht in Erscheinung. Eine Er- höhung der Faltungslänge LF und der damit verbundene gesteigerte Rechenaufwand können also vermieden werden.
Die beschriebenen Extrapolationsmethoden sind beispielhaft zu verstehen; andere Ansätze sind im Rahmen der Erfindung mög- lieh. Allerdings werden die beschriebenen Ansätze hinsichtlich des zu treibenden Rechenaufwandes und der erzielbaren Bildqualität als besonders vorteilhaft angesehen.
Im folgenden soll an zwei Anwendungsbeispielen mit hohen An- forderungen die Funktionalität der Erfindung demonstriert werden: Fig. 8 zeigt als Beispiel eine Untersuchung des Schulterbereichs eines menschlichen Patienten, dessen Schulterknochen 16 teilweise außerhalb des Messfelds befinden. Durch diese inhomogene Struktur am Randbereich des Messfelds ist mit gewissen Ungenauigkeiten bei der Abschätzung der Daten in den abgeschnittenen Projektionen zu rechnen. Wegen der im allgemeinen elliptischen Form des Schulterbereichs ist aber gleichzeitig zu erwarten, dass nur im Bereich der Schulter- knochen Überschreitungen des Messfeldes auftreten. Damit ist, ähnlich wie in Fig. 3 dargestellt, der Anteil der durch Extrapolation gewonnenen Daten, die bei der Bildrekonstruktion zu dem außerhalb des Messfelds liegenden Bildbereich beitragen auf wenige Projektionen begrenzt. Der außerhalb des Mess- felds liegende Objektteil liegt im Großteil der Projektionen innerhalb des regulären Strahlenfächers und liefert damit korrekte Beiträge zu den Messdaten. Unter Berücksichtigung dieser beiden Aspekte ist von einer weitgehend naturgetreuen Wiedergabe des Objekts außerhalb des Messfeldes auszugehen.
Fig. 9 stellt eine Untersuchung im Abdomenbereich eines Patienten dar, der das Messfeld über dessen gesamten Umfang überschreitet. Der Beitrag extrapolierter Daten zur Bildrekonstruktion ist also sehr groß. In dieser anatomischen Region liegen im Randbereich des Messfelds jedoch in der Regel keine inhomogenen Strukturen, sondern wenigstens im wesentlichen homogenes Gewebe 17 vor wodurch der Extrapolationsalgorithmus eine sehr gute Approximation der Daten liefern kann. Auch in diesem Extremfall ist daher eine unverfälschte Rekonstruktion des Objekts auch außerhalb des Messfelds zu erwarten.
Im Falle des beschriebenen AusführungsbeiSpiels erfolgt die Extrapolation unmittelbar vor der Filterung der Projektionen mit dem Faltungskern. Es ist im Rahmen der Erfindung jedoch auch möglich die Extrapolation an anderer Stelle der Verarbeitungskette vorzunehmen. Das beschriebene Ausführungsbeispiel betrifft die medizinische Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens in der CT- Technologie. Dieses kann jedoch auch bei anderen tomographischen bildgebenden Verfahren sowie auch im nichtmedizinischen Bereich angewendet werden.
Im Falle des vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiels wird die Erfindung für Fächerstrahlgeometrie beschrieben, d.h. eine Projektion setzt sich aus einer der Kanalzahl ent- sprechenden Anzahl von der jeweiligen Fokusposition ausgehenden Strahlen zusammen. Die Erfindung kann jedoch auch im Falle von Parallelstrahlgeometrie Anwendung finden. In diesem Falle setzt sich eine Projektion aus einer der Kanalzahl entsprechenden Anzahl von parallelen Strahlen zusammen, deren mittlerer von der jeweiligen Fokusposition ausgeht. Projektion in Parallelstrahlgeometrie werden aus Projektion in Fächerstrahlgeometrie durch das an sich bekannte Rechenoperation, das sogenannte Rebinning, gewonnen.
Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels wird die Relativbewegung zwischen der Messeinheit 1, 3 und dem Lagerungstisch 6 dadurch erzeugt, dass der Lagerung tisch 6 verschoben wird. Es besteht im Rahmen der Erfindung jedoch auch die Möglichkeit, den Lagerungstisch 6 ortsfest zu lassen und statt dessen die Messeinheit 1, 3 zu verschieben. Außerdem besteht im Rahmen der Erfindung die Möglichkeit, die notwendige Relativbewegung durch Verschiebung sowohl der Messeinheit 1, 3 als auch des Lagerungstisches 6 zu erzeugen.
Bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel handelt es sich um einen Computertomographen der 3. Generation, d.h. die Röntgenstrahlenquelle und das Detektorsystem werden während der Bilderzeugung gemeinsam um die Systemachse verlagert. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT-Ge- raten der 4. Generation, bei denen nur die Röntgenstrahlenquelle um die Systemachse verlagert wird und mit einem feststehenden Detektorring zusammenwirkt, Verwendung finden, so- fern es sich bei dem Detektorsystem um ein flächenhaftes Array von Detektorelementen handelt.
Auch bei CT-Geräten der 5. Generation, d.h. CT-Geräten, bei denen die Röntgenstrahlung nicht nur von einem Fokus, sondern von mehreren Foken einer oder mehrerer um die Systemachse verlagerter Röntgenstrahlenquellen ausgeht, kann das erfindungsgemäße Verfahren Verwendung finden, sofern das Detektorsystem ein flächenhaftes Array von Detektorelementen auf- weist.
Der vorstehend beschriebene Computertomograph weist ein Detektorsystem mit nach Art einer orthogonalen Matrix angeordneten Detektorelementen auf. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit einem Detektorsystem Verwendung finden, das in einer anderen Weise als flächenhaftes Array oder in Form einer einzigen Zeile angeordnete Detektorelemente aufweist.

Claims

Patentansprüche
1. Computertomograph mit einer Strahlungsquelle, von der ein einen Fächerwinkel aufweisendes Strahlenbündel ausgeht, wel- ches zur Abtastung eines Untersuchungsobjekts innerhalb eines durch den Fächerwinkel definierten Messfeldes um eine Systemachse bewegbar ist, und mit einem zur Detektion der von der Strahlungsquelle ausgehenden Strahlung vorgesehenen Detektorsystem, welches der empfangenen Strahlung entsprechende Aus- gangssignale liefert, wobei eine elektronischen Recheneinrichtung aus den Ausgangssignalen entsprechenden Daten Bilder des Untersuchungsobjekts bezüglich eines Rekonstruktionsfeldes rekonstruiert, welches größer als das Messfeld ist.
2. Computertomograph nach Anspruch 1, bei dem die elektronische Recheneinrichtung die den außerhalb des Messfeldes gelegenen Bereich des Rekonstruktionsfeldes betreffenden Daten durch Extrapolation ausgehend von bei der Abtastung des Messfeldes aufgenommenen Daten gewinnt.
3. Computertomograph nach Anspruch 2, bei dem die elektronische Recheneinrichtung die den außerhalb des Messfeldes gelegenen Bereich des Rekonstruktionsfeldes betreffenden Daten durch Extrapolation abgeschnittener Projektionen gewinnt.
4. Computertomograph nach Anspruch 3, bei dem die elektronische Recheneinrichtung abgeschnittener Projektionen detek- tiert und die den außerhalb des Messfeldes gelegenen Bereich des Rekonstruktionsfeldes betreffenden Daten für detektierte abgeschnittene Projektionen extrapoliert.
5. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem das Messfeld und das Rekonstruktionsfeld eine kreisförmige Kontur aufweisen und konzentrisch zueinander angeordnet sind.
6. Computertomograph nach Anspruch 5, dessen Strahlungsbündel von einem Fokus der Strahlungsquelle ausgeht, der auf einer Kreisbahn um die Systemach.se bewegbar ist.
7. Computertomograph nach einem der Ansprüche 1 bis 6, der als Strahlungsquelle eine Röntgenstrahlung aussendende Röntgenstrahlenquelle aufweist.
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