DE10354900A1 - Verfahren zur Erzeugung von tomographischen Schnittbildern eines sich periodisch bewegenden Objektes mit mehreren Fokus-Detektor-Kombinationen - Google Patents

Verfahren zur Erzeugung von tomographischen Schnittbildern eines sich periodisch bewegenden Objektes mit mehreren Fokus-Detektor-Kombinationen Download PDF

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung von tomographischen Schnittbildern, insbesondere Röntgen-CT-Bildern, eines sich zumindest teilweise periodisch bewegenden Untersuchungsobjektes mit periodisch sich abwechselnden Bewegungs- und Ruhephasen, vorzugsweise eines Herzens eines Lebewesens, vorzugsweise eines Patienten, mit mehreren Fokus-Detektor-Kombinationen, wobei durch eine phasenrichtig ergänzende Zusammenfassung von Detektordaten einerseits aus mehreren gleichzeitig ein Untersuchungsobjekt abtastenden Fokus-Detektor-Kombinationen und andererseits aus mehreren angrenzenden Bewegungszyklen eines sich periodisch bewegenden Untersuchungsobjektes die Zeitauflösung des Tomographiegerätes wesentlich erhöht wird.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung von tomographischen Schnittbildern, insbesondere Röntgen-CT-Bildern, eines sich periodisch bewegenden Objektes mit periodisch sich abwechselnden Bewegungs- und Ruhephasen, wobei zur Abtastung des sich periodisch bewegenden Untersuchungsobjektes mehrere Fokus-Detektor-Kombinationen auf koaxial verlaufenden Bahnen um das Untersuchungsobjekt bewegt und gleichzeitig Bewegungssignale des Untersuchungsobjektes zur Bestimmung von Bewegungs- und Ruhephasen gemessen und korreliert zu den Detektorausgangssignalen gespeichert werden. Auf Basis der gespeicherten Detektorausgangssignale können anschließend mit Hilfe von Rückprojektionen durch Spiralrekonstruktion und Reformatierung Tomographiebilder erstellt werden.
  • Computer-Tomographie-Verfahren zur Erstellung von Schnittbildern mit Hilfe mehrfacher Fokus-Detektor-Kombinationen sind beispielsweise aus den Patentschriften US 4,196,352 , US 4,384,359 , US 5,966,422 , US 4,991,190 und US 6,421,421 B1 bekannt. Des weiteren ist es aus der Offenlegungsschrift DE 199 57 082 A1 bekannt, zur Darstellung eines schlagenden Herzens parallel zum Abtastprozess/Scan-Prozess die Bewegungssignale des Herzens durch ein EKG aufzunehmen, damit die Ruhephasen des Herzens zu bestimmen und ausschließlich Bilder aus der Ruhephase zu verwerten, wobei in der genannten Schrift außerdem die Röntgenquelle lediglich während der Ruhephase aktiv ist.
  • Des weiteren wird auf die Veröffentlichung T. Flohr, B. Ohnesorge, „Heart-Rate Adaptive Optimization of Spatial and Temporal Resolution for ECG-Gated Multislice Spiral CT of the Heart", JCAT vol. 25, No. 6,2001 verwiesen. Aus dieser Schrift sind Algorithmen zur phasengenauen Volumenrekonstruktion des Herzens für eine Cardio-Spirale in einem Mehrzeilen-CT bekannt.
  • Das Problem dieser allgemein bekannten Cardio-Spiral-Rekonstruktionsverfahren liegt darin, dass die erreichte Zeitauflösung bei der Abtastung eines sich periodisch bewegenden Herzens nicht immer ausreicht, um genügend scharfe Schnittbilddarstellungen der Koronargefäße zu erreichen.
    •
  • Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zur Erzeugung von tomographischen Schnittbildern periodisch bewegter Untersuchungsobjekte darzustellen, welches es ermöglicht, eine verbesserte Zeitauflösung zu erzielen, wobei gleichzeitig der Zeitvorteil einer mehrfachen Fokus-Detektor-Kombination verwendet werden soll. Außerdem soll auch ein hierfür geeignetes Tomographie-Gerät vorgeschlagen werden.
  • Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
  • Die Erfinder haben erkannt, dass es möglich ist, unter der Verwendung an sich bekannter Rückprojektions-Verfahren mit Spiral-Rekonstruktion und Reformatierung aus vollständigen 180°-Detektordaten eine zeitlich höhere Auflösung zu erreichen, wenn die verwendeten Detektor-Ausgangssignale von mehreren Detektoren nicht nur aus einem Zyklus des Herzens, sondern aus mehreren Zyklen, zusammengefasst werden, so dass die tatsächliche Aufnahmezeit, bezogen auf eine Periode des Herzens, geringer wird und damit eine erhöhte Zeitauflösung möglich ist.
  • Wenn also beispielsweise in einem Tomographen mit zwei Fokus-Detektor-Kombinationen, die auf einer Ebene um 90° gegeneinander versetzt sind, ein Abtastvorgang ausgeführt wird, so werden zwei um 90° versetzte Sinogramme zeitgleich gemessen.
  • Für eine Cardio-Rekonstruktion wird in Parallelgeometrie pro Bildschicht, entsprechend dem sogenannten 2D-Rekonstruktionsverfahren, beziehungsweise pro Bildvoxel, entsprechend dem sogenannten 3D-Rekonstruktionsverfahren, ein vollständiges Projektionsintervall der Länge π (180°) benötigt. Mit zwei Fokus-Detektor-Kombinationen kann nun ein derartiger vollständiger 180°-Datensatz aus zeitgleichen, sich ergänzenden Teilsegmenten P1 und P2, der Länge π/2 (90°) aufgebaut werden. Daher ist dem Datensatz und den zugeordneten Bilddaten eine Belichtungszeit Tima = Trot/4 zugeordnet. Dem gegenüber ist für ein Einröhrensystem die Zeitauflösung auf Tima = Trot/2 beschränkt.
  • Die oben dargestellte Situation gilt entsprechend auch für ein Tomographiegerät mit mehr als zwei Foken beziehungsweise mehr als zwei Röntgenröhren. Auch ist darauf hinzuweisen, dass unter dem Begriff einer n-fachen Fokus-Detektor-Kombination n nur auf die Anzahl der Foken zu beziehen ist, wobei entweder mehrere Fokus-Detektor-Paare mit Detektoren, die in ihrer Ausdehnung den vom Fokus erzeugten Strahlenfächer abdecken, oder andererseits ein zylinderförmig angeordneter Detektor der umlaufenden Foken jeweils segmentweise bestrahlt wird. Beispielhaft sind beide Varianten in der Patentschrift US 5,966,422 in den 4e und 4g dargestellt.
  • Wird eine 2-Fokus-Detektor-Kombination verwendet, die mit einem Detektor D1 mit kleinem Messfeld und einem Detektor D2 mit großem Messfeld ausgestattet ist, können die außerhalb des Messfeldes des Detektors D1 gelegenen zur Bildrekonstruktion erforderlichen Daten aus den im Detektor D2 akquirierten Daten ergänzt werden. Der Bereich (-p1,max, +p1,max) entspricht dabei der Ausdehnung des kleinen Detektors D1 und (-p2,max, +p2,max) der Ausdehnung des großen Detektors D2. Hierbei wird zum Projektionswinkel α mit α1s – θtrans/2 ≤ α ≤ α1e + θtrans/2 für die Parallelpositionen im Bereich -p1,max ≤ p ≤ p1,max im Teilwinkelsegment P1 das im ersten Detektor D1, beziehungsweise im De tektorbereich des Strahlenfächers des ersten Fokus, gemessene Signal S1(α,p,q) verwendet und es bezeichnet q die q-te Detektorzeile. Im Bereich [-p2,max, -p1,max[∪]p1,max, p2,max] wird das im Detektor D2, beziehungsweise im Detektorbereich des Strahlenfächers des zweiten Fokus, gemessene Signal
    Figure 00040001
    eingetragen. Da die Daten im Spiralgang bei einem Vorschub (=pitch) d gemessen werden und die Detektoren, beziehungsweise die entsprechenden Detektorsektoren, um 90° im Winkel versetzt sind, gilt für die z-Position der Zeile q des zweiten Detektors in Parallelgeometrie:
    Figure 00040002
    mit: Rf dem Fokusbahnradius, N der Zeilenzahl und S der kollimierten Schichtdicke.
  • Es wird nun k = 0 gewählt, falls ein q ~∈{1,...,N} existiert, so dass
    Figure 00040003
    Sonst gilt k=1. Da für die Herzbildgebung ein Vorschub von d~0.25 verwendet wird, ist eine derartige Wahl immer möglich, und daher eine Ergänzung mit in D2 gemessenen Signalen durchführbar.
  • Nachfolgend wird nun die Zusammensetzung der beiden 90°-Teilsegment-Sinogramme P1 und P2 zu einem vollständigen 180°-Sinogramm beschrieben.
  • Hierbei ist, um Unstetigkeiten im Übergangsbereich der Teilwinkelsegmente zu vermeiden, eine zeilenweise Sinogrammgewichtung der Teilsegmente P1, P2 erforderlich. Beispielweise kann folgende Übergangsgewichtung gewählt werden:
    Figure 00040004
  • Dabei bezeichnen α den Projektionswinkel und αjs, αje = αjs + π/2 (j=1,2) die Start- bzw. Endprojektionen der Teilsegmente. θtrans ist die Länge des Übergangsbereichs.
  • Zeitgleich zur kontinuierlichen Erfassung der Messdaten im Spiralbetrieb muss das EKG des Patienten aufgezeichnet werden. Dann können retrospektiv phasenrichtige Messdaten aus dem Datensatz entnommen und zu CT-Bildern verrechnet werden. Dabei wird ein π-Datenbereich (=einen Sektor von 180° überstreichender Datenbereich) aus mehreren benachbarten Herzzyklen phasenrichtig zusammengesetzt. Anstelle des π-Datenbereichs treten die zwei Teilwinkelsegmente P1 und P2 der Länge π/2. Jedes der zeitgleich gemessenen Datensegmente kann nun aus phasenrichtigen Daten eines oder mehrerer benachbarter Herzzyklen aufgebaut werden. Dadurch wird in der Regel die „Belichtungszeit" für jedes Teilwinkelsegment weiter verkürzt, da sie durch phasengleiche Subsegmente zusammengesetzt werden.
  • Im folgenden wird beispielhaft obiger Ansatz für eine 2-Sektorrekonstruktion, in der zwei benachbarte Herzzyklen zum Bildaufbau beitragen, erläutert, wobei die nachfolgende Betrachtung sich auf ein Winkelsegment P1 beschränkt. Das Winkelsegment P2 kann analog behandelt werden.
  • Nach dem Parallel-Rebinning wird das Winkelsegment P1 der Länge π/2 aus zwei in benachbarten Herzzyklen gemessenen, winkelrichtigen Teilsegmenten der Länge α1 und α2 aufgebaut, die sich komplementär zu π/2 ergänzen. Daher gilt für die Startwinkel dieser Teilsegmente im n-ten Herzzyklus (siehe hierzu auch 5): αn2s = αn1s + α1 + n1·π/2wobei n1 eine ganzzahlige Zahl ist und der Index n die Nummer des betrachteten Herzzyklus bezeichnet.
  • Die den Startwinkeln zugeordneten Zeitpositionen im EKG, tn1s und tn2s müssen den selben zeitlichen Abstand von den entsprechenden R-Zacken aufweisen. Beispielsweise können diese im Abstand von der nachfolgenden R-Zacke gemessen werden, also: tn1s = TR(k + 1) – Trev tn2s = TR(k + 2) – Trev wobei TR(k+1), bzw. TR(k+2) die zeitliche Position der R-Zacke des EKG's des (k+1)-ten, beziehungsweise (k+2)-ten Herzzyklus bestimmt. Trev bezeichnet die gewünschte Herzphase als zeitlichen Abstand von der R-Zacke.
  • Aus dieser Bedingung ergibt sich mittels einfacher Umformungen:
    Figure 00060001
  • TRot steht hier für die Rotationszeit des Scanners für eine 360°-Umdrehung. Die zeitliche Auflösung in den Winkelsegmenten P1 beziehungsweise P2 wird durch das Maximum aus α1 und α2 bestimmt. Die zeitliche Auflösung eines aus P1 und P2 rekonstruierten Bildes ergibt sich daher zu:
    Figure 00060002
  • Nach der oben beschriebenen zeitlichen Sortierung der Detektordaten liegt ein phasenrichtiger Mehrzeilen-Datensatz vor, der mit bekannten 2D- beziehungsweise 3D-Spiralalgorithmen zu Bilddaten verrechnet werden kann.
  • Entsprechend schlagen die Erfinder ein Verfahren zur Erzeugung von tomographischen Schnittbildern, insbesondere Röntgen-CT-Bildern, eines sich zumindest teilweise periodisch bewegenden Untersuchungsobjektes mit periodisch sich abwechselnden Bewegungs- und Ruhephasen, vorzugsweise eines Herzens eines Lebewesens, vorzugsweise eines Patienten, vor, welches zumindest die folgenden Verfahrensschritten enthält:
    • – zur Abtastung des Untersuchungsobjektes werden n Fokus-Detektor-Kombinationen – mit n=2 oder 3, vorzugsweise n=2 – mit flächigen Detektoren zumindest zum Teil unterschiedlicher Ausdehnung, vorzugsweise Mehrzeilendetektoren, auf koaxialen Spiralbahnen relativ zu dem Untersuchungsobjekt bewegt, wobei Detektorausgangsdaten, welche die Schwächung von vom Fokus ausgehender Strahlen beim Durchgang durch das Untersuchungsobjekt repräsentieren, zusammen mit mittelbaren oder unmittelbaren räumlichen Orientierungsdaten der Strahlen gesammelt werden,
    • – gleichzeitig werden Bewegungssignale, vorzugsweise EKG-Signale, des Untersuchungsobjektes zur Detektion von Bewegungs- und Ruhephasen gemessen, wobei die zeitliche Korrelation zwischen den Bewegungsdaten und den Detektorausgangsdaten gespeichert wird, so dass retrospektive bestimmbar ist, welche Detektordaten aus welcher Periode des Bewegungs-Ruhe-Zyklus stammen,
    • – anschließend werden Detektorausgangssignale von n Detektoren einzelner Subsegmente, die zusammen je ein vollständiges 180°-Segment ergeben und eine Ruhephase des sich bewegenden Objektes repräsentieren, zusammengefasst,
    • – wobei je nach gewünschter Zeitauflösung die vollständigen 180°-Segmente aus n Subsegmenten und diese wiederum aus m Teilsegmenten, vorzugsweise m=2, aus m aufeinander folgenden Bewegungsperioden zusammengesetzt werden, und
    • – mit diesen 180°-Segmenten eine Rückprojektion mit Spiralrekonstruktion und Reformatierung durchgeführt wird.
  • Es werden also Daten von mehreren Detektoren und über mehrere Bewegungszyklen hinweg, aber in bezug auf die Dauer eines Zyklus über eine kürzere Zeitspanne, gesammelt, folgerichtig und sich komplementär ergänzend zu einem gesamten 180°-Datensatz zusammengefügt. Ein solcher Datensatz kann dann anschließend mit den bekannten Rekonstruktionsmethoden mit 2D- oder 3D-Rückprojektionsverfahren verrechnet werden und Tomographie-Schnittbilder in bekannter Weise erzeugt werden. Insgesamt ist dabei die Zeitauflösung umso höher, je mehr sich ergänzende Fokus-Detektor-Kombinationen verwendet werden und über je mehr Bewegungszyklen gemessen wird. Allerdings ergeben sich bezüglich der Anzahl der Fokus-Detektor-Kombinationen räumliche Grenzen und bei zu großer Anzahl benutzter Bewegungszyklen ergeben sich zumindest bei der Untersuchung von Patienten andere, durch sonstige Bewegung bedingte Artefakte sowie Dosisprobleme, so dass auch hier natürliche Grenzen gesetzt sind.
  • Zur Erleichterung der anschließenden Rechenoperationen kann bei dem erfindungsgemäßen Verfahren vor der Rückprojektion ein, vorzugsweise zeilenweises, Parallel-Rebinning durchgeführt werden.
  • Gemäß einer bevorzugten Variante des Verfahrens können genau zwei zueinander winkelversetzte, vorzugsweise rechtwinklig zueinander angeordnete, Fokus-Detektor-Kombinationen oder in einer anderen Variante genau drei zueinander winkelversetzte, vorzugsweise um 180°/3 versetzte, Fokus-Detektor-Kombinationen verwendet werden. Die Zweifachkombination ist insofern besonders vorteilhaft, da hier sehr einfach mindestens eine Fokus-Detektor-Kombination verwendet werden kann, deren Öffnungswinkel β1 größer, vorzugsweise wesentlich größer, ist, als der Öffnungswinkel β2 der mindestens einen anderen Fokus-Detektor-Kombination.
  • Hierbei kann der benutzte Öffnungswinkel β1, vorzugsweise auch der aktive Bereich des korrespondierenden Strahlenbündels, der größeren Fokus-Detektor-Kombination vor der Abtastung derart eingeschränkt werden, dass er identisch mit dem/den Öffnungswinkel(n) β2 des/der anderen Fokus-Detektor-Kombination(en) ist.
  • Grundsätzlich können die Fokus-Detektor-Kombinationen so angeordnet sein, dass sie jeweils auf einem eigenen, zu den Spiralwegen der anderen Fokus-Detektor-Kombinationen versetzten, Spiralweg verlaufen.
  • Allerdings ist es auch möglich, dass mindestens zwei Fokus-Detektor-Kombinationen in z-Richtung derart zueinander versetzt angeordnet werden, dass sie auf einem gemeinsamen deckungsgleichen Spiralweg verlaufen. Erfindungsgemäß kann dafür auch der Versatz der mindestens zwei Fokus-Detektor-Kombinationen in z-Richtung in Abhängigkeit von einer gewählten Steigung der Spirale eingestellt werden, so dass unterschiedliche Vorschubgeschwindigkeiten einzustellen sind und trotzdem alle Spiralwege der Fokus-Detektor-Kombinationen deckungsgleich bleiben.
  • Ergänzend wird auch noch darauf verwiesen, dass unter mehreren Fokus-Detektor-Kombinationen sowohl eine paarweise Zuordnung mehrerer rotierender Foken zu mehreren mitrotierenden Detektoren gemeint sind, jedoch auch ein System mit mehreren Foken und einem einzigen, eine 2π umschließenden zylinderförmigen Detektor verstanden werden kann. Bei der letzteren Variante sind die Detektordaten der jeweiligen Fokus-Detektor-Kombination selbstverständlich die Daten, welche im Detektorbereich des zum Fokus jeweils aktuell überstrichenen Detektorbereichs gehören.
  • Zur Verringerung der Dosisbelastung des Untersuchungsobjektes kann die von mindestens einem Fokus ausgehende Strahlung über zumindest einen größeren Teil der Bewegungsphase, mittelbar oder unmittelbar gesteuert durch die gemessenen Bewegungssignale, ausgeschaltet werden.
  • Eine besondere Ausbildungsform des erfindungsgemäßen Verfahren kann darin liegen, dass die Daten aus der Fokus-Detektor-Kombination mit kleinem Fächerwinkel, die ein kleineres Schnittfeld abdecken, durch Daten aus der Fokus-Detektor-Kombination mit großem Fächerwinkel, die ein größeres Schnittfeld abdecken, zur Ergänzung der Detektordaten des kleineren Detektors herangezogen werden.
  • Zur Verbesserung der Bildqualität und zur Vermeidung von Artefakten an den Übergängen der Daten von unterschiedlichen Detektoren und unterschiedlichen Zyklen ist es günstig, wenn bei der Zusammenfassung der Datensätze aus unterschiedlichen Detektoren eine Übergangsgewichtung zwischen den Datensätzen, vorzugsweise zwischen Teilsegmenten aus den Datensätzen, vorgenommen wird.
  • Des weiteren können zur Verhinderung von Bildartefakten die Datensätze jeder Fokus-Detektor-Kombination, vorzugsweise die Teilsegmente der Datensätze, einer Übergangsgewichtung unterzogen werden.
  • Entsprechend dem erfindungsgemäßen Verfahren schlagen die Erfinder auch ein bildgebendes Tomographiegerät, insbesondere ein Röntgen-CT-Gerät, vor, welches mindestens die folgenden Merkmale aufweist:
    • – mindestens zwei koaxial angeordnete Fokus-Detektor-Kombinationen, die zur Abtastung eines sich periodisch bewegenden Objektes spiralförmig entlang einer gemeinsamen Rotationsachse geführt werden können,
    • – ein Mittel zur Bewegungsdetektion und zur Unterscheidung von Ruhe- und Bewegungsphasen des sich periodisch bewegenden Objektes, vorzugsweise einem EKG, und
    • – Mittel zur Speicherung und Verarbeitung von Detektorausgangsdaten durch 2D- oder 3D-Spiralrekonstruktion zu Tomographie-Schnittbildern, wobei
    • – Mittel, vorzugsweise Programm-Mittel, vorgesehen sind, die derart ausgebildet sind, dass im Betrieb die oben beschriebenen Verfahrensschritte durchgeführt werden.
  • Ein solches Tomographiegerät kann über mindestens zwei Fokus-Detektor-Kombinationen mit unterschiedlich großen maximalen Fächeröffnungswinkeln β1 und β2 verfügen, wobei auch an mindestens einer Fokus-Detektor-Kombination die Größe des Fächeröffnungswinkels β einstellbar ausgeführt sein kann.
  • Des weiteren kann auch der Abstand von Fokus zu Detektor bezogen auf zwei Fokus-Detektor-Kombinationen unterschiedlich groß sein.
  • Im folgenden wird die Erfindung anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispieles mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei die folgenden Bezugszeichen und Variablen verwendet werden: 1 CT-Gerät; 2 Erste Röhre; 3 Erster Detektor; 4 Zweite Röhre; 5 Zweiter Detektor; 6 Gehäuse; 7 Öffnung; 8 Liege; 9 Systemachse/z-Achse; 10 Steuer-/Auswerteeinheit; 11 Erstes Strahlenbündel; 12 Zweites Strahlenbündel; 13 Erstes/kleines Schnittfeld; 14 Zweites/großes Schnittfeld; 15 Blende für zweites Strahlenbündel; 16 Blende für erstes Strahlenbündel; 17 R-Zacke/R-Peak im EKG; 18 EKG-Linie; 19 Rekonstruierbares Teilvolumen mit Daten aus einem Herzzyklus; 20 Rekonstruierbares Teilvolumen mit Daten aus zwei Herzzyklen; 21 Zeitrückgriff zum Beginn der Ruhephase; 22 Detektorzeilen; 23 Virtueller Detektor; D1 erster Detektor; D2 zweiter Detektor; d Pitch/Vorschub; k Nummer des Halbumlaufes der Gantry; L1 Länge des ersten Detektors; L2 Länge des zweiten Detektors; P Patient; p Parallelpositionen in einer Parallelprojektion; Prgn n-tes Programm-Modul; Pn π/2-Teildatensatz; pn,max Maximale Position des Detektors n; q Zeilenzahl; Rf Fokusbahnradius; S Schichtdicke; Sn n-ter Spiraldatensatz; Trev Zeitverzögerung in bezug zur R-Zacke; TR Zeitpunkt der R-Zacke; TRR Dauer eines Herzzyklus von R-Zacke zu R-Zacke; TRot Umlaufzeit der Gantry; z z-Achse; zn z-Position des n-ten Detektors; zimg z- Position des Bildes; α Drehwinkel der Gantry/Projektionswinkel; an Startwinkel; αjs Startprojektionen der Teilsegmente; αje Endprojektionen der Teilsegmente; αmms m-ter Startwinkel des n-ten Fokus; β1 Fächerwinkel des ersten Strahlenbündels; β2 Fächerwinkel des zweiten Strahlenbündels; ΔTima zeitliche Bildauflösung; Θn n-tes Teilsegment; Θtrans Länge des Übergangsbereiches.
  • Es zeigen im einzelnen:
  • 1: 3D-Darstellung eines Computertomographie-Gerätes mit zwei Fokus-Detektor-Kombinationen einschließlich Auswerteeinheit;
  • 2: Schematische Darstellung eines Aufnahmesystems mit zwei Fokus-Detektor-Kombinationen mit jeweils einem großen und einem kleinen Fächerwinkel, jeweils um 90° zueinander versetzt;
  • 3: Schematische Darstellung der zeilenweisen Fortsetzung der Daten aus zwei Detektoren;
  • 4: Positionsverlauf von zwei Detektoren in z-Richtung als Funktion der Rotationswinkels der Gantry im Spiralbetrieb mit EKG-Signal zur Darstellung einer 2-Sektor-Rekonstruktion einer Bildposition;
  • 5: Prinzip der Sektorauswahl einer 2-Sektor-Rekonstruktion;
  • 6: Zeitliche Auflösung der Bilddaten als Funktion der Herzrate für eine 2-Röhrenanordnung bei einer Rotationszeit TRot von 420ms;
  • 7: Zeitliche Auflösung der Bilddaten als Funktion der Herzrate für eine 1-Röhrenanordnung bei einer Rotationszeit TRot von 420ms.
  • Die 1 zeigt eine 3D-Darstellung eines bevorzugten Ausführungsbeispiels eines Computertomographie-Gerätes 1 mit zwei Fokus-Detektor-Kombinationen 2, 3 und 4, 5, die innerhalb des Gehäuses 6 rotierbar auf einer – nicht dargestellten – Gantry angebracht sind. In der Darstellung sind allerdings nur Röntgenröhren 2 und 4 zu erkennen, da der eigentliche Fokus innerhalb der Röhre liegt. Gesteuert von der Steuer- und Auswerteeinheit 10 wird der Patient P entlang der z-Achse 9 mit Hilfe der verfahrbaren Patientenliege 8 durch die Öffnung 7 des Computertomographie-Gerätes 1 gefahren, während gleichzeitig die Gantry mit den zwei Fokus-Detektor-Kombinationen 2, 3 und 4, 5 um die z-Achse 9 rotiert. Auf diese Weise entstehen, bezogen auf das Bezugssystem Patient, spiralförmige Bewegungsbahnen der Fokus-Detektor-Kombinationen. Sind die Fokus-Detektor-Kombinationen in einer Ebene angeordnet, so verläuft jede Fokus-Detektor-Kombination auf einer eigenen Spiralbahn, die zur anderen Spiralbahn entsprechend ihrem Winkelversatz verschoben ist.
  • Gleichzeitig zur Abtastung des Patienten P mit den Fokus-Detektor-Kombinationen werden über ein in der Steuer-/Auswerteeinheit 10 integriertes EKG die Bewegungssignale des Herzens abgetastet, woraus sich retrospektiv zum jeweils gemessenen Herzzyklus an Hand der im EKG detektierten R-Zacke die zeitlich davor liegende Ruhephase bestimmen lässt.
  • Zum besseren Verständnis ist in der 2 das Abtastsystem der beiden Fokus-Detektor-Kombinationen nochmals in einer schematischen Schnittdarstellung gezeigt, wobei hier auf die Darstellung der den jeweiligen Fokus F1 und F2 bildenden Röntgenröhre verzichtet wurde. So zeigt diese Darstellung die beiden Fokus-Detektor-Kombinationen aus der 1 mit jeweils einem ersten Fokus F1 beziehungsweise einem zweiten Fokus F2 und dem gegenüber angeordneten Mehrzeilendetektor D1 beziehungsweise D2. Vom Fokus F1 reicht ein Strahlenbündel 11 mit einem durch die Blende 16 fest eingestellten kleineren Fächerwinkel β1 zum gegenüberliegenden Detektor D1, welcher in Richtung des Fächerwinkels β1 eine Länge L1 aufweist und in z-Richtung über mehrere Detektorzeilen verfügt. Im wesentlichen senkrecht zur gedachten Verbindungslinie Fokus F1 zu Detektor D1 ist die zweite Fokus-Detektor-Kombination F2, D2 angeordnet. Diese Fokus-Detektor-Kombinationen F2, D2 verfügt allerdings über einen variablen, größeren Fächerwinkel β2, der in seiner Aufweitung einerseits auf den Winkel des ersten Strahlenfächers β1 oder auf einen breiteren Winkel eingestellt werden kann. Die Einstellung des Fächerwinkels erfolgt hier durch eine verschiebbare Blende 15. Werden im Ausnahmefall beide Fächerwinkel gleich groß eingestellt, so wird lediglich der im kleinen Schnittfeld 13 liegende Bereich abgetastet, während bei einer aufgeweiteten Einstellung des Strahlenbündels 12 das größere Schnittfeld 14 vollständig abgetastet werden kann.
  • Sind die Strahlenbündel unterschiedlich breit eingestellt, so können Daten des kleineren Schnittfeldes 13 aus dem kleineren Detektor D1 durch Daten des größeren Schnittfeldes 14 aus dem größeren Detektor D2 ergänzt werden. Dieses Prinzip der Datenergänzung ist näher in der 3 beschrieben. Sind beide Strahlenbündel gleich eingestellt, so ist im über das kleinere Schnittfeld 13 hinausgehenden Bereich keine Ergänzung durch die zweite Fokus-Detektor-Kombination möglich ist. Entsprechend der einstellbaren maximalen Aufweitung des Fächerwinkels β2, ist auch die Länge des zweiten Detektors L2 ausgelegt, wobei gegebenenfalls nur ein zentraler Teil des Detektors aktiv ist.
  • Die 3 zeigt das Prinzip der zeilenweisen Ergänzung beziehungsweise zeilenweise Fortsetzung der Daten aus dem ersten kleineren Detektor D1 im Bereich [-p2,max, -p1,max[∪]p1,max, p2,max] mit winkelrichtigen, im Spiralgang um –π/2 vorangehende Daten des größeren Detektors D2 im Projektionswinkel α bezogen auf Parallelgeometrie. Die zusätzlichen Indizes k=0 und k=1 an Detektoren Dn,k bezeichnen den augenblicklichen und den nachfolgenden Halbumlauf im Spiralgang. Der virtuelle, ins Drehzentrum projizierte Detektor 23 ist sehr schematisiert dargestellt, tatsächlich sind in Parallelgeometrie die Detektorzeilen 22 im Drehzentrum konvex gekrümmt und entsprechend des Spiralgangs geneigt.
  • In den 4 und 5 wird der, zur Rekonstruktion von Spiraldaten aus zwei Fokus-Detektor-Kombinationen entwickelte, Algorithmus einer 2-Sektorrekonstruktion an Hand des bevorzugten Ausführungsbeispiels mit zwei Foken beschrieben.
  • Die 4 zeigt schematisch den Verlauf der Detektoren über die z-Achse in Relation zum Rotationswinkel α, der aufgrund des konstanten Spiralverlaufs linear mit der Zeitachse t gekoppelt ist. Unten ist in direkter Relation der Verlauf der EKG-Linie 18 – mV/t-Koordinate – über die Zeit mit den R-Zacken 17 dargestellt. Aus der Position der R-Zacke wird rückwirkend, dargestellt durch das Bezugszeichen 21, je Herzzyklus der Beginn der Ruhephase bestimmt. Ab diesem Zeitpunkt im Zyklus werden die im Spiralbetrieb mit den beiden Detektoren D1 und D2 aufgezeichneten Spiraldatensätze S1 und S2 zur Darstellung verwendet. Die schräg von links unten verlaufenden Linien stellen den Weg der Detektorzeilen entlang der z-Achse dar, wobei gepunktet der Verlauf der Detektorzeilen des Detektors D1 und gestrichelt des Detektors D2 dargestellt sind.
  • Bezüglich des ersten rekonstruierbaren Teilvolumens des Herzens ist hier eine Rekonstruktion aus Daten 19 eines einzigen Herzzyklus gezeigt, während für die nachfolgende Rekonstruktion die Daten im Bereich der geschweiften Klammer 20 aus zwei hintereinander folgenden Herzzyklen verwendet und für eine Bildposition zimg zusammengeführt werden. Hierdurch ergibt sich eine höhere Zeitauflösung und damit schärfere Darstellung des Herzens und insbesondere der Koronarien. Erkennbar ist dies in der Darstellung durch die reduzierte Zeitausdehnung der Datensammlung bei 20.
  • Nach einer zeilenweisen Umsortierung der Fächerdaten in Paralleldaten erhält man im ersten Rekonstruktionsschritt parallele Kegelstrahl-Projektionen.
  • Für eine Cardio-Rekonstruktion wird in Parallelgeometrie pro Bildschicht ein Projektionsintervall der Länge n benötigt. Mit einem 2-Fokus-Detektor System kann ein derartiger Datensatz aus zeitgleichen, sich ergänzenden Teilsegmenten der Länge π/2 aus den Spiraldatensätzen S1 und S2 aufgebaut werden. Für die CT – Herzbildgebung hat der Detektor D1 nur ein eingeschränktes Messfeld. Aus Daten des ersten Detektors D1, die mit Daten des zweiten Detektors D2 winkelrichtig ergänzt werden, ist eine Rekonstruktionen auch in einem größeren Bildfenster als der eigentlich bekannten Darstellung des, entsprechend dem Fächerwinkel eingeschränkten Schnittfeldes, möglich. Dies entspricht dem zweiten Rekonstruktionsschritt.
  • Nach der Parallelsortierung und der oben beschriebenen Datenergänzung wird aus jedem der beiden Spiraldatensätze S1 und S2 projektionsweise zu einer vorgegebenen Bildposition zimg mittels Spiralinterpolation eine eindimensionale Parallelprojektion aus den parallelen Kegelstrahl-Projektionen bestimmt. Dabei wird kanalweise der z-Abstand der Strahlen zur betrachteten Bildposition zimg gewichtet. Hierbei kommen – wie in 4 gezeigt – nur Projektionen aus S1 beziehungsweise S2 in Betracht, die phasenrichtig akquiriert wurden, und sich winkelrichtig zu π/2 ergänzen. Dies entspricht dem Rekonstruktionsschritt 3 der Rekonstruktionspipeline.
  • Bezüglich der an sich bekannten Spiralinterpolation wird auf die Literaturstelle T. Flohr, B. Ohnesorge, 'Heart-Rate Adaptive Optimization of Spatial and Temporal Resolution for ECG-Gated Multislice Spiral CT of the Heart', JCAT vol. 25, No. 6, 2001, verwiesen, deren Offenbarungsgehalt vollinhaltlich übernommen wird.
  • In der 5 ist das Prinzip der phasenrichtigen Akquirierung der beiden Spiraldatensätze S1 und S2 dargestellt. Entsprechend dem Verhältnis des vierfachen Abstandes zweier R-Zacken im EKG zu einer Vollumdrehung der Gantry 4TRR/TRot sind, entsprechend einem ersten Spiraldatensatz S1, der einem ersten Sektor Θ1, der mit dem Drehwinkel αn1s der Gantry beginnt, der jeweils zu π/2 ergänzende zweite Sektor Θ2 ebenfalls aus dem Spiraldatensatz S1 auszuwählen. Der Spiraldatensatz S2 wird nun analog zu dieser Vorschrift behandelt.
  • Hier ist beispielsweise ein erster Sektor Θ1 gezeigt, der grundsätzlich durch einen beliebigen der anderen dargestellten Sektoren Θ2 zu einem π/2 überstreichenden Gesamtsektor ergänzt werden kann, wobei dies nicht nur die beiden direkt angrenzenden Sektoren, sondern auch deren um n versetzte komplementäre Sektoren sind, welche die gleiche Information beinhalten. Somit kann der gezeigte erste Sektor Θ1 durch vier andere Sektoren Θ2 ergänzt werden. Welcher der vier Winkelstellungen von Θ2 im jeweils aktuellen Fall tatsächlich verwendet wird, hängt dann vom Verhältnis Rotationszeit zu Herzzykluslänge (TRot/TRR) ab.
  • Erfindungsgemäß werden zur Erreichung einer höheren Zeitauflösung gegenüber der bekannten Ein-Sektor-Rekonstruktion in der hier beschriebenen Zwei-Sektor-Rekonstruktion Daten aus benachbarten Herzzyklen zum Bildaufbau verwendet, so dass ein 180°-Datensatz aus jeweils zwei Sektoren mit jeweils zwei Subsegmenten besteht. Die zwei Subsegmente der Länge ΔΘ1, ΔΘ2 = π/2 – ΔΘ1 haben Start und Endprojektionen αn1s, αn1e bzw. αn2s und αn1 (entsprechend den Zeitpositionen tn1s, tn1e bzw. tn2s und tn2e) Die Forderung nach winkelrichtigen Teilsegmenten bedeutet: α2ns = α1ns = + ΔΘ1 + n1·π/2wobei n1 eine noch zu bestimmende natürliche Zahl ist.
  • Die Projektionen müssen überdies phasenrichtig sein, d.h. tn1s und tn2s müssen von entsprechenden R-Peaks des EKG's den gleichen zeitlichen Abstand haben. Beispielsweise gilt: tn1s = TR(n+1) – Trev und tn2s = TR(n+2) – Trev; wobei Trev einen zeitlichen Versatz vor dem nachfolgenden R-Peak bezeichnet. Gleicher zeitlicher Abstand bedeutet:
    Figure 00180001
    wobei TRR(n+1) = TR(n+2) – TR(n+1) die aktuelle Herzzykluslänge und TRot die Rotationszeit der Gantry bezeichnet. Nach einfachen Umformungen erhält man:
    Figure 00180002
  • Abhängig von der momentanen Herzfrequenz und der Gantryrotationszeit TRot ergeben sich die in 5 skizzierten, vier möglichen Fälle der komplementären Ergänzung von ΔΘ1 und ΔΘ2. Für ΔΘ2 gilt ΔΘ2 = π/2 – ΔΘ1. Nach der Spiralinterpolation der phasenrichtig sortierten Spiraldatensätze S1 und S2 zeitlich sortierter Daten liegen dann je zwei einzeilige π/2-Teildatensätze P1 und P2 vor.
  • Zur Mittelung von Dateninkonsistenzen an Segmentübergängen kann dann sowohl innerhalb der π/2-Teildatensätze P1 beziehungsweise P2 eine Übergangsgewichtung der Sektoren als auch eine Übergangsgewichtung von P1 und P2 erforderlich sein. Die anschließende Übergangsgewichtung geschieht üblicherweise durch Verwendung von sin2 – Gewichten, einer sogenannten Sinogrammgewichtung, im jeweiligen Übergangsbereich zwischen den Sektoren und entspricht dem vierten Rekonstruktionsschritt.
  • Nachfolgend wird die Bildberechnung mittels der an sich bekannten gefilterter 2D-Rückprojektion vorgenommen, wie sie allgemein bekannt ist. Beispielhaft wird in diesem Zusammenhang auf die DE 10 207 623 A1 mit weiteren Bezugnahmen verwiesen. Alternativ kann allerdings auch ein an sich allgemein bekanntes 3D-Rückprojektionsverfahren verwendet werden, wie es beispielsweise in der DE 10 159 927 A1 offenbart ist.
  • Insgesamt ergibt sich also die folgende Rekonstruktionspipeline:
    • 1. Zeilenweises Parallel-Rebinning;
    • 2. Zeilenweise Fortsetzung der Spiraldatensätze von S1 in Kanalrichtung mit Daten von S2;
    • 3. Spiralinterpolation der Spiraldatensätze S1 und S2 zeitlich sortierter Daten zu einzeiligen π/2-Teildatensätze P1 und P2;
    • 4. Übergangsgewichtung der π/2-Teildatensätze P1 und P2 mit abschließender Sinogrammgewichtung;
    • 5. gefilterte 2D- oder 3D-Rückprojektion des einzeiligen π-Datensatzes.
  • Aufgrund der zeitgleichen Akquisition der Spiraldatensätze S1 und S2 sind in einer bekannten 1-Sektor-Rekonstruktion den Teilsegmenten P1 und P2 eine zeitliche Auflösung ΔTima = Trot/4 zugeordnet. Für die derzeit mögliche Gantryrotationszeit TRot von ca. 400ms erreicht man daher schon in einer 1-Sektor – Rekonstruktion eine dem EBT vergleichbare zeitliche Auflösung von ca. 100ms. Im Falle der erfindungsgemäßen 2-Sektor-Rekonstruktion ist die zeitliche Auflösung von der Herzrate abhängig und durch
    Figure 00190001
    gegeben. Im günstigen Fall ergibt sich daher ΔTima = Trot/8, im ungünstigen Fall ergibt sich mit ΔΘ1 = π/2 die zeitliche Auflösung zu ΔTima = Trot/4 .
  • Gemäß einer besonderen Ausführungsform des Verfahrens ist es möglich, die zeitliche Sortierung adaptiv zu gestalten, das heißt, für kleinere Herzraten wird die 1-Sektor – Rekonstruktion eingesetzt, für höhere Herzraten wird die 2-Sektor – Rekonstruktion angewendet. In den 6 und 7 ist die zeitliche Auflösung als Funktion der Herzrate dargestellt. Für ein Tomographiegerät mit einer 1-Fokus-Detektor-Kombination mit derselben Rotationszeit ist das Ergebnis in der 6 und für ein Tomographiegerät mit zwei Fokus-Detektor-Kombinationen in der 7 dargestellt. Die theoretischen Werte für ΔTima werden allerdings bedingt durch das Parallel-Rebinning und die Übergangs- beziehungsweise Sinogrammgewichtung nicht exakt erreicht.
  • Zu beachten ist hierbei, dass der Spiralvorschub so zu begrenzen ist, dass sich die Subvolumina, die in jedem Herzzyklus rekonstruiert werden, lückenlos aneinanderfügen, wie es in der Literaturstelle T. Flohr, B. Ohnesorge, 'Heart-Rate Adaptive Optimization of Spatial and Temporal Resolution for ECG-Gated Multislice Spiral CT of the Heart', JCAT vol. 25, No. 6, 2001, beschrieben ist.
  • Es ist zu bemerken, dass die oben gemachten Ausführungen verallgemeinert auch für mehr als zwei Fokus-Detektor-Kombinationen verwendbar sind, wobei entsprechend der Anzahl der Foken eine folgerichtige Anpassung der Rechenprinzipien notwendig ist. Allerdings erscheint eine Verwendung von zwei Fokus-Detektor-Kombinationen besonders günstig.
  • Insgesamt wird also mit dieser Erfindung ein Verfahren gezeigt, welches durch eine phasenrichtig ergänzende Zusammenfassung von Detektordaten, einerseits aus mehreren gleichzeitig ein Untersuchungsobjekt abtastenden Fokus-Detektor-Kombinationen und andererseits aus mehreren angrenzenden Bewegungszyklen eines sich periodisch bewegenden Untersuchungsobjektes, die Zeitauflösung eines Tomographiegerätes wesentlich erhöht, wobei die Rekonstruktion der CT-Bilder jeweils mit zuvor vollständig zusammengesetzten π-Datensätzen durchgeführt wird.
  • Es versteht sich, dass die vorstehend genannten Merkmale der Erfindung nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen.
    •

Claims (19)

  1. Verfahren zur Erzeugung von tomographischen Schnittbildern, insbesondere Röntgen-CT-Bildern, eines sich zumindest teilweise periodisch bewegenden Untersuchungsobjektes mit periodisch sich abwechselnden Bewegungs- und Ruhephasen, vorzugsweise eines Herzens eines Lebewesens, vorzugsweise eines Patienten (P), mit zumindest den folgenden Verfahrensschritten: 1.1. zur Abtastung des Untersuchungsobjektes werden n Fokus-Detektor-Kombinationen (Fn, Dn) – mit n=2 oder 3, vorzugsweise n=2 – mit flächigen Detektoren (Dn) zumindest zum Teil unterschiedlicher Ausdehnung, vorzugsweise Mehrzeilendetektoren, auf koaxialen Spiralbahnen (SBn) relativ zu dem Untersuchungsobjekt bewegt, wobei Detektorausgangsdaten, welche die Schwächung von vom Fokus ausgehender Strahlen beim Durchgang durch das Untersuchungsobjekt repräsentieren, zusammen mit mittelbaren oder unmittelbaren räumlichen Orientierungsdaten der Strahlen gesammelt werden, 1.2. gleichzeitig werden Bewegungssignale, vorzugsweise EKG-Signale (18), des Untersuchungsobjektes zur Detektion von Bewegungs- und Ruhephasen gemessen, wobei die zeitliche Korrelation zwischen den Bewegungsdaten und den Detektorausgangsdaten gespeichert wird, so dass retrospektive bestimmbar ist, welche Detektordaten aus welcher Periode des Bewegungs-Ruhe-Zyklus stammen, 1.3. anschließend werden Detektorausgangssignale von n Detektoren einzelner Subsegmente, die zusammen je ein vollständiges 180°-Segment ergeben und eine Ruhephase des sich bewegenden Objektes repräsentieren, zusammengefasst, 1.4. wobei je nach gewünschter Zeitauflösung die vollständigen 180°-Segmente aus n Subsegmenten und diese wiederum aus m Teilsegmenten, vorzugsweise m=2, aus m aufeinander folgenden Bewegungsperioden zusammengesetzt werden, und 1.5. mit diesen 180°-Segmenten eine Rückprojektion mit Spiralrekonstruktion und Reformatierung durchgeführt wird.
  2. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Rückprojektion ein Parallel-Rebinning durchgeführt wird.
  3. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Parallel-Rebinning zeilenweise durchgeführt wird.
  4. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass als Rückprojektionsverfahren eine 2D-Rückprojektion durchgeführt wird.
  5. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet , dass als Rückprojektionsverfahren eine 3D-Rückprojektion durchgeführt wird.
  6. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass genau zwei zueinander winkelversetzte, vorzugsweise rechtwinklig zueinander angeordnete, Fokus-Detektor-Kombinationen (F1, D1; F2, D2) verwendet werden.
  7. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass genau drei zueinander winkelversetzte, vorzugsweise um 180°/3 versetzte, Fokus-Detektor-Kombinationen verwendet werden.
  8. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 7, dadurch gekennz eichnet , dass mindestens eine Fokus-Detektor-Kombination (F1, D1; F2, D2) verwendet wird, deren Öffnungswinkel β2 größer, vorzugsweise wesentlich größer, ist, als der Öffnungswinkel β1 der mindestens einen anderen Fokus-Detektor-Kombination.
  9. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass jede Fokus-Detektor-Kombination auf einem eigenen, zu den Spiralwegen der anderen Fokus-Detektor-Kombinationen versetztem, Spiralweg verläuft.
  10. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens zwei Fokus-Detektor-Kombinationen (F1, D1; F2, D2) in z-Richtung derart zueinander versetzt angeordnet werden, dass sie auf einem gemeinsamen deckungsgleichen Spiralweg verlaufen.
  11. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Versatz der mindestens zwei Fokus-Detektor-Kombinationen (F1, D1; F2, D2) in z-Richtung in Abhängigkeit von einer gewählten Steigung der Spirale eingestellt wird.
  12. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass zur Verringerung der Dosisbelastung des Untersuchungsobjektes die von mindestens einem Fokus (Fn) ausgehende Strahlung über zumindest den größeren Teil der Bewegungsphase mittelbar oder unmittelbar gesteuert durch die gemessenen Bewegungssignale ausgeschaltet wird.
  13. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 7 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Daten aus der Fokus-Detektor-Kombination (F1, D1) mit kleinem Fächerwinkel (β1), die ein kleineres Schnittfeld (13) abdecken, durch Daten aus der Fokus-Detektor-Kombination (F2, D2) mit großem Fächerwinkel (β2), die ein größeres Schnittfeld (14) abdecken, zur Ergänzung der Detektordaten des kleineren Detektors (D1) herangezogen werden.
  14. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Zusammenfassung der Datensätze aus unterschiedlichen Detektoren eine Übergangsgewichtung zwischen den Datensätzen, vorzugsweise zwischen Teilsegmenten aus den Datensätzen, vorgenommen wird.
  15. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass zur Verhinderung von Bildartefakten die Datensätze jeder Fokus-Detektor-Kombination, vorzugsweise die Teilsegmente der Datensätze, einer Sinogrammgewichtung unterzogen werden.
  16. Bildgebendes Tomographiegerät, insbesondere Röntgen-CT-Gerät, mit mindestens: 16.1. zwei koaxial angeordneten Fokus-Detektor-Kombinationen, die zur Abtastung eines sich periodisch bewegenden Objektes spiralförmig entlang einer gemeinsamen Rotationsachse geführt werden können, 16.2. einem Mittel zur Bewegungsdetektion und zur Unterscheidung von Ruhe- und Bewegungsphasen des sich periodisch bewegenden Objektes, vorzugsweise einem EKG, und 16.3. Mitteln zur Speicherung und Verarbeitung von Detektorausgangsdaten durch 2D- oder 3D-Spiralrekonstruktion hinzu Tomographie-Schnittbildern, wobei 16.4. Mittel, vorzugsweise Programm-Mittel, vorgesehen sind, die derart ausgebildet sind, dass die Verfahrensschritte gemäß mindestens einem der voranstehenden Verfahrensansprüche durchgeführt werden.
  17. Tomographiegerät gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 16 , dadurch gekennzeichnet, dass min destens zwei Fokus-Detektor-Kombinationen (F1, D1; F2, D2) unterschiedlich große benutzte Fächeröffnungswinkel (β1, β2) aufweisen.
  18. Tomographiegerät gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass an mindestens einer Fokus-Detektor-Kombination die Größe des Fächeröffnungswinkels (β) einstellbar ausgeführt ist.
  19. Tomographiegerät gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 16 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass der Abstand von Fokus zu Detektor bezogen auf zwei Fokus-Detektor-Kombinationen unterschiedlich ausgebildet ist.
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