DE19647435A1

DE19647435A1 - Systeme, Verfahren und Vorrichtungen zur Rekonstruktion von Bildern in eine Wendelabtastung verwendenden Computer-Tomographie-Systemen

Info

Publication number: DE19647435A1
Application number: DE19647435A
Authority: DE
Inventors: Hui Hu; Norbert Joseph Pelc
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1995-12-06
Filing date: 1996-11-15
Publication date: 1997-06-12
Also published as: JPH09224930A; US5559847A; IL119668A0; JP2006314856A; IL119668A

Description

Diese Erfindung bezieht sich allgemein auf Computer-Tomo graphie-Abbildung (CT-Abbildung) und insbesondere auf die Rekonstruktion von Bildern aus bei einer Wendelabtastung erfaßten Projektionsdaten.

Bei zumindest einem bekannten Computer-Tomographie-System- Aufbau projiziert eine Röntgenstrahlquelle einen fächer förmigen Strahl, der kollimiert ist, um innerhalb einer X-Y-Ebene eines karthesischen Koordinatensystems zu liegen und auf den im allgemeinen als die "Abbildungsebene" Bezug genommen wird. Der Röntgenstrahl passiert das abzubildende Objekt, wie beispielsweise einen Patienten. Nachdem der Strahl durch das Objekt gedämpft wurde, fällt er auf ein Feld von Strahlungserfassungseinrichtungen. Die Intensität der am Erfassungseinrichtungsfeld empfangenen gedämpften Strahlung des Strahls hängt von der Dämpfung des Röntgen strahls durch das Objekt ab. Jedes Erfassungseinrichtung selement des Felds erzeugt ein separates elektrisches Si gnal, das ein Maß für die Strahldämpfung am Erfassungsein richtungsort ist. Die Dämpfungsmaße von allen Erfassungs einrichtungen werden separat erfaßt, um ein Durchlaßprofil zu erzeugen.

Bei bekannten Computer-Tomographie-Systemen der dritten Generation werden die Röntgenstrahlquelle und das Erfas sungseinrichtungsfeld mit einem Faßlager bzw. Gantry bzw. einem Drehrahmen innerhalb der Abbildungsebene und rund um das abzubildende Objekt gedreht, so daß sich der Winkel, in dem der Röntgenstrahl das Objekt schneidet, fortwährend verändert. Eine Gruppe von Röntgenstrahldämpfungsmaßen, d. h. Projektionsdaten, von dem Erfassungseinrichtungsfeld bei einem Faßlagerwinkel wird als eine "Ansicht" bezeich net. Eine "Abtastung" des Objekts umfaßt einen Satz von Ansichten bei verschiedenen Drehrahmenwinkeln während ei ner Umdrehung der Röntgenstrahlquelle und der Erfassungs einrichtung. Bei einer axialen Abtastung werden die Pro jektionsdaten verarbeitet, um ein Bild zu konstruieren, das einem zweidimensionalen Schnitt durch das Objekt ent spricht. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bilds aus einem Satz von Projektionsdaten wird im Stand der Technik als die gefilterte Rückprojektionstechnik bezeichnet. Die ses Verfahren wandelt die Dämpfungsmaße von einer Abta stung in als "CT-Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten" be zeichnete Integer um, die zur Steuerung der Helligkeit eines entsprechenden Bildelements auf einer Kathoden strahlröhrenanzeige verwendet werden.

Zur Verringerung der für eine Vielzahl von Schnitten er forderlichen Gesamtabtastzeit kann eine "Helix"- bzw. "Wendel"-Abtastung durchgeführt werden. Zur Durchführung einer "Wendel"-Abtastung wird der Patient bewegt, während die Daten für die vorgeschriebene Anzahl von Schnitten erfaßt werden. Ein Bildrekonstruktions-Rechenverfahren bzw. -Algorithmus, das bzw. der bei der Rekonstruktion eines Bilds aus bei einer Wendelabtastung erhaltenen Daten ver wendet werden kann, ist in der uS-Patentanmeldung Serien- Nr. 08/436 176, eingereicht am 9. Mai 1995 und an den vor liegenden Rechtsnachfolger übertragen, beschrieben.

Die mit einer Fächerstrahl-Wendelabtastung gesammelten Projektionsdaten können als P(θ,γ,z) bezeichnet werden, wobei θ der Winkel des zentralen Strahls des Fächerstrahls im Hinblick auf einigen Bezug (z. B. die y-Achse) ist, γ der Winkel eines besonderen Strahls innerhalb des Fächer strahls im Hinblick auf den zentralen Strahl ist, und z die axiale Drehrahmenposition zum Zeitpunkt der Messung ist. Für jeden Ort z₀, an dem aktuelle Projektionsdaten nicht erhalten werden, erzeugt ein gemeinhin verwendetes bzw. verwendeter und bekanntes bzw. bekannter wendelrekon struktions-Rechenverfahren bzw. -Algorithmus-Rohdaten für einen Schnitt am Ort z₀ unter Verwendung einer linearen Interpolation in der z-Richtung. Genau werden zur Erzeu gung von P(θ,γ,z₀) Projektionsdaten am selben θ und γ und so nahe wie möglich, jedoch auf gegenüberliegenden Seiten in z zu z₀ verwendet. Wenn beispielsweise z₁ und z₂ die Werte für z sind, für die P(θ,γ,z) verfügbar ist und für die z₁ z₀ z₂ ist, kann P(θ,γ,z₀) aus P(θ,γ,z₁) und P(θ,γ,z₂) durch lineare Interpolation unter Verwendung des folgenden ge schätzt werden:

Bei einer Wendelabtastung wird, da bei jeder 360° Umdre hung derselbe Strahl zweimal gemessen wird, d. h. P(θ,γ,z) = P(θ+2γ+180°,-γ,z), die z-Abtastung effektiv verdoppelt. Die se erhöhte Abtastung ermöglicht einer Verringerung der Gesamtabtastzeit.

Es ist natürlich wünschenswert, Bilder aus den bei einer Vierstrahl-Wendelabtastung erhaltenen Daten auf eine Weise zu rekonstruieren, die ein Bild mit hoher Qualität mit einem niedrigen Pegel oder einer niedrigen Anzahl von Ar tefakten ausbildet. Es ist auch wünschenswert, die zur Rekonstruktion eines derartigen Bilds erforderliche Ge samtabtastzeit zu verringern. Da weiterhin Daten nicht notwendigerweise für jeden axialen Ort erhalten werden können, würde es auch wünschenswert sein, ein Rechenver fahren bzw. einen Algorithmus zur Schätzung derartiger Projektionsdaten auf eine Weise, die eine Erzeugung einer Bilds mit hoher Qualität ermöglicht, auszubilden.

Diese und andere Aufgaben werden in einem System erreicht, das in einem Ausführungsbeispiel Projektionsraumdatenfel der aus durch jeden Fächerstrahl in einer Vierfächer strahl-Wendelabtastung erfaßten Projektionsdaten erzeugt. Daten in jedem Feld werden dann durch das System gewich tet, um die translatorische Bewegung des Patienten zu kor rigieren und Datenredundanzeffekte zu verschieben. Dann wird ein Bild unter Verwendung der gewichteten Daten rekonstruiert.

Insbesondere erzeugt das System bei einer Rekonstruktion eines Bilds Datenfelder, die mit den abzubildenden Schnit ten zugehörigen Datenebenen entsprechen. Gewichtsfaktoren werden dann durch das System an die Datenfelder angelegt, um zu jedem besonderen Datenelement ein Gewicht zuzuwei sen. Die gewichteten Projektionsdatenfelder werden dann gefiltert und rückprojiziert, um ein Bilddatenfeld zu er zeugen. Die Bilddatenfelder werden dann addiert, um ein Schnittbilddatenfeld zu erzeugen.

Im Hinblick auf eine Rekonstruktion eines Schnitts aus einem besonderen Schnitt eines besonderen z₀-Orts, an dem augenblicklich keine Projektionsdaten gemessen wurden, werden in einem Ausführungsbeispiel die Projektionsdaten für die z-Orte am nächsten, aber auf gegenüberliegenden Seiten des besonderen z₀ identifiziert. Die Projektionsdaten für den Schnitt werden dann unter Verwendung der an den identifizierten z-Orten gesammelten Projektionsdaten ge schätzt. Das Schnittbild kann dann unter Verwendung derar tiger geschätzter Projektionsdaten rekonstruiert werden.

Die Verwendung einer Vierstrahl-Wendelabtastung eines Pa tienten bietet den Vorteil, daß die gesamte Patientenab tastzeit verringert wird. Weiterhin bietet das bzw. der vorstehend beschriebene Bildrekonstruktions-Rechenver fahren bzw. -Algorithmus den Vorteil, daß auch wenn die translatorische Geschwindigkeit des Patiententisches erhöht wird, ein Bildschnitt mit hoher Qualität erzeugt werden kann.

Weitere Aufgaben, Vorteile und Merkmale der Erfindung wer den aus der nachfolgenden Beschreibung in Verbindung mit der Zeichnung offensichtlich.

Es zeigen:

Fig. 1 eine bildhafte Ansicht eines Computer-Tomographie- Abbildungs-Systems,

Fig. 2 ein schematisches Blockschaltbild des in Fig. 1 veranschaulichten Systems,

Fig. 3 eine schematische Darstellung eines Vierstrahl- Röntgenstrahls im Querschnitt entlang der z-Achse,

Fig. 4 ein Blockschaltbild einer Bildrekonstruktionsein richtung, die Teil des Computer-Tomographie-Abbildungs- Systems gemäß Fig. 2 ist,

Fig. 5 einen Schnitt von vier Datenebenen mit einem Bildschnitt,

Fig. 6 eine Datenebene und zahlreiche Datenbereiche, und

Fig. 7 vier Datenebenen und ausgewählte, zur Konstruktion eines Bildschnitts verwendete Datenbereiche.

In den Fig. 1 und 2 ist ein Computer-Tomographie-Abbil dungs-System (CT-Abbildungs-System) 10 gezeigt, das ein für eine Computer-Tomographie-Abtasteinrichtung der drit ten Generation stehendes Faßlager- bzw. Gantry bzw. einen Drehrahmen 12 enthält. Der Drehrahmen 12 weist eine Rönt genstrahlquelle 14 auf, die einen Strahl von Röntgenstrah len 16 in Richtung auf ein Erfassungseinrichtungsfeld 18 auf der gegenüberliegenden Seite des Drehrahmens 12 proji ziert. Das Erfassungseinrichtungsfeld 18 wird von Erfas sungseinrichtungselementen 20 gebildet, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die einen medizini schen Patienten 22 passieren. Jedes Erfassungseinrichtungs element 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die In tensität eines auftreffenden Röntgenstrahls und daher die Dämpfung des Strahls, so wie er den Patienten 22 passiert, darstellt. Während einer Abtastung zur Erfassung von Rönt genstrahlprojektionsdaten, drehen sich der Drehrahmen 12 und die daran befestigten Komponenten um eine Drehachse 24.

Die Drehung des Drehrahmens 12 und die Funktion der Rönt genstrahlquelle 14 werden durch eine Steuereinrichtung 26 des Computer-Tomographie-Systems 10 gesteuert. Die Steuer einrichtung 26 enthält eine Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28, die Leistungs- und Zeitpunktsignale für die Röntgenstrahlquelle 14 erzeugt, und eine Drehrahmenmotor steuereinrichtung 30, die die Drehgeschwindigkeit und Po sition des Drehrahmens 12 steuert. Eine Datenerfassungs einrichtung (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet analoge Daten von den Erfassungseinrichtungselementen 20 ab und wandelt die Daten für die nachfolgende Verarbeitung in digitale Signale um. Eine Bildrekonstruktionseinrich tung 34 empfängt von der Datenerfassungseinrichtung 32 abgetastete und digitalisierte Röntgenstrahldaten und führt eine Hochgeschwindigkeitsbildrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild wird als ein Eingangssignal an einen Computer 36 angelegt, der das Bild in einer Massen speichereinrichtung 38 speichert.

Der Computer 36 empfängt auch über eine Konsole 40, die eine Tastatur aufweist, von einem Bediener Befehle und Abtastparameter. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhrenan zeigeeinrichtung 42 ermöglicht dem Bediener eine Beobach tung des rekonstruierten Bilds und anderer Daten von dem Computer 36. Die vom Bediener zugeführten Befehle und Pa rameter werden durch den Computer 36 verwendet, um Steuer signale und Informationen zur Datenerfassungseinrichtung 32, zur Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 und zur Drehrah menmotorsteuereinrichtung 30 zu bilden. Zusätzlich betä tigt der Computer 36 eine Tischmotorsteuereinrichtung 44, die einen motorisierten Tisch 46 zur Positionierung des Patienten 22 in dem Drehrahmen 12 steuert. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Teile des Patienten 22 durch die Drehrahmenöffnung 48.

Wie in Fig. 3 gezeigt, werden in einem Vier-Fächerstrahl system vier Reihen von Erfassungseinrichtungen definiert. Der Röntgenstrahl-Fächerstrahl ist tatsächlich in vier entlang der z-Achse der Drehung versetzte Fächerstrahlen aufgespalten. Der Abstand zwischen der Mitte von benach barten Strahlen ist D, wenn er an der Achse der Drehrah mendrehung gemessen wird.

Die Bildrekonstruktionseinrichtung 34 ist in Fig. 4 genau er gezeigt. Insbesondere wird jede Ansicht von Daten von der Datenerfassungseinrichtung 32 von jedem Fächstrahl von jeweiligen Vorverarbeitungseinrichtungen 52A-D empfangen, wobei der jeweilige Strahl vorverarbeitet wird, um zahl reiche wohlbekannte Fehler wie beispielsweise Strahlhär tung, Verschiebungen bzw. Offsets und Veränderungen in Erfassungseinrichtungs- und Kanalgewinn zu korrigieren. Auch wird der negative Logarithmus genommen, um Projekti onsdaten auszubilden, die in einem Projektionsdatenfeld 54A-D gespeichert werden.

Die Projektionsdaten für jedes Strahlfeld 54A-D werden ausgelesen und eine entsprechende Gewichtsfunktion 56A-D wird an Multiplizierer 58A-D angelegt. Die gewichteten Projektionsdaten werden an einen entsprechenden Ort in einem gewichteten Projektionsdatenfeld 60A-D geschrieben und diese gewichteten Projektionsdaten werden bei 62A-D gefiltert und rückprojiziert, um ein Strahl-Bilddatenfeld 64A-D zu erzeugen.

Die Bilddatenfelder 64A-D werden dann addiert 66, um ein Schnitt-Bilddatenfeld 68 zu erzeugen. Insbesondere wird die Größe jedes Bildelements bzw. Pixels im Strahlfeld 1 zu der Größe des entsprechenden Bildelements bzw. Pixels in den Strahlfeldern 2, 3 und 4 addiert. Das sich ergeben de Schnitt-Bilddatenfeld 68 kann zur späteren Verwendung oder zur Anzeige für den Bediener gespeichert werden. Eher als das Addieren der Daten nachfolgend auf die Erzeugung von Bilddatenfeldern 64A-D, können die Projektionen von demselben Drehrahmen(Ansichts)winkel, aber von verschiede nen Erfassungseinrichtungsreihen vor der Filterung und Rückprojektion der Daten kombiniert werden. Eine derartige Kombination kann die Verarbeitungslast verringern.

Die vorliegende Erfindung bezieht sich in einem Ausfüh rungsbeispiel insbesondere auf die Erzeugung von gewichte ten Projektionsdatenfeldern 60A-D, wenn die Vier-Fächer strahl-Abtastung unter bestimmten vorbestimmten Bedingungen durchgeführt wurde. Im Hinblick auf die nachfolgende Dis kussion bezeichnet d den an der Achse der Drehrahmendre hung gemessenen Erfassungseinrichtungsreihen-(den z-)Ab stand, s die Tischzuführgeschwindigkeit (pro Umdrehung) und p das Verhältnis von d und s, d. h.:

p = d/s (2)

Wie in Fig. 5 gezeigt, schneiden Datenebenen P₁, P₂, P₃ und P₄ einen zu rekonstruierenden Schnitt P an Linien L₁M₁, L₂M₂, L₃M₃ und L₄M₄. Diese Linienfunktionen können ausge drückt werden als:

L₁M₁: β1 = -3ρπ,
L₂M₂: β2 = -ρπ,
L₃M₃: β3 = ρπ,
L₄M₄: β4 = -3ρπ (3)

wobei β gleich dem Drehrahmenwinkel ist. Die Linien L₁M₁, L₂M₂, L₃M₃ und L₄M₄ besitzen "Spiegel"linien, die wie folgt als + und - Sätze bezeichnet sind:

β1_± = -ρπ ± π - 2γ,
β2_± = -ρπ ± π - 2γ,
β3_± = ρπ ± π - 2γ,
β4_± = 3ρπ ± π - 2γ (4)

wobei γ gleich dem Erfassungseinrichtungswinkel ist.

Wenn die Tischzuführgeschwindigkeit s und der Erfassungs einrichtungs-z-Abstand d die Beziehung (2π/(π-2γ_m))d<s<(4π/(π+2γ_m))d erfüllen, wobei γ_m als die Hälfte des Fächerwinkels definiert ist und der für jeden Datensatz anzulegende Wendelgewichtsfaktor, bezeichnet als W1(β,γ), W2(β,γ), W3(β,γ) und W4(β,γ), ist:

wobei

In den Gleichungen 5 bis 8 ist α(x) definiert als:

α(β,γ) = α[χ(4b,γ)] = 3χ²(β,γ) - 2χ³(β,γ)

wobei

Die durch die Gewichtsfunktion definierten Bereiche in den Datenebenen werden in den Fig. 6 und 7 veranschaulicht. Die schraffierten Bereiche in Fig. 7 stellen die zur Re konstruktion eines Bildschnitts verwendeten Daten von jeder Datenebene dar. Für einen Fächerwinkel 2γ_m = π/4 be trägt der betätigbare Bereich für das bzw. den vorstehend beschriebene(n) Bildrekonstruktions-Rechenverfahren bzw. -Algorithmus

8/3d < s < 16/5d.

Die in den Gleichungen 5 bis 8 beschriebenen Gewichtsfunk tionen sind kontinuierlich. Jedoch ist die erste Ableitung jeder derartigen Gleichung an den Grenzlinien nicht konti nuierlich bzw. diskontinuierlich. Wenn erforderlich, kann diese Diskontinuität durch Auffächern von wenigen Kanälen (∼ 10 Kanälen) über die Grenze beseitigt werden.

Einmal zur Erzeugung von gewichteten Projektionsdatenfel dern 60A-D und zur Verringerung der Verarbeitungszeit ge wichtet, können die Projektionen von demselben Drehrah men(Ansichts)winkel, aber von verschiedenen Erfassungsein richtungsreihen vor der Filterung und Rückprojektion kom biniert werden. Einige Projektionsansichten in Datenreihe 1 sind 360° von den entsprechenden Projektionsansichten in Datenreihe 4 entfernt. Diese Ansichtspaare können weiter hin vor der Filterung kombiniert werden, um irgendeine unnötige Erhöhung der Verarbeitungslast zu beseitigen.

Im Hinblick auf das bzw. den vorstehend beschriebene(n) Rechenverfahren bzw. Algorithmus müssen ungefähr 5,5π Wer te von Projektionsdaten vorverarbeitet werden, um einen Schnitt zu rekonstruieren. Verglichen mit dem zur Rekon struktion eines Bilds bei herkömmlichen Abtastungen (so wohl axial als auch wendelförmig) erforderlichen Datenaus maß nimmt die Vorverarbeitungslast bei einer Vier-Strahl wendelabtastung um 2.7-mal zu.

Die zur Rekonstruktion von benachbarten Schnitten erfor derlichen Projektionsdaten können durch vertikale Ver schiebung der Ursprungs des Ansichtswinkels β zur Ausrich tung zu einem neu zu rekonstruierenden Schnitt identifi ziert werden. In den meisten Fällen gibt es in jedem Da tensatz bedeutende Überlappungen zwischen den Daten für einen Schnitt und denen für benachbarte Schnitte. Vor der Gewichtung ist die Vorverarbeitung nicht Schnitt-Positi ons-abhängig. Somit können Vorverarbeitungsergebnisse (oh ne Wendelgewichtung) für zukünftige Wiederverwendung in Pufferspeichereinrichtungen gespeichert werden. Dies kann in vielen Fällen die Vorverarbeitungslast bedeutend ver ringern, insbesondere bei retrospektiver Rekonstruktion.

Wenn das gewünschte Schnittprofil dicker als die durch die vorstehend beschriebenen Daten- und Rekonstruktions-Re chenverfahren bzw. -Algorithmus unterstützten Profile ist, kann ein dickerer Schnitt durch Addieren von einer Viel zahl von dünnen Schnitten innerhalb des gewünschten Schnittprofils abgeleitet werden. Wenn die Vielzahl der dünnen Schnitte an sich nicht von Interesse ist, kann der Zwischenschritt einer Rekonstruktion der Vielzahl von dünnen Schnitten durch Durchführung der entsprechenden Addition früh in der Projektionsdomäne umgangen werden. Dies verringert die Berechnungslast und die Bildspeicher last. Die sich ergebenden Gewichtsfunktionen können durch Addition der entsprechend verschobenen Versionen der Date nebenen abgeleitet werden.

Ein alternatives bzw. alternativer Wendelrekonstruktions- Rechenverfahren bzw. -Algorithmus wird nachstehend be schrieben. Dieses Rechenverfahren bzw. dieser Algorithmus ist auf Mehrfachschnittsysteme anwendbar und nicht auf eine Praxis mit vier Reihenerfassungseinrichtungen be schränkt. Insbesondere bildet bei einem gegebenen An sichtswinkel bei einer Wendelabtastung ein Mehrfachreihen- Erfassungssystem Mehrfachreihen-Messungen an verschiedenen z-Orten, bezeichnet als p(β,γ,z), wobei β und γ der An sichtswinkel bzw. der Erfassungseinrichtungswinkel sind. Wenn z1 und z2 die Orte von zwei Reihen von Messungen von dieser Ansicht darstellen, die am nächsten zu und auf ge genüberliegenden Seiten des Schnittorts z₀ sind, können die korrekten Projektionsdaten des Schnitts bei z₀, bezeichnet als p_z0(β,γ), geschätzt werden als:

Für jedes β und γ und ohne Berücksichtigung der jeweiligen Erfassungseinrichtungsreihe können die Projektionsdaten mit Werten von z, die z₀ strecken, zur Bestimmung von p_z0(β,γ) verwendet werden. Verschiedene Reihen können daher für verschiedene Werte von β und γ zu dem Projektionsdaten satz bei z₀ beitragen. Wenn der Vertex des Kegelstrahls, d. h. der Röntgenstrahl-Brennpunkt, den zu rekonstruieren den Schnitt bei dem Ansichtswinkel β0 schneidet, kann der Schnitt unter Verwendung wohlbekannter Rekonstruktions-Re chenverfahren bzw. -Algorithmen von einem beim Ansichtswin kel β0 zentrierten 2π Wert der geschätzten Daten p_z0(β,γ) rekonstruiert werden. Derartige Rechenverfahren bzw. Algo rithmen enthalten ein bzw. einen Standard-Fächerstrahl-Re konstruktions-Rechenverfahren bzw. -Algorithmus oder ein bzw. einen in dem US-Patent Nr. 4 580 219 beschriebenes bzw. beschriebenen Fächer-Strahl-Unterabtast-Re chenverfahren bzw. -Algorithmus. Der Schnitt kann auch aus einem π + Fächerwinkel-Wert der geschätzten Daten p_z0(β,γ) rekonstruiert werden, auch zentriert beim Ansichtswinkel β0, unter Verwendung des in D.L. Parker, "Optimal Short Scan Convolution Reconstruction For Fan-beam CT", Med. Phys. 9, 254-257 (1982) beschriebenen Fächerstrahl-Halbab tast-Rechenverfahrens bzw. -Algorithmus.

Ein Anlegen der Fächerstrahl-Halbabtast- oder Unterabtast- Rechenverfahren bzw. -Algorithmus auf die geschätzten Da ten p_z0(β,γ) wird zur Verringerung der Kegelstrahlartefakte beitragen. Die durch entweder das bzw. den Fächerstrahl- Halbabtast- oder Unterabtast-Rechenverfahren bzw. -Algo rithmus eingeführte Gewichtsfunktion ist eine Funktion sowohl des Ansichtswinkels β als auch des Erfassungsein richtungswinkels γ.

Noch ein anderes alternatives bzw. anderer alternativer Schätzungs-Rechenverfahren bzw. -Algorithmus ist nachste hend beschrieben. Dieses Rechenverfahren bzw. dieser Algo rithmus ist auch auf Mehrfach-Schnittsysteme anwendbar. Insbesondere kann eine lineare Kombination von Messungen, mit abhängig von ihrem z-Abstand von dem gewünschten Schnitt an die Messungen angelegten Gewichtungen, verwen det werden als:

wobei i ein Index ist, der über Projektionsmessungen bei (θ,γ) verläuft. Die Breite der Gewichtsfunktion w(z) steu ert die Schnittdicke und den Rauschpegel des Bilds.

Eine mögliche Form für die Gewichtsfunktion w(z) ist ein Dreieck mit einer Amplitude von 1 bei z = 0 und einem Wert von Null bei ±Δz und Δz sollte derart gewählt werden, daß zumindest eine Messung mit einem Wert ungleich Null für w(z) bei jedem Wert von (θ,γ) ist. Für irgendein w(z) wird sich die Summe von Werten ungleich Null für w für ein ge gebenes (θ,γ) mit θ und γ verändern. Dies wird durch den Nenner in Gleichung 11 normiert. Ein Erhöhen von Δz führt zu einem dickeren Schnitt und einem niedrigeren Rauschpe gel. Die Form des Schnittprofils wird ungefähr w(z) gefal tet mit der Schnittrichtungsabtastöffnung.

Wie bekannt ist, wird bei einer 360° Drehung jedes Paar von (θ,γ) zweimal gemessen und P(θ,γ,z) = P(θ + 2γ + 180°, -γ,z). Diese Symmetrie kann verwendet werden, um die Anzahl der mit Gleichung (11) zur Schätzung P(θ,γ,z₀) ver wendeten Messungen P(θ,γ,z_i) zu erhöhen. Werte von P(θ,γ,z_i) für zwei Werte von z_i können aus jeder 360° Umdrehung und jeder Erfassungseinrichtungsreihe erhalten werden.

Andere Formen für w(z) können gewählt werden, wie bei spielsweise kosinusförmig oder kubisch. Es wird angenom men, daß es für ein w(z) mit einer graduellen Abschrägung nahe einem Wert von Null vorteilhaft ist. Eine graduelle Abschrägung kann besser sicherstellen, daß eine Erfas sungseinrichtungsreihe beginnt, graduell zu dem Projekti onsdatensatz beizutragen und somit eine gewisse Artefakt- Immunität zu erzeugen.

Aus der vorstehenden Beschreibung zahlreicher Ausführungs beispiele der vorliegenden Erfindung ist erkennbar, daß die Aufgaben der Erfindung erreicht werden. Obwohl die Erfindung genau beschrieben und veranschaulicht wurde, ist deutlich zu verstehen, daß dasselbe nur zur Veranschauli chung und als Beispiel und nicht als Beschränkung geschah. Beispielsweise ist das hier beschrieben Computer-Tomo graphie-System ein System der "dritten Generation", bei dem sich sowohl die Röntgenstrahlquelle als auch die Er fassungseinrichtung mit dem Drehrahmen drehen. Viele ande re Computer-Tomographie-Systeme einschließlich Systemen der "vierten Generation", in denen die Erfassungseinrich tung eine stationäre Vollring-Erfassungseinrichtung ist und sich nur die Röntgenstrahlquelle mit dem Drehrahmen dreht, können verwendet werden. Auch ist die Erfindung nicht auf eine Verwendung bei Systemen mit genau vier Er fassungseinrichtungsreihen beschränkt. Demgemäß ist der Schutzbereich der Erfindung nur durch den Wortlaut der Ansprüche beschränkt.

Die vorliegende Erfindung ist in einer Form eine Vorrich tung zur Durchführung einer Bildrekonstruktion unter Ver wendung von bei einer Vier-Strahl-Wendelabtastung erhalte nen Daten. Bei der Rekonstruktion eines Bilds werden Pro jektionsdatenfelder erzeugt. Derartige Projektionsdaten werden dann durch Gewichtsfaktoren gewichtet, um gewichte te Projektionsdatenfelder zu erzeugen. Die gewichteten Projektionsdatenfelder werden gefiltert und rückproji ziert, um ein Bilddatenfeld zu erzeugen. Die Bilddatenfel der für die Strahlen werden dann addiert, um ein Schnitt- Bilddatenfeld zu erzeugen.

Claims

1. System (10) zur Erzeugung eines tomographischen Bilds eines Objekts aus bei einer Wendelabtastung erfaßten Pro jektionsdaten, wobei das System (10) ein Vier-Reihen-Er fassungseinrichtungsfeld (18) enthält und das tomographi sche Bildsystem (10) ein Bildrekonstruktionssystem (34) umfaßt mit

(a) einer Einrichtung zur Erzeugung von Projektionsdaten feldern (54A, 54B, 54C, 54D) entsprechend zu von jedem der Röntgenstrahl-Fächerstrahlen erhaltenen Daten,
(b) einer Einrichtung zur Anwendung einer Gewichtsfunktion (56A, 56B, 56C, 56D) auf jedes der in Schritt (a) erzeug ten Projektionsdatenfelder, um jeweilige gewichtete Pro jektionsdatenfelder (60A, 60B, 60C, 60D) zu erzeugen, wo bei die auf jeden Datensatz anzuwendende Gewichtsfunktion, bezeichnet als W1(β,γ), W2(β,γ), W3(β,γ) und W4(β,γ), lautet: wobei wobei wobeiα(β,γ) = α[χ(β,γ)] = 3χ²(β,γ) - 2ξ³(β,γ),und wobei
(c) einer Einrichtung zur Erzeugung von zur Konstruktion eines Schnittbilds (68) zu verwendenden Bilddatenfeldern (64A, 64B, 64C, 64D) aus den in Schritt (b) erzeugten Projektionsdatenfeldern.

2. System (10) nach Anspruch 1, wobei die Einrichtung zur Erzeugung von Bilddatenfeldern eine Einrichtung zur Durchführung einer Filterung und Rückpro jektion (62A, 62B, 62C, 62D) für jedes gewichtete Projek tionsdatenfeld (60A, 60B, 60C, 60D) umfaßt.

3. System (10) nach Anspruch 2, wobei eine Einrichtung zur Kombination von Datenfeldern vom sel ben Drehrahmenwinkel, aber von verschiedenen Erfassungs einrichtungsreihen ausgebildet ist.

4. System (10) nach Anspruch 1, wobei eine Systemspeichereinrichtung (38) zur Speicherung der Daten zur Rekonstruktion aufeinander folgender Schnitte ausgebildet ist.

5. System (10) nach Anspruch 1, wobei das Bildrekonstruktionssystem (34) eine Einrichtung zur Addition einer Vielzahl von dünnen Schnitten innerhalb eines gewünschten Schnittprofils, wenn das gewünschte Schnittprofil dicker als das dünnste durch das Datenfeld unterstützte Profil ist, umfaßt.

6. Verfahren zur Erzeugung eines tomographischen Bilds eines Objekts aus bei einer Wendelabtastung erfaßten Pro jektionsdaten, wobei das System (10) ein Vier-Reihen-Er fassungseinrichtungsfeld (18) enthält und ein Bildrekon struktionssystem (34) umfaßt, wobei das Verfahren die Schritte umfaßt:

(a) Erzeugen von Projektionsdatenfeldern (54A, 54B, 54C, 54D) entsprechend zu von jedem der Röntgenstrahlfächer strahlen erhaltenen Daten,
(b) Anwenden einer Gewichtsfunktion (56A, 56B, 56C, 56D) auf jedes der in Schritt (a) erzeugten Projektionsdaten felder, um jeweilige gewichtete Projektionsdatenfelder (60A, 60B, 60C, 60D) zu erzeugen, wobei die auf jeden Da tensatz anzuwendende Gewichtsfunktion, bezeichnet als W1(β,γ), W2(β,γ), W3(β,γ) und W4(β,γ), lautet: wobei wobei wobeiα(β,γ) = α[χ(β,γ)] = 3χ²(β,γ) - 2χ³(β,γ),und wobei
(c) Erzeugen von zur Konstruktion eines Schnittbilds (68) zu verwendenden Bilddatenfeldern (64A, 64B, 64C, 64D) aus den in Schritt (b) erzeugten Projektionsdatenfeldern.

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei der Schritt des Erzeugens von Bilddatenfeldern den Schritt einer Durchführung einer Filterung und Rückprojektion (62A, 62B, 62C, 62D) für jedes gewichtete Projektionsda tenfeld (60A, 60B, 60C, 60D) umfaßt.

8. Verfahren nach Anspruch 7, wobei vor dem Schritt des Durchführens einer Filterung und Rück projektion Datenfelder vom selben Drehrahmenwinkel, aber von verschiedenen Erfassungseinrichtungsreihen kombiniert werden.

9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei wenn eine Projektionsansicht in einer ersten Datenreihe 360° von einer Projektionsansicht in einer vierten Datenreihe entfernt ist, die Ansichten vor einer Filterung und Rückprojektion kombiniert werden.

10. Verfahren nach Anspruch 6, wobei vor dem Schritt des Anwendens einer Gewichtsfunktion auf jedes der Projektionsdatenfelder ein Schritt eines Spei cherns der Daten zur Rekonstruktion aufeinanderfolgender Schnitte in einer Systemspeichereinrichtung (38) durchge führt wird.

11. Verfahren nach Anspruch 6, mit dem Schritt des Addierens einer Vielzahl von dünnen Schnitten innerhalb eines gewünschten Schnittprofils, wenn das gewünschte Schnittprofil dicker als das dünnste durch das Datenfeld unterstützte Profil ist.

12. Volumetrische Computer-Tomographie-Vorrichtung (10) mit:

(a) einem Drehrahmen (12) mit einer Röntgenstrahlquelle (14) und einer Mehrfach-Reihen-Erfassungseinrichtung (18),
(b) einer Datenerfassungseinrichtung (32), die mit der Erfassungseinrichtung (18) gekoppelt ist, und
(c) einer Verarbeitungseinrichtung (36), die mit dem Da tenerfassungssystem (34) gekoppelt ist, wobei die Erfas sungseinrichtung (36) zur Schätzung von Projektionsdaten p_z0(β,γ) für einen Ort z₀ unter Verwendung von durch die Erfassungseinrichtungsreihen an Orten z₁ und z₂ gemessenen Projektionsdaten ausgebildet ist, wobei die Verarbeitungseinrichtung (36) zur Schätzung der Projekti onsdaten p_z0(β,γ) ausgebildet ist, unter Verwendung der Beziehung:

13. Volumetrische Computer-Tomographie-Vorrichtung (10) nach Anspruch 12, wobei die Erfassungseinrichtungen (18) in verschiedenen Reihen zu den geschätzten Projektionsdaten p_z0(β,γ) beitragen.

14. Volumetrische Computer-Tomographie-Vorrichtung (10) nach Anspruch 12, mit:
einer Bildrekonstruktionseinrichtung (34) zur Erzeugung eines Bildschnitts an einem Ort z₀ unter Verwendung der geschätzten Projektionsdaten p_z0(β,γ).

15. Volumetrische Computer-Tomographie-Vorrichtung (10) mit:

(a) einem Drehrahmen (12) mit einer Röntgenstrahlquelle (14) und einer Mehrfach-Reihen-Erfassungseinrichtung (18),
(b) einem Datenerfassungssystem (32), das mit der Erfas sungseinrichtung (18) gekoppelt ist, und
(c) einer Verarbeitungseinrichtung (36), die mit dem Da tenerfassungseinrichtungssystem (32) gekoppelt ist, wobei die Verarbeitungseinrichtung für einen Ort z₀ Projektions daten p_z0(β,γ) unter Verwendung von durch die Erfassungsein richtungsreihen an Orten z₁ und z₂ gemessenen Projektionsdaten schätzt, wobei die Verarbeitungseinrich tung (36) zur Schätzung der Projektionsdaten p_z0(β,γ) ausge bildet ist, unter Verwendung der Beziehung

16. Volumetrische Computer-Tomographie-Vorrichtung (10) nach Anspruch 15, wobei die Erfassungseinrichtungen (18) in verschiedenen Reihen zu den geschätzten Projektionsdaten p_z0(β,γ) beitragen.

17. Volumetrische Computer-Tomographie-Vorrichtung (10) nach Anspruch 15, mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung (34), wobei die Re konstruktionseinrichtung (34) einen Bildschnitt am Ort z₀ unter Verwendung der geschätzten Projektionsdaten p_z0(β,γ) erzeugt.