DE19832276C2

DE19832276C2 - Verfahren zur Rekonstruktion von aus mittels eines CT-Gerätes durch Spiralabtastung gewonnenen Meßwerten

Info

Publication number: DE19832276C2
Application number: DE19832276A
Authority: DE
Inventors: Thomas Flohr; Stefan Schaller
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1998-07-17
Filing date: 1998-07-17
Publication date: 2002-10-24
Anticipated expiration: 2018-07-18
Also published as: DE19832276A1; JP4567117B2; US6252926B1; JP2000037379A

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bildern bezüglich einer Bildebenen aus mittels eines mit ei nen wenigstens eine, vorzugsweise aber mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisenden Detektor versehenen CT-Gerätes durch Spiralabtastung gewonnenen Meßwerten, wobei die Meß werte jeweils einem von einer Vielzahl von Projektionswinkeln α und einer z-Position auf der Längsachse der Spiralab tastung zugeordnet sind.

Bei der Rekonstruktion von Bildern aus durch Spiralabtastung mit CT-Geräten mit einzeiligem Detektor gewonnenen Meßwerten wird zur Erzeugung von berechneten Projektionen in der ge wünschten Bildebene für jeden Projektionswinkel eine Inter polation zwischen den vor und hinter der Bildebene liegenden Meßwerten durchgeführt.

Am gebräuchlichsten sind heute zwei Interpolationsverfahren: Beim ersten wird eine lineare Interpolation zwischen je zwei der Bildebene am nächsten liegenden gemessenen Projektionen vorgenommen, die beim gleichen Projektionswinkel α, aber in verschiedenen Umläufen aufgenommen wurden. Diese Interpola tionsart bezeichnet man als 360LI-Interpolation. Beim zweiten Verfahren interpoliert man zwischen je zwei der Bildebene am nächsten liegenden Projektionen, von denen die einen beim Projektionswinkel α_d, die anderen beim dazu komplementären Projektionswinkel α_c aufgenommen wurden. Für das mittlere Detektorelement des Detektors gilt α_c = α_d ± π. Diese Inter polationsart bezeichnet man als 180LI-Interpolation. Sie lie fert bei gleichem Pitch schmälere effektive Schichtbreiten (z. B. gekennzeichnet durch die Halbwertsbreite FWHM (Full Width at Half Maximum) des Schichtempfindlichkeitsprofils) als die 360LI-Interpolation. Dafür ist bei gleicher Ausgangs leistung der Röntgenröhre (gleichem mA-Wert) das Pixelrau schen im Vergleich zur 360LI-Interpolation erhöht. Auch die Artefaktanfälligkeit ist größer. Beide Interpolationsarten sind schematisch für den Pitch p = 2 in Fig. 2 veranschau licht, die den Projektionswinkel α als Funktion der Detek torposition in z-Richtung zeigt, wobei der Projektionswinkel α über der auf die Breite einer Zeile des Detektors normier ten Position auf der Längsachse der Spiralabtastung (z-Posi tion) aufgetragen ist. Der Pitch p ist definiert als der Vor schub in z-Richtung pro Umdrehung in mm, bezogen auf die Breite einer Zeile des Detektors in mm.

Für CT-Geräte mit mehrzeiligen Detektoren sind Verfahren zur Rekonstruktion von Bildern aus durch Spiralabtastung gewon nenen Meßwerten mit exakten und approximativen Methoden be kannt (z. B. DE 196 14 223 C1), die zwar die genaue Geometrie berücksichtigen, aber zum Teil sehr rechenaufwendig und des halb für den Einsatz in kommerziellen CT-Geräten wenig geeig net sind.

Bei kleinen Zeilenzahlen M (z. B. M ≦ 5) des Detektors kann man zur Verringerung des Rechenaufwandes den Neigungswinkel der Abtaststrahlen gegen eine senkrecht auf der als z-Achse bezeichneten Längsachse der Spiralabtastung aufgespannte Ebene, den sog. "Conewinkel", vernachlässigen und die bei Ge räten mit einzeiligem Detektor übliche 180LI- und 360LI- Interpolation auf mehrere Detektorzeilen übertragen. Dies ist die bei dem einen zweizeiligen Detektor aufweisenden CT-Gerät "Elscint Twin" angewandte Rekonstruktionstechnik (siehe "Dual-slice versus single-slice spiral scanning: Comparison of the physical performances of two computed tomography scan ners", Yun Liang and Robert A. Kruger, Med. Phys. 23(2), February 1996, pp 205-220). Das Prinzip der auf mehrere Zeilen übertragenen 180LI- und 360LI-Interpolation ist am willkürlich gewählten Beispiel eines 4-Zeilen Scanners beim Pitch 3 in Fig. 3 veranschaulicht.

Die bei der Interpolation zu berücksichtigenden Gewichte wer den "on the fly" für die einmal gewählte Interpolationsfunk tion (z. B. eine Dreiecksfunktion für lineare Interpolation) berechnet, die im Gerät festgelegt und nur mit erheblichem Aufwand zu ändern ist. Bei einem Detektor mit mehreren Zeilen stößt das Verfahren wegen der für jeden Pitch p völlig ver änderten relativen Lage der Abtaststrahlen auf der z-Achse schnell an praktische Grenzen.

Bei der herkömmlichen 180LI- und 360LI-Interpolation für einen mehrzeiligen Detektor ist das sich für jeden Pitchwert p ein stellende Schichtempfindlichkeitsprofil und das sich bei fe ster Ausgangsleistung der Röntgenröhre ergebende Pixelrau schen durch die Lage der Abtaststrahlen auf der z-Achse fest vorherbestimmt. Das Pixelrauschen zeigt unerwartete und starke Abhängigkeiten vom Pitch p: Z. B. fallen für einen vierzeiligen Detektor beim Pitch p = 1 die Abtaststrahlen al ler 4 Detektorzeilen in aufeinanderfolgenden Umläufen auf die gleichen z-Positionen. Sie können daher vor der Interpolation einfach gemittelt werden, und als Resultat ergibt sich - im Vergleich zum Einzeiler mit 360LI-Interpolation - eine Dosisakkumulation um den Faktor 4 und deshalb eine Halbierung des Pixelrauschens. Erhöht man den Pitch p nur geringfügig, z. B. auf p = 1,1, entfällt diese Mehrfachabtastung. Bei der 180LI- und der 360LI-Interpolation erhält man ein schmäleres Schichtempfindlichkeitsprofil, aber um den Preis des gleichen Pixelrauschens wie beim Einzeiler. Nach den bekannten Verfahren ist es nicht möglich, bei kleinen Pitchwerten (z. B. wie oben p = 1,1) die überlappende Abtastung in z-Richtung zum Zweck der Verringerung des Pixelrauschens bei gleichzeitiger Verbreiterung des Schichtempfindlichkeitspro fils zu nützen.

Außerdem werden bei den bekannten, zur Verwendung mit mehr zeiligem Detektor vorgesehenen Verfahren für jeden Projek tionswinkel die Meßwerte aller Zeilen des Detektors nur gemäß ihrem Abstand von der Bildebene gewichtet, ohne Rücksicht auf die Zeit, zu der die Meßwerte gewonnen wurden. Dadurch ergibt sich mit kleiner werdendem Pitch eine Vergrößerung des zu ei nem Bild beitragenden Zeitfensters. Für einen vierzeiligen Detektor beispielsweise erhält man beim Pitch p = 1 im Ver gleich zu einem Einzeilen CT-Gerät nicht nur die oben be schriebene Vervierfachung der Dosis im Bild, sondern auch eine Verlängerung des bildrelevanten Zeitfensters, aus dem die bei der Rekonstruktion des Bildes verwendeten Meßwerte stammen, auf die vierfache Dauer eines vollständigen Umlaufs der Röntgenstrahlenquelle. Gerade bei Aufnahmen von bewegten Objekten, wie z. B. hochauflösenden Lungenaufnahmen, kann dies zu einer merklichen Einschränkung der Bildqualität führen.

In der DE 196 25 863 A1 ist ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bildern aus mittels eines CT-Geräts durch Spiralabtastung gewonnenen Meßwerten bekannt, bei dem die Meßwerte mit einer ersten und einer zweiten Gewichtungsfunktion gewichtet wer den.

Aus der DE 41 37 652 A1 ist ein Verfahren bekannt, bei dem bei der Rekonstruktion von CT-Bildern zur Berücksichtigung des Zeitpunktes der Datenaufnahme eine Gewichtungsfunktion Verwendung findet, die Bewegungsartefakte korrigiert.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art so auszubilden, daß die Voraussetzung dafür gegeben ist, das Schichtempfindlichkeitsprofil beliebig einstellen zu können.

Nach der Erfindung wird der das Verfahren betreffende Teil der Aufgabe gelöst durch das Verfahren gemäß Patentanspruch 1.

Das erfindungsgemäße Verfahren weist eine neue Art der Ge wichtung für durch Spiralabtastung mit CT-Geräten mit ein- oder mehrzeiligem Detektor gewonnen Meßwerte auf, bei der neben dem räumlichen Abstand einer gemessenen Projektion, und damit der entsprechenden Meßwerte, von der Bildebene auch ihr zeitlicher Abstand von einem Referenzzeitpunkt, d. h. von ei ner Referenzprojektion (z. B. derjenigen, die mit in der Bild ebene liegender Fokusposition aufgenommen wurde) berück sichtigt wird. Es wird also eine zweidimensionale Orts- und Zeitgewichtung vorgenommen. Durch geeignete Wahl der Gewich tungsfunktionen läßt sich daher in z-Richtung ein gewünschtes Schichtempfindlichkeitsprofil sowie ein gewünschtes zeit liches Empfindlichkeitsprofil einstellen. Insbesondere kann der Benutzer - je nach Wahl der Gewichtungsfunktionen - für ein und dieselbe Spiralabtastung bei gegebenem räumlichen Schichtempfindlichkeitsprofil das Verhältnis von Dosisnutzung und Zeitauflösung und bei gegebenem zeitlichen Schichtemp findlichkeitsprofil das Verhältnis aus Dosisnutzung und z- Auflösung nahezu beliebig einstellen.

Im Falle der Verfahren gemäß den Patentansprüchen 9 bzw. 11 kann die zweidimensionale Orts- und Zeitgewichtung mit prak tisch beliebig wählbaren Gewichtungsfunktionen erfolgen. Dies ermöglicht die Realisierung nahezu beliebiger Schichtempfind lichkeitsprofile in z-Richtung sowie nahezu beliebiger zeit licher Empfindlichkeitsprofile.

Aus der US 5 539 796 und der US 4 994 965 sind CT-Geräte an sich bekannt, bei denen wenigstens einer von mehreren Parame tern einstellbar ist.

Die Gewichtsfunktionen können ähnlich wie CT-Faltungskerne angewählt und ausgetauscht werden, da sie in vorberechneten Tabellen effizient abgelegt sind. Dies ermöglicht einen effi zienten Rekonstruktionsprozeß, da dann der durch die Gewich tung bedingte Rechenaufwand gering ist. Die Gewichte einer Gewichtungsfunktion in Form einer Tabelle elektronisch zu speichern, ist aus der EP 0 713 677 A1 an sich bekannt.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand der beigefügten Zeich nungen beispielhaft erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 in schematischer Darstellung ein zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens vorgesehenes CT-Gerät,

Fig. 2 ein die bei herkömmlichen Rekonstruktionsverfahren für CT-Geräte mit einzeiligem Detektor üblichen In terpolationsverfahren veranschaulichendes Diagramm,

Fig. 3 analog zur Fig. 2 das entsprechende Diagramm für ein CT-Gerät mit vierzeiligem Detektor,

Fig. 4 das mit einem einen vierzeiligen Detektor aufweisen den, nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitenden CT-Gerät erzielbare Schichtempfindlichkeitsprofil im Ortsraum für drei unterschiedliche zeitliche Gewich tungsfunktionen,

Fig. 5 das mit einem einen vierzeiligen Detektor aufweisen den, nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitenden CT-Gerät erzielbare zeitliche Empfindlichkeitsprofil für drei unterschiedliche zeitliche Gewichtungen,

Fig. 6 für ein einen vierzeiligen Detektor aufweisendes, nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitendes CT- Gerät die Schichtdicke als Funktion der Breite der räumlichen Gewichtungsfunktion,

Fig. 7 für ein einen vierzeiligen Detektor aufweisendes, nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitendes CT- Gerät die Varianz des Pixelrauschens bei konstantem mA-Wert als Funktion der Breite der räumlichen Ge wichtungsfunktion,

Fig. 8 für ein einen vierzeiligen Detektor aufweisendes, nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitendes CT- Gerät die zeitliche Schichtdicke als Funktion der Breite der zeitlichen Gewichtungsfunktion, und

Fig. 9 für ein einen vierzeiligen Detektor aufweisendes, nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitendes CT- Gerät die Varianz des Pixelrauschens bei festem mA- Wert in Abhängigkeit von der Breite der zeitlichen Gewichtungsfunktion.

In Fig. 1 ist grob schematisch ein zur Durchführung des er findungsgemäßen Verfahrens vorgesehenes CT-Gerät dargestellt, das eine Röntgenstrahlenquelle 1, z. B. eine Röntgenröhre, mit einem Fokus 2 aufweist, von dem ein durch eine nicht darge stellte Blende eingeblendetes pyramidenförmiges Röntgenstrah lenbündel 3 ausgeht, das ein Untersuchungsobjekt 4, bei spielsweise einen Patienten, durchsetzt und auf einen Detek tor 5 auftrifft. Dieser besteht aus mehreren parallelen Detektorzeilen, von denen jede durch eine Reihe von Detek torelementen gebildet ist. Der Röntgenstrahler 1 und der Detektor 5 bilden ein Meßsystem, das um eine Systemachse 6 drehbar ist, so daß das Untersuchungsobjekt 4 unter verschie denen Projektionswinkeln α durchstrahlt wird. Aus den dabei auftretenden Ausgangssignalen der Detektorelemente des Detek tors 5 bildet ein Datenerfassungssystem 7 im weiteren als ge messene Projektionen bezeichnete Meßwerte, die einem Rechner 8 zugeführt sind, der ein Bild des Untersuchungsobjektes 4 berechnet, das auf einem Monitor 9 wiedergegeben wird.

Eine Abtastung größerer Volumen des Untersuchungsobjektes 4 ist möglich, indem das Meßsystem 1, 5 eine Spiralabtastung des gewünschten Volumens vornimmt, wie dies in Fig. 1 durch eine Spirale 10 veranschaulicht ist. Es erfolgt dabei eine Relativbewegung zwischen der Meßanordnung aus Röntgenstrahler 1 und Detektor 5 einerseits und dem Untersuchungsobjekt 4 andererseits in Richtung der Systemachse 6, die zugleich die z-Achse und somit die Längsachse der Spiralabtastung dar stellt.

An den Rechner 8, der im Falle des beschriebenen Ausführungs beispiels zugleich die Steuerung des CT-Gerätes übernimmt (es ist auch möglich, hierzu einen separaten Rechner vorzusehen), ist eine Tastatur 12 angeschlossen, die die Bedienung des CT- Geräts ermöglicht.

Insbesondere ist es möglich, über die Tastatur 12 den Pitch p der Spiralabtastung einzustellen. Bei dem Pitch p handelt es sich um den Quotienten aus dem während einer Umdrehung des Meßsystems auftretenden Vorschubs in z-Richtung F in mm und der Breite b einer Zeile des Detektors in z-Richtung in mm. Der Rechner 8 dient insbesondere auch dazu, den Röhrenstrom, der von einer Generatorschaltung 11 versorgten Röntgenstrah lenquelle 1 einzustellen.

Die Durchstrahlung unter unterschiedlichen Projektionswinkeln geschieht mit dem Ziel der Gewinnung von gemessenen Projek tionen. Dazu durchstrahlt die Röntgenstrahlenquelle 1 das Untersuchungsobjekt 4 mit dem von aufeinanderfolgenden, auf der Spirale liegenden Positionen des Fokus 2 ausgehenden Röntgenstrahlenbündel 3, wobei jede Position des Fokus 2 einem Projektionswinkel und einer z-Position bezüglich der Systemachse 6 zugeordnet ist.

Infolge der Spiralabtastung kann bezüglich einer rechtwinklig zu der Systemachse 6 verlaufenden Bildebene höchstens eine gemessene Projektion existieren, die mit einer in dieser Bildebene liegenden Position des Fokus 2 aufgenommen wurde. Um dennoch ein Bild der zu der jeweiligen Bildebene gehörigen Schicht des Untersuchungsobjekts 4 berechnen zu können, müs sen also aus in der Nähe der Bildebene aufgenommenen gemesse nen Projektionen durch geeignete Interpolationsverfahren in der Bildebene liegende berechnete Projektionen gewonnen wer den, wobei wie im Falle von gemessenen Projektionen jede be rechnete Projektion einem Projektionswinkel α und einer z- Position bezüglich der Systemachse 6 zugeordnet ist.

Das erfindungsgemäße Verfahren wird im folgenden, ohne daß dies eine Beschränkung der Allgemeingültigkeit des ihm zu grundeliegenden Prinzips darstellt, am Beispiel eines Vier zeilen CT-Gerätes erläutert. Die Anwendbarkeit auf andere Zeilenzahlen M ≠ 4 ist offensichtlich.

Im folgenden wird die Berechnung eines Bildes für die Posi tion z_ima der Bildebene auf der Längsachse der Spiralabtastung im Einzelnen beschrieben. Dabei steht der Index ima für image = Bild.

Als ersten Verarbeitungsschritt erzeugt der Rechner 8 aus den gemessenen Fächerprojektionen durch ein übliches Rebinning in azimutaler Richtung eine Parallelprojektion (bezüglich der Projektionswinkel). Dieses sogenannte azimutale Rebinning wird für alle M Zeilen getrennt wie für mit einem einzeili gen Detektor gewonnene Meßwerte durchgeführt. Der Rechner 8 verwendet also jeweils nur die Daten einer Zeile ohne Berück sichtigung ihrer jeweiligen z-Position. Dabei entstehen die Meßdaten f(l, k, i, ν). l = 1, 2 . . . N_{P,_π} ist die (Parallel-)Pro jektionsnummer, wobei N_{P,_π} die Anzahl der während eines halben Umlaufs der Röntgenstrahlenquelle aufgenommenen Projektionen ist, k ist der Detektorkanal, also das jeweilige Detektor element einer Zeile des Detektors 5, i = 1, 2, 3, 4 ist die Nummer der jeweiligen Zeile des Detektors 5 und ν ist die Nummer der Halbumdrehung des Meßsystems 1, 5, aus der die be treffende Projektion stammt. Durch die Angabe der Nummer der Halbumdrehung ν ist gleichzeitig festgelegt, ob es sich um eine direkte oder um eine komplementäre Projektion handelt. Alle Projektionen mit geraden Nummern der Halbumdrehung ν können z. B. für eine bestimmte Bildebene direkte Projektionen sein, dann sind alle Projektionen mit ungeraden Nummern der Halbumdrehung ν komplementäre Projektionen. Für eine andere Bildebene können Projektionen mit geraden und ungeraden Num mern der Halbumdrehung ν die Rollen tauschen. Dies ist ein wesentlicher Vorteil, da anders als bei herkömmlichen Verfah ren auf Basis von Fächerprojektion "komplementäre" und "direkte" Projektionen bezüglich ihrer Eigenschaften iden tisch sind. Die Zuordnung "direkt" und "komplementär" ergibt sich nur aus der z-Position der jeweiligen Bildebene. Die Interpolation zwischen direkten und zwischen direkten und komplementären Projektionen kann deshalb in einem einheit lichen Rahmen beschrieben werden.

Für jeden Projektionswinkel α_l berücksichtigt der Rechner 8 - anders als bei der herkömmlichen 180LI- und 360LI-Interpola tion - die Beiträge aller Meßwerte f(l, k, i, ν) innerhalb einer wählbaren Maximalentfernung |z_max| von der Bildebene. ν ist die Nummer der Halbumdrehung, aus der die betreffende Pro jektion stammt. Die jeweilige Nummer der Halbumdrehung ν be stimmt also den Zeitpunkt, zu dem die durch die Projektions nummer l und die Nummer i der Zeile des Detektors gekennzeich nete Projektion aufgenommen wurde, was wichtig ist, wenn zu dem Bild Daten aus mehreren Spiralumläufen beitragen.

Für jedes l werden alle verfügbaren Meßwerte innerhalb [z_ima - z_max, z_ima + z_max] gemäß ihrem Abstand Δz_{lki_ν} von der Bildebene bei z_ima gemäß einer ersten Gewichtungsfunktion gewichtet. Außerdem findet zusätzlich zur Gewichtung in z-Richtung eine zeitliche Gewichtung gemäß einer zweiten Gewichtungsfunktion statt, und zwar gemäß dem zeitlichen Abstand der Projektion von einem Referenzzeitpunkt, zu dem eine Referenzprojektion aufgenommen wurde, z. B. die Projektion, bei der der Fokus in der Bildebene liegt. Sei ν_ref die Nummer des Halbumlaufes, aus dem die Referenzprojektion stammt, und t_ref der Zeitpunkt, zu dem sie aufgenommen wurde. Dann berechnet der Rechner 8 für jede durch l, i und ν gekennzeichnete Projektion ihren zeitlichen Abstand Δt_{lki_ν} von t_ref und erhält als resultierende Ge samtprojektion P(l, k)

g(.) ist die erste, räumliche Gewichtungsfunktion in z-Rich tung. w(.) ist die zweite, (innerhalb gewisser Grenzen) be liebig wählbare zeitliche Gewichtungsfunktion. Die Division durch die Summe aller Gewichte erfolgt deshalb, weil durch die erfindungsgemäße Art der Gewichtung für jeden Projek tionswinkel eine unterschiedliche Anzahl von Meßwerten zu be rücksichtigen sein kann, sich das Gesamtgewicht aller berück sichtigten Meßwerte aber immer zu 1 ergeben muß. Wird die Normierung wie in der obigen Formel für alle gemeinsam durchgeführt, behandelt der Rechner 8 alle "direkten" und "komplementären" Projektionen gleich, und es handelt sich um die Verallgemeinerung einer 180LI-Interpolation. Bei einer 360LI-Interpolation wird einfach die Summe aller Gewichte für gerade und für ungerade getrennt gebildet, und die Beiträge für gerade und ungerade werden getrennt normiert. Die zeit liche Gewichtung ist bei einem Mehrzeilen CT-Gerät bei klei nen Pitchwerten im Gegensatz zum Einzeiler deshalb möglich, weil wahlweise zwischen zum gleichen Zeitpunkt gemessenen Daten der verschiedenen Detektorzeilen und zwischen Meßwerten aus verschiedenen Halbumdrehungen interpoliert werden kann.

Für den von der Erfindung umfaßten Spezialfall w(.) = const. verzichtet der Rechner 8 auf eine zeitliche Gewichtung, d. h. der Rechner 8 behandelt alle Meßwerte unabhängig von ihrem Meßzeitpunkt gleich. Dann kann der Rechner 8 aber immer noch durch Wahl von |z_max| und der Gewichtungsfunktion g(.) jedes be liebige räumliche Schichtempfindlichkeitsprofil einstellen. Diese Vorgehensweise ist auch für die Rekonstruktion von Bil dern auf der Basis von Meßdaten einsetzbar, die durch Spiral abtastung unter Verwendung eines einzeiligen Detektors gewon nen wurden.

Im allgemeinen Fall sind durch die Normierung der Gewichte beliebige Abtastmuster der Abtaststrahlen auf der z-Achse möglich, also alle sich bei Mehrzeilendetektoren pitchabhän gig ergebenden Abtastschemata.

Die Gewichte g(Δz_{lki_ν})und w(Δt_{lki_ν}) werden in pitchabhängig vorbe rechneten Tabellen in einem geeigneten Speicher des Rechners 8 abgelegt. Die Tabellen kommen durch Ausnutzung von Symme trien mit wenig Speicherplatz aus und können effizient adressiert werden. Zu Beginn jeder Rekonstruktion wird die entsprechende Gewichtungstabelle aus den Gewichtungsfunktion g(.) und w(.) berechnet. In diesem Konzept bedeutet eine Änderung der Interpolationsfunktionen lediglich eine Neuberechnung der Gewichtungstabellen mit verändertem g(.) und/oder w(.). Die Auswahl der Gewichtungsfunktionen und der dadurch gekennzeichneten z-Auflösung und zeitlichen Auflösung kann also im Prinzip wie die Anwahl der CT-Faltungskerne gestaltet werden, insbesondere sind neue Gewichtungsfunk tionen leicht einführbar.

In Fig. 4 ist für eine Spiralabtastung mit einem vierzeiligen Detektor beim Pitch p = 1,5 das Schichtempfindlichkeitsprofil im Ortsraum, d. h. in z-Richtung, dargestellt, wobei das von einem Objekt eines definierten Schwächungswertes verursachte Meßsignal als dimensionslose Größe E über der z-Richtung aufgetragen ist und z = 0 der Lage der Bildebene in z- Richtung entspricht. In Fig. 4 ist das Schichtempfindlich keitsprofil für drei verschiedene zeitliche Gewichtungsfunk tionen w(.) dargestellt. Die Gewichtungsfunktion g(.) in z- Richtung wurde für sämtliche drei zeitliche Gewichtungsfunk tionen unverändert beibehalten. Die Gewichtungsfunktion g(.) ist ein Dreieck, dessen Breite so gewählt wurde, daß sich das gleiche Schichtempfindlichkeitsprofil wie im Falle einer 360LI-Interpolation für Pitch 1 und einen einzeiligen Detek tor einstellt. Unabhängig von der zeitlichen Auflösung ergibt sich in allen drei Fällen praktisch das gleiche Schichtemp findlichkeitsprofil in z-Richtung.

Fig. 5 zeigt für eine Spiralabtastung mit einem vierzeiligen Detektor beim Pitch p = 1,5 und einer Rotationszeit von 1 s die entsprechenden zeitlichen Empfindlichkeitsprofile, für die dimensionslose Größe E über der Zeit t aufgetragen ist. Die maximale Entfernung der mittels der Gewichtungsfunktion gewichteten Meßwerte von der Bildebene ist derart gewählt, daß sich für den Fall, daß der Rechner 8 keine zeitliche Ge wichtung durchführt, also alle Projektionen, soweit es um de ren zeitliche Lage geht, gleich berücksichtigt, ein Zeitfen ster der Halbwertsbreite 2,65 s ergibt. Außerdem sind in Fig. 4 die zeitlichen Empfindlichkeitsprofile für zwei zeitliche Gewichtungsfunktionen eingetragen, die zu zeitlichen Halbwertsbreiten von 0,925 s und 0,475 s führen (bei 1 s Rota tionszeit). Für die zeitliche Halbwertsbreite 0,475 s ist w(.) eine Dreiecksfunktion mit der Basisbreite 1 s und für die zeitliche Halbwertsbreite 0,925 w(.) eine Drei ecksfunktion mit der Basisbreite 2 Sekunden.

Die Fig. 6 bis 9 demonstrieren, wie man bei gegebenem zeit lichen Empfindlichkeitsprofil das Verhältnis aus Dosisnutzung und z-Auflösung und bei gegebenem räumlichen Schichtempfind lichkeitsprofil das Verhältnis von Dosisnutzung und Zeitauf lösung beliebig einstellen kann.

Als Beispiel wurde wieder eine Spiralabtastung mit einem vierzeiligen Detektor bei Pitch p = 1,5 und einer Rotations zeit von 1 s herangezogen. Für Fig. 6 und Fig. 7 wurde w(.) = const gewählt, d. h. es wurden alle Projektionen unabhängig von ihrem Meßzeitpunkt gleich behandelt. Das zur Rekonstruk tion beitragende Zeitfenster hat daher die Halbwertsbreite 2,65 s (siehe oben). Die Gewichtungsfunktion g(.) in z-Rich tung ist ein Dreieck. Fig. 6 stellt dar, wie die Halbwerts breite FWHM des Schichtempfindlichkeitsprofils in z-Richtung mit zunehmender Basisbreite z_max der Funktion g(.) anwächst. Fig. 7 zeigt, wie dementsprechend bei festem mA-Wert der Röntgenstrahlenquelle die Varianz V des Pixelrauschens mit zunehmender Basisbreite z_max der Funktion g(.) abnimmt: die CT-Bilder rauschen weniger auf Kosten verringerter z-Auf lösung. Gleichzeitig nehmen aber auch Teilvolumenartefakte ab. Die Varianz V = 1 in Fig. 7 entspricht der Varianz V des Pixelrauschens eines mit einem einzeiligen Detektors mit der gleichen kollimierten Schichtdicke wie im Falle der Fig. 7 durchgeführten Spiralabtastung.

Für Fig. 8 und 9 wurde jeweils eine feste Gewichtungsfunktion g(.) gewählt: sie ist in allen Fällen ein Dreieck einer Basisbreite von 2 kollimierten Schichtdicken. Statt dessen wurde die Breite T_max der dreiecksförmigen zeitlichen Gewich tungsfunktion w(.) variiert: Fig. 8 zeigt, wie die Halb wertsbreite FWHM des zeitlichen Empfindlichkeitsprofils mit zunehmender Basisbreite T_max der Funktion w(.) anwächst. Fig. 9 demonstriert, wie dementsprechend bei festem mA-Wert der Röntgenstrahlenquelle die Varianz V des Pixelrauschens ab nimmt: die erreichbare untere Grenze für die Varianz ist der Fig. 7 für die Breite 2 der Gewichtungsfunktion g(.) zu ent nehmende Wert.

Bei der ersten und der zweiten Gewichtungsfunktion g(.) und w(.) kann es sich, wie vorstehend erwähnt, um dreieckförmi gen Funktionen handeln. Es sind jedoch auch andere Formen möglich, beispielsweise rechteckförmige, sinusförmige usw..

Die Formen der ersten und der zweiten Gewichtungsfunktion g(.) und w(.) sind ebenso wie deren Breiten z_max und T_max, d. h. die maximale Entfernung von der Bildebene in z-Richtung und der maximale zeitliche Abstand von dem Referenzzeitpunkt, über die Tastatur 12 eingebbar. Außerdem sind auch die Lage der Bildebene in z-Richtung sowie die Lage des Referenzzeit punktes über die Tastatur 12 einstellbar.

Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels handelt es sich um ein CT-Gerät der dritten Generation. Auch CT-Geräte der vierten Generation, die statt eines mit der Röntgenstrah lenquelle rotierenden bogenförmigen Detektors einen stationä ren ringförmigen Detektor aufweisen, können nach dem erfin dungsgemäßen Verfahren arbeiten bzw. erfindungsgemäß aufge baut sein.

Die vorliegende Erfindung kann bei medizinischen und nicht- medizinischen Anwendungen zum Einsatz kommen.

Claims

1. Verfahren zur Rekonstruktion von Bildern bezüglich einer Bildebenen aus mittels eines mit einen wenigstens eine Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektor versehenen CT-Ge räts durch Spiralabtastung gewonnenen Meßwerten, wobei die Meßwerte jeweils einem von einer Vielzahl von Projektionswin keln und einer z-Position auf der Längsachse der Spiralab tastung zugeordnet sind, aufweisend die Verfahrensschritte, daß bezüglich jedes Projektionswinkels alle zu diesem Projek tionswinkel und dem entsprechenden komplementären Projekti onswinkel gehörigen, innerhalb einer maximalen Entfernung von der Bildebenen liegenden Meßwerte entsprechend ihres räum lichen Abstandes in Richtung der Längsachse der Spiralabta stung von der Bildebene gemäß einer ersten Gewichtungsfunk tion gewichtet in die Rekonstruktion einbezogen werden, und daß außerdem bezüglich jedes Projektionswinkels alle zu die sem Projektionswinkel und dem entsprechenden komplementären Projektionswinkel gehörigen, innerhalb eines maximalen zeit lichen Abstandes von einem Referenzzeitpunkt liegenden Pro jektionen entsprechend ihres zeitlichen Abstandes von dem Re ferenzzeitpunkt gemäß einer zweiten Gewichtungsfunktion ge wichtet werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die zweite Gewichtungs funktion eine Konstante ist.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem der Rekonstruk tion eine Zusammenfassung der bezüglich der einzelnen Projek tionswinkel zu berücksichtigenden Meßwerte zu in der Bild ebene liegenden berechneten Projektionen zugrunde liegt, wo bei jeder berechneten Projektion außer dem Projektionswinkel eine z-Position zugeordnet ist.

4. Verfahren nach Anspruch 3, bei dem die Summe aller Ge wichte der bei der Zusammenfassung einer berechneten Projektion berücksichtigten Meßwerte berechnet und die Projektion mit dieser Summe normiert wird.

5. Verfahren nach Anspruch 4, bei dem es sich bei den berech neten Projektionen um Parallelprojektionen handelt.

6. Verfahren nach Anspruch 5, bei dem die Parallelprojek tionen aus gemessenen Fächerprojektionen durch eindimen sionale azimutale Interpolation gewonnen werden.

7. Verfahren nach Anspruch 6, bei dem die Fächerprojektionen mittels eines mehrere Zeilen von Detektorelementen aufweisen den Detektors gewonnen werden und die Gewinnung von Parallel projektionen aus den Fächerprojektionen für die einzelnen Zeilen getrennt und ohne Berücksichtigung der z-Position der einzelnen Zeilen erfolgt.

8. Verfahren nach Anspruch 7, bei dem zur Unterscheidung di rekter und komplementärer Projektionen jeder Parallelpro jektion die Nummer des entsprechendes Halbumlaufes zugeordnet wird.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei dem we nigstens einer der Parameter der Gruppe maximale Entfernung, maximaler zeitliche Abstand und Referenzzeitpunkt einstellbar ist.

10. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem wenigstens die erste oder die zweite Gewichtungsfunktion einstellbar ist.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei dem der ersten und/oder zweiten Gewichtungsfunktion entsprechende, in Abhängigkeit dem Abstand von der Bildebene bzw. dem zeitli chen Abstand von dem Referenzzeitpunkt vorausberechnete Ge wichte in Form einer Tabelle elektronisch gespeichert werden.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 11, bei dem die Meßwerte in Form einer Vielzahl von gemessenen Projektionen gewonnen werden, indem eine Röntgenstrahlenquelle mit einem von aufeinanderfolgenden, auf einer spiralförmigen Bahn lie genden Positionen des Fokus der Röntgenstrahlenquelle ausge henden Röntgenstrahlenbündel das Untersuchungsobjekt durch strahlt, wobei das Röntgenstrahlenbündel auf einen wenigstens eine Zeile von jeweils einen Meßwert einer Projektion lie fernden Detektorelementen aufweisenden Detektor trifft.