DE2944252C2 - - Google Patents

Description

Die Erfindung geht aus von einem Computer-Tomographen, der nach dem Fächerstrahlprinzip arbeitet, gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1.

Bei CT-Abtastern, wie sie beispielsweise in der GB-PS 12 83 915 beschrieben sind, durchsetzen Röntgenstrahlen eine Scheibe bzw. Schicht des zu untersuchenden Patienten. Eine Strahlenquelle kreist dabei um den Patienten und richtet ihre Strahlen aus einer Vielzahl von verschiedenen Richtungen durch die Schicht. Die Strahlungsintensität, die aus der Schicht austritt, wird dann für eine Vielzahl jeweils schmaler Strahlenwege gemessen.

Bei der Untersuchung des Patienten wird mindestens ein Teil der Schicht als Matrix von Elementbereichen aufgefaßt, und für jeden dieser Bereiche wird eine Abschätzung der Dämpfung der Strahlung vorgenommen. Die schmalen Strahlengänge sind so verteilt, daß jeder Elementbereich im Verlauf einer Abtastung von einer großen Anzahl dieser Strahlen geschnitten wird. Die nach Austritt aus dem Körper gemessene Intensität für jeden Strahl ist dann ein Maß für die gesamte Abschwächung der Strahlung durch die Elementbereiche, die von diesem Strahl durchdrungen werden. In der Praxis schneidet ein Strahl dabei einige Elementbereiche nur teilweise.

Die gemessenen Intensitätswerte werden dann durch einen Rechner weiter aufbereitet, beispielsweise nach dem Verfahren der oben erwähnten britischen Patentschrift oder der GB-PS 14 71 531; auf diese Weise wird ein Bild erzeugt, in welchem jeder einzelne Punkt eine Helligkeit besitzt, die der Absorption oder Abschwächung der Strahlung in dem entsprechend gelagerten Elementbereich entspricht.

Eine Fehlerquelle bei diesem Verfahren ist darin zu sehen, daß die Abschwächung für unterschiedliche Strahlungsenergien nicht gleich ist. Strahlen mit geringer Energie werden stärker abgeschwächt als Strahlen hoher Energie. Dies führt zu einer Verhärtung der Strahlung. Für Gewebe mit relativ geringer Absorption ist die Verhärtung nur gering. Für wesentlich stärker absorbierendes Material, beispielsweise Knochen, ist diese Verhärtung jedoch zu berücksichtigen, da sonst die rekonstruierte Absorptionsverteilung auf die Elementbereiche des entsprechenden Strahls fehlerhaft wird.

Eine weitere Fehlerquelle resultiert aus der Streustrahlung. Dieser Fehler hängt von der Dichte des Gewebes ab, das außerhalb des gemessenen Strahls von Strahlung durchsetzt wird.

Zur Korrektur dieser und ähnlicher Fehler, die von der Dichte des Gewebes abhängen, ist es notwendig, die Dichteverteilung des Gewebes etwa zu kennen, die natürlich erst durch das zu rekonstruierende Transversalschichtbild bestimmt werden muß. Es wurde vorgeschlagen, zunächst eine erste grobe Annäherung der Absorptionsverteilung vorzunehmen, in der die erwähnten Fehler unberücksichtigt bleiben. Dies ergibt eine gewisse, wenn auch noch nicht vollständig richtige Kenntnis der Dichteverteilung des Gewebes. Die Schichtbild-Darstellung wird dann bei der Vorwärtsprojektion zur erneuten Berechnung der Gesamtabsorption für die Strahlengänge durch den Körper benutzt; diese sind ähnlich den ersten Messungen mit den Detektoren. Dies wird durch Aufsummieren der Absorption längs eines Strahlenganges etwa gemäß der GB-PS 12 83 915 erreicht. Die zurückgerechneten Dämpfungsmessungen werden dann weiter ausgewertet, um so Fehler wie die Verhärtung oder die Streuung zu berücksichtigen, und sie dienen dann zur Erzeugung der richtigen Darstellung.

Aus der US-PS 40 88 887 ist ein nach dem Fächerstrahlprinzip arbeitender CT-Abtaster bekannt, bei dem parallele Strahlengruppen zur Auswertung weiterverarbeitet werden. Die Drehbewegung des Strahlenfächers ist kontinuierlich, wobei durch die Wahl kleiner Winkeländerungen bei der Querabtastung nur geringe Abweichungen von exakt parallelen Strahlen auftreten. Eine Korrektur von rückwärts projizierten Strahlenwerten ist nicht vorgesehen.

Aus der US-PS 40 42 811 ist ebenfalls ein nach dem Fächerstrahlprinzip arbeitender Computer-Tomograph bekannt, bei dem jedoch eine zweite Rückwärtsprojektion der korrigierten Parallelstrahlwerte nicht vorgesehen ist.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, bei einem nach dem Fächerstrahlprinzip arbeitenden Computer-Tomographen gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 eine effiziente Datenauswertung mit Fehlerkorrektur anzugeben.

Diese Aufgabe wird mit den Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst.

Gemäß der Erfindung wird die Auswertung für die erste Näherung der Darstellung ein Algorithmus für eine fächerförmige Verteilung der Strahlengänge benutzt, also ein Algorithmus, der auf die tatsächlich durch das Gerät erzeugten fächerförmigen Strahlengänge abgestellt ist. Im Gegensatz zum Stand der Technik wird gemäß der Erfindung jedoch für den zweiten Durchgang ein anderer Algorithmus verwendet, nämlich ein solcher für parallele Strahlengänge. Der zweite Durchgang kann daher wesentlich schneller durchgeführt werden, so daß man mit dem erfindungsgemäßen Computer-Tomographen insgesamt bei Verbesserung der Darstellung wesentlich schneller ein richtiges Ergebnis erhält.

Die Erfindung wird im folgenden anhand schematischer Zeichnungen an Ausführungsbeispielen näher erläutert.

Fig. 1 zeigt in vereinfachter Form einen Computer-Tomographen,

Fig. 2 dient zur Erklärung der sogenannten Rückwärtsprojektion von Daten für parallele Strahlengänge durch den Körper,

Fig. 3 zeigt das Flußdiagramm für diese Rückwärtsprojektion nach Fig. 3,

Fig. 4 dient zur Erklärung der Rückwärtsprojektion von Daten für fächerförmig verteilte Strahlengänge im Körper,

Fig. 5 zeigt wiederum das zugehörige Flußdiagramm für diese Rückwärtsprojektion nach Fig. 4,

Fig. 6 zeigt das Flußdiagramm für die Maßnahmen nach den Fig. 2 und 3 sowie 4 und 5,

Fig. 7 zeigt ein praktisches Ausführungsbeispiel einer CT-Schaltung.

Fig. 1 zeigt schematisch einen Computer-Tomographen. Die der Abschwächung der Strahlung im Körper 1 entsprechenden Daten werden durch die schematisch angedeutete Abtastanordnung erzeugt. Diese ist auf einem drehbaren Ring 2 befestigt und umfaßt eine Strahlenquelle 3, die eine fächerförmig verteilte Strahlung 4 durch den Körper 1 sendet. Die an dem Körper austretende Strahlung wird durch Detektoren 5 gemessen. Das dargestellte Beispiel entspricht dem Gerät nach der US-Patentschrift 40 35 647, bei welchem die Strahlenquelle und die Detektoren um den Körper herum gedreht werden. Während des Drehens werden die Meßwerte an den Ausgängen der Detektoren wiederholt gesammelt. Die Meßwerte an den Detektorausgängen entsprechen der Transparenz bzw. Schwächung der Strahlung auf den entsprechenden Strahlengängen eines Satzes von über den Fächer verteilter Strahlen. Die Abtastung ergibt dann eine Vielzahl solcher Datensätze für eine Vielzahl von Strahlengängen, und zwar für jeweils einen anderen mittleren Fächerwinkel in der abzutastenden Schicht. Die Erfindung kann natürlich auch bei anderen Arten von Geräten angewendet werden, beispielsweise bei solchen, bei denen die Detektoren nicht rotieren, sondern die Strahlenquelle über diese hinwegbewegt wird.

Die Daten werden dann durch eine Schaltung 6 verarbeitet, in welcher sie in digitale und logarithmische Form umgewandelt werden und noch anderen geeigneten Behandlungen unterworfen werden. Diese Datensignale entsprechen dann den Messungen der Abschwächung der Strahlung längs der entsprechenden Strahlungsgänge. Die Datensignale werden dann in einer Schaltung 7 weiter verarbeitet und die gewünschte Rekonstruktion der Verteilung der Abschwächung in der untersuchten Schicht erzeugt. Sie entsprechen Dämpfungswerten von Elementen der Matrix, die oben erwähnt wurde, und jeder Dämpfungswert wird dann in einem Speicher abgespeichert, und zwar an einer Stelle, die dem entsprechenden Element entspricht. Sie werden dann in der Schaltung 8 für eine Darstellung auf einem Schirmbild weiter verarbeitet, und zwar in einer für eine in gewisse Anzeigeeinrichtung 9 geeigneten Form. Die Erfindung bezieht sich jedoch nur auf eine neuartige Form der Auswertung und Aufbereitung eines Teiles in der Schaltung 7, und die anschließende Aufbereitung für die Darstellung wird deshalb nicht weiter beschrieben. Die Schaltung 7 benötigt Informationen, die für das Fortschreiten der Abtastung kennzeichnend sind, so daß jedes Datensignal auch richtig mit einem bestimmten Strahlengang identifiziert wird. Aus diesem Grunde umfaßt das Gerät noch einen Raster-Zeitdetektor 10. In dem gezeigten Ausführungsbeispiel besteht dieser Detektor aus undurchsichtigen Marken, die auf einem durchsichtigen Substrat angebracht sind, das mit einer Photozelle zusammenwirkt und durch welche die durch die Marken erzeugten Unterbrechungen eines von einer Lichtquelle ausgehenden Lichtstrahles feststellt, so daß Impulse erzeugt werden, die für die Drehung der Quelle 3 kennzeichnend sind. Der Rasterdetektor kann natürlich auch mit Reflektion arbeiten, oder es kann auch jeder andere Bewegungsdetektor verwendet werden, beispielsweise mit Magnetköpfen oder mit einem getrennten Getriebe-Dekodierer.

Wie erwähnt, kann die Auswertung nach dem sogenannten Konvolutions-Verfahren durchgeführt werden, wie sie in der DE-OS 24 20 500 beschrieben ist. Nach dieser Methode werden die Ausgangssignale der Detektoren in Sätzen zusammengefaßt, die den Sätzen der Strahlengänge durch den Körper entsprechen. Das Ausgangssignal jedes Strahlenganges wird dann durch die Kombination von anderen Ausgangssignalen in dem gleichen Satz modifiziert, und zwar in einer hier näher erklärten Weise.

Die gewünschte Darstellung wird dadurch erzielt, daß an einem Speicherpunkt für jedes Matrixelement die modifizierten Signale für alle Strahlengänge hinzuaddiert werden, die durch das Element hindurchtreten. Das Korrekturverfahren ermöglicht dies. Dieses Hinzuaddieren wird dadurch erreicht, daß für jeden Strahlengang sein modifiziertes Signal allen Elementen längs des entsprechenden Strahlenganges hinzuaddiert wird. Natürlich schneiden nicht alle Strahlengänge sämtliche Elemente vollständig, und die Signale werden deshalb gewichtet, um das Verhältnis der Durchtrittslänge zu berücksichtigen. Diese Interpolation kann auch dadurch erreicht werden, daß Interpolationssignale für Strahlengänge erzeugt werden, die ein bestimmtes Element deutlich schneiden.

Das Verfahren des Hinzuaddierens der Signale an Stellen für die Matrixelemente wird "Rückwärtsprojektion" bezeichnet und ist weit verbreitet und beispielsweise in der britischen Patentschrift 12 83 915 beschrieben. Das zuerst angewendete Verfahren der Rückwärtsprojektion erzeugt eine Darstellung, die, wie eingangs beschrieben wurde, falsch sein kann, und zwar beispielsweise aufgrund von Verhärtungsfehlern, Streustrahlungsfehlern oder dergleichen. Eine Korrektur kann durch einen sogenannten "zweiten Durchlauf" durchgeführt werden. Die Datensignale für die Strahlenwege durch die Matrix werden durch die Umkehr der Rückwärtsprojektion wiedergewonnen, dieses Verfahren wird auch "Vorwärtsprojektion" bezeichnet. Hierzu ist nur eine Aufsummierung der Absorptionswerte für jeden Strahlengang und für alle Elemente längs dieses Strahlenganges nötig, und dieses Verfahren ist ebenfalls in der britischen Patentschrift 12 83 915 beschrieben. Sie werden dann korrigiert, um die Fehler zu berücksichtigen, und die korrigierten Signale werden dann erneut einer Rückwärtsprojektion unterworfen, um so eine korrigierte Darstellung zu erhalten. Das Verfahren der Vorwärtsprojektion, Korrektur und Rückwärtsprojektion kann wiederholt werden, um so eine noch genauere Darstellung zu erhalten, falls dies gewünscht wird.

Die Korrekturen durch die Vorwärtsprojektion können auch dadurch ausgeführt werden, daß nur die Dämpfungswerte oberhalb einer bestimmten Schwelle berücksichtigt werden, aus denen Korrekturen berechnet werden, die dann bei der Rückwärtsprojektion der zuerst gewonnenen Darstellung hinzuaddiert werden. Die erste Darstellung dient also im wesentlichen nur zur Darstellung derjenigen Bereiche des Körpers, durch welche die größten Fehler erzeugt werden. Ein Beispiel für ein solches Korrekturverfahren ist beispielsweise in der deutschen Offenlegungsschrift 27 30 324 beschrieben. Die Art der Korrektur, die angewendet wird, ist jedoch nicht Teil dieser Erfindung, und es kann hierfür jede geeignete Art verwendet werden. Die Erfindung betrifft vielmehr eine Verbesserung der Reihenfolge von Rückwärtsprojektion, Vorwärtsprojektion und erneuter Rückwärtsprojektion.

Eine Art von CT-Geräten, wie sie mit Erfolg in der Medizin verwendet wird, erzeugt Datensignale für einen Satz von Strahlengängen, bei dem alle Strahlengänge des Satzes parallel zueinander verlaufen. Nach der Modifizierung und Interpolation werden die Signale längs der parallelen Strahlengänge in die Matrix rückwärts projiziert. Für den zweiten Durchgang werden sie ebenfalls längs der parallelen Strahlengänge vorwärts projiziert, korrigiert und erneut längs der parallelen Strahlengänge rückwärts projiziert. Das Verfahren ist einfach, da ein Adressenwähler die Signale weiterleitet und unmittelbar von einem Element zum anderen und von einem Strahlengang zum anderen springt; dies wird durch den gleichmäßigen Abstand der parallelen Strahlengänge erleichtert.

Fig. 2 zeigt das der Rückwärtsprojektion der Sätze von Daten folgende Verfahren für parallele Strahlengänge. Dieses Verfahren wird oftmals angewendet und ist bestens eingeführt. Fig. 2 zeigt einen Teil einer kartesischen Matrix von Elementbereichen des zu untersuchenden Körpers 1. Jedes Element wird als festes Element mit rechteckigen Seiten aufgefaßt und ist bestimmt durch seinen Mittelpunkt 12.

Jeder Punkt 12 entspricht einer Speicherstelle in einem Datenspeicher, in welchem die Darstellung zusammengesetzt werden soll, und die Daten werden in dem Datenspeicher so organisiert, daß hierdurch das beschriebene Verfahren simuliert wird.

Die Matrixelemente besitzen einen Abstand m, und sie werden durch die Strahlen von Strahlengängen geschnitten, die senkrecht zu der Linie 13 verlaufen. Obwohl die Strahlengänge endliche Breite besitzen, werden ihre entsprechenden Werte so betrachtet, als würden sie ihren Mittellinien entsprechen, welche jeweils die Linie 13 an den Punkten 14 schneiden. In der Praxis bedeutet dies, daß nicht genügend Strahlengänge durch alle Matrixelemente 12 hindurchgehen, und die Datenwerte für die einzelnen Strahlengänge werden deshalb interpoliert, um so eine erhöhte Anzahl von Datenwerten zu schaffen, die für Strahlengänge gemessen werden können, deren Mittellinien die Linie 13 an den Punkten 15 schneidet. Wie erwähnt, durchdringt eine Vielzahl solcher Strahlengangsätze den Körper 1 in einer Vielzahl von unterschiedlichen Richtungen. Wie aus Fig. 2 ersichtlich, ist die Linie 13 gegenüber den Reihen von Matrixelementen um einen mittleren Winkel Φ geneigt.

Die Rückwärtsprojektion setzt voraus, daß für jede Speicherstelle die modifizierten Dämpfungswerte aufsummiert werden, und zwar für die tatsächlichen Werte oder für die interpolierten Werte, und zwar für alle Strahlenwege, für jeden Satz einen, deren Mittellinie durch das entsprechende Matrixelement verläuft. Die Datensignale können in beliebiger Reihenfolge den Matrixelementen zugeordnet werden. Es ist jedoch wünschenswert, eine solche Reihenfolge zu verwenden, die eine vorteilhafte Datenorganisation ermöglicht. Es ist deshalb üblich, einmal in eine genau bestimmte Gruppe von Speicherstellen rückwärts zu projizieren, die typischerweise eine Reihe Spalte oder Diagonale der Matrix der Elemente ist. Jedes Element der obersten Reihe nach Fig. 2 empfängt beispielsweise von dem Satz von dargestellten Datensätzen einen Wert für einen Strahlengang, der durch die Linie 16 dargestellt ist (der erste Punkt liegt auf der Linie 13).

Dies wird dadurch erreicht, daß die interpolierten Datensignale in dem Speicher gehalten werden und durch die gespeicherten Werte des Satzes von einem willkürlichen Anfangspunkt aus gezählt wird, wobei gleichzeitig längs der Matrixelemente von einer Stelle zur anderen gezählt wird. Wenn der Zählvorgang beispielsweise von dem Nullpunkt 0 bei der ersten Stelle 12 begonnen wird, so werden die Matrixadressen durch die Schaltung in gleichen Schritten von m-Einheiten gezählt, und das gleiche wird für jede Matrixreihe oder Matrixspalte durchgeführt. Zur Beibehaltung der Schritte müssen die Speicheradressen der interpolierten Werte um gleiche Schritte von m · cosΦ fortschreiten. cosΦ ändert sich, wenn ein neuer Satz von Strahlengängen ausgewählt wird, ist jedoch für das Zählen längs eines Satzes konstant. Bei jedem Schritt wird der zugehörige Datenwert von der laufenden Adresse in einem Speicher zu der laufenden Adresse im anderen überführt.

Fig. 3 zeigt das Flußdiagramm und die Reihenfolge der oben beschriebenen Schritte für die Rückwärtsprojektion von Daten für eine Anzahl von Sätzen von parallelen Strahlengängen bei unterschiedlichen Winkeln Φ auf eine Reihe von Matrixelementen. Dieses Diagramm spricht für sich selbst unter Berücksichtigung obiger Erklärungen und wird nicht näher beschrieben. Das Verfahren zur Vorwärtsprojektion von parallelen Daten kann in umgekehrter Folge wie beschrieben, durchgeführt werden. Alternativ können die Daten auch für die einzelnen Strahlengänge aufsummiert werden.

Bei anderen Arten von CT-Geräten werden die ursprünglichen Daten als Sätze von Signalen erzeugt, die Sätzen von Strahlengängen entsprechen, bei denen die Strahlengänge jedes Satzes fächerförmig um einen Focus verteilt sind. Der Focus kann beispielsweise die Strahlenquelle sein, die fächerartig abstrahlt, oder es kann sich hierbei um einen imaginären Focus handeln, der durch die besondere Art der Abtastmethode bestimmt ist. Ein Verfahren, das zur Auswertung dieser fächerförmig verteilten Sätze von Signalen geeignet ist, besteht darin, diese Daten als Satz von parallelen Strahlengängen aufzufassen, wovon man ausgehen kann, wenn geeignete Schritte bei der Abtastung getroffen werden. In diesem Fall wird die Rückwärtsprojektion und der zweite Durchlauf beide Male für parallele Strahlengänge durchgeführt, und zwar genauso wie oben beschrieben. Diese Maßnahme ist jedoch nachteilig. Ein Nachteil besteht darin, daß die Reorganisation in parallele Sätze zusätzliche Rechenvorgänge benötigt und damit die insgesamt nötige Auswertzeit erhöht.

Ein anderes anwendbares Verfahren zur Auswertung der Daten besteht darin, eine Verbesserung des erwähnten Konvolutions-Verfahren anzuwenden, die für Sätze von Daten für fächerförmig verteilte Strahlengänge geeignet ist. Eine entsprechende Abwandlung ist in der US-Patentschrift 40 88 887 beschrieben, und die Theorie einer solchen Abwandlung ist außerdem in "Reconstruction using divergent-ray shadowgraphs" aus "Reconstruction tomography in diagnostic radiology and nuclear medicine" ed. Ter-Pogossian u. a., Seiten 105 bis 117, 1977, Universität Park Press, Baltimore, von Hermann, Lakshminarayanan and Narparstek und anderen beschrieben worden.

Wenn ein solches alternatives Verfahren angewendet wird, wird die Rückwärtsprojektion ebenfalls längs der fächerverteilten Strahlengänge durchgeführt. Dies ist relativ unproblematisch, da die Stellungen der Strahlengänge und der Elemente der Matrix vorher bekannt sind. Ein Adressenwähler kann so schrittweise von einem Matrixelement zum anderen längs der Strahlengänge und zwischen den Strahlengängen bewegt werden.

Fig. 4 zeigt einen Teil der gleichen Matrixelemente 12 wie Fig. 2, die durch fächerförmig verteilte Strahlengänge geschnitten werden. Es wird angenommen, daß die Strahlengänge zwischen den Linien 17 sich über einen Winkel von einem Focus 18, bei dem es sich um die Strahlenquelle handeln kann, aus erstrecken. Die modifizierten Daten für abgestrahlte Strahlengänge sind interpoliert, und die damit erhöhte Anzahl von Strahlengängen, für welche Daten zur Verfügung stehen, ist durch die Punkte 15 dargestellt, an denen diese einen Bogen um den Mittelpunkt 18 schneiden. Wie bei den parallelen Strahlengängen werden auch hier wieder die Daten für diese interpolierten Strahlengänge gespeichert, und es ist wünschenswert, diese den Stellen für die Elemente des Matrixspeichers zu übertragen, so daß jedes Element die Datenwerte für denjenigen Strahlengang aufnimmt, der demjenigen Strahlengang am nächsten kommt, der durch den Mittelpunkt 12 hindurchgeht.

Das Verfahren für diese Rückwärtsprojektion ist im wesentlichen das gleiche wie im Zusammenhang mit Fig. 2 beschrieben, für gleiche Adressenschritte längs der Matrixreihen müssen jedoch die interpolierten Speicheradressen um unterschiedliche Schritte in Abhängigkeit vom Winkel Φ weiter bewegt werden, nämlich dem Neigungswinkel eines einzelnen Strahlenganges in bezug auf die Matrixspalten. Vom Ursprung 0 ausgehend, erfordert jeder aufeinanderfolgende Schritt längs der Matrixreihe einen größeren Schritt längs des Strahlenganges 15. Wenn die Adressen im Speicher für die interpolierten Daten durch die Werte von Φ dargestellt werden, wie dies üblich ist, dann ist für ein bestimmtes Matrixelement x₀+nm der richtige interpolierte Datenwert, der ausgewählt und der entsprechenden Matrixspeicherstelle zugeführt wird, bestimmt durch

Dies kann dadurch erreicht werden, daß ein zusätzlicher, als Abfragetabelle dienender Speicher vorgesehen wird, dieser Arcus-tangens-Speicher muß jedoch für jeden Schritt zugänglich sein.

Ein Flußdiagramm ähnlich nach Fig. 3 jedoch für die Rückwärtsprojektion von fächerförmig verteilten Strahlen zeigt Fig. 5. Die Vorwärtsprojektion ist ähnlich. Es ist ersichtlich, daß das Verfahren länger ist als das nach Fig. 3, mindestens wegen der nötigen Berechnung von ((x₀+nm)/Y), und wegen der Notwendigkeit der Bestimmung des Arcus-tangens davon aus dem Abfragespeicher, was in der inneren der drei Schleifen erfolgen muß, wo es für jeden neuen Matrixpunkt ausgeführt werden muß. Im Gegensatz hierzu wird im Falle des parallelen Satzes nach Fig. 2, bei dem zwar auch die Bestimmung von cosΦ aus dem Abfragespeicher vorgesehen ist, diese Bestimmung in der äußeren Schleife durchgeführt und muß daher nur einmal für jeden Satz von Strahlengängen ausgeführt werden.

Wegen der ungleichförmigen Art dieser divergierenden Strahlengänge wird die Rückwärtsprojektion notwendigerweise wesentlich länger als für die parallelen Strahlengänge. Es ist trotzdem weiterhin von Vorteil, diese Zunahme in der Rückwärtsprojektionszeit in Kauf zu nehmen, wegen der Vorteile der Auswertung der Daten für fächerförmig verteilte Strahlengänge.

Üblicherweise wird bei diesem System zunächst die Rückwärtsprojektion, dann die Vorwärtsprojektion (zwecks Korrektur) und dann wieder die Rückwärtsprojektion angewendet, und zwar jeweils längs der fächerförmig verteilten Strahlengänge.

Die Rückwärtsprojektion und der zweite Durchgang müssen nicht notwendigerweise bei denselben Strahlengängen durchgeführt werden. Die erste Rückwärtsprojektion der modifizierten Daten muß bei fächerförmig verteilten Strahlengängen durchgeführt werden, bei denen sie ursprünglich gemessen werden (einschließlich der interpolierten dazwischenliegenden Strahlengänge), wenn die Daten nicht neu gewonnen werden sollen. Der zweite Durchgang braucht jedoch nicht mit den Strahlengängen, mit denen bestrahlt wurde, durchgeführt werden, es ist nur nötig, daß die gleichen Strahlengänge sowohl für die Vorwärts- als auch für die anschließende Rückwärtsprojektion benutzt werden. Für den zweiten Durchlauf können beliebige Strahlengänge benutzt werden, die eine im wesentlichen gleichförmige Verteilung über die Matrix besitzen. Es wird vorgeschlagen, daß der zweite Durchgang mit einem Satz von parallelen Strahlengängen durchgeführt wird, die im wesentlichen gleichförmige Verteilung besitzen, so daß die relativ kürzere Zeit, in welcher die Vorwärts- und Rückwärtsprojektion mit parallelen Strahlengängen durchgeführt werden kann, die gesamte Auswertzeit wesentlich verkürzt. Das Auswerten kann ferner dadurch beschleunigt werden, daß weniger Sätze von Strahlengängen oder weniger Strahlengänge in jedem Satz oder beiden zusammen für den zweiten Umlauf benutzt werden, da diese ja nur für die Korrektur einer schon bestimmten Darstellung benutzt werden, wofür Daten von reduzierter räumlicher Häufigkeit benutzt werden können.

Fig. 6 zeigt ein Flußdiagramm des Verfahrens. Die Daten, die bei 19 in den Speicher eingegeben werden, werden bei 20 modifiziert, und zwar nach einem Verfahren, wie es beispielsweise in der US-Patentschrift 39 24 129 beschrieben ist, jedoch weiterhin modifiziert, wie dies oben für die Aufbereitung von Daten für Strahlengänge bei einer fächerförmigen Verteilung erklärt wurde. Die Modifikationen können bei Bedarf jede beliebige Form annehmen. Die Daten werden dann bei 21 interpoliert, um so Daten für eine vergrößerte Anzahl von Strahlengängen zu gewinnen, so daß ein Strahlengang jeweils ausreichend nahe an jedem Matrixelement zu liegen kommt. Eine bestimmte bevorzugte und geeignete Art der Interpolation ist in der US-PS 40 02 910 beschrieben.

Die erste Rückwärtsprojektion bei 22 erfolgt für eine Fächerverteilung der Strahlengänge, wie dies im Zusammenhang mit den Fig. 4 und 5 beschrieben ist, oder in einer anderen Art und Weise.

Die Vorwärtsprojektion bei 23 und die zweite Rückwärtsprojektion bei 24 werden gemäß der Erfindung mit parallelen Strahlengängen durchgeführt. Dies kann beispielsweise so geschehen, wie dies im Zusammenhang mit den Fig. 2 und 3 beschrieben ist. Es sei jedoch daran erinnert, daß die Vorwärts- und Rückwärtsprojektion von Daten für parallele Strahlengänge ein inzwischen weit verbreitetes Verfahren ist, wie es beispielsweise in der US-PS 37 78 614 beschrieben ist, und wie es mit den verschiedenartigsten Variationen bekannt ist.

Die Verbesserung hängt nicht von der Art des jeweils verwendeten Verfahrens ab, weder für die Fächerverteilung noch für die Parallelverteilung, da es für die Vorwärts- und zweite Rückwärtsprojektion nicht notwendig ist, bei den Strahlengängen zu bleiben, wie sie tatsächlich abgestrahlt werden, oder wie sie für die erste Rückwärtsprojektion benutzt werden. Es muß also hierfür nicht die gleiche Auswertung benutzt werden wie für die erste Rückwärtsprojektion; benutzt man in diesem Fall zusätzliche Hardware bzw. Algorithmen für einen Computer, der diese Hardware nachbildet, so rechtfertigt die Verbesserung der Auswertzeit dennoch eine solche gemischte Auswertung.

Der Schritt 25 zur Korrektur der Verhärtung, Korrektur der Streuung und andere Korrekturen macht die Schritte 23 und 24 nötig und stellt eine Verbesserung dieser Schritte dar. Dies kann jedoch auf jede Art eines solchen Korrekturschrittes 25 angewendet werden, der eine Vorwärtsprojektion nötig macht.

Fig. 6 umfaßt noch eine Rezirkulationsschleife zur Korrektur, bis ein befriedigendes Ergebnis erreicht ist. Dies ist nicht notwendig, wenn es nicht erwünscht ist, da eine feste Anzahl von Korrekturen einschließlich von nur einer Korrektur, ausreichend sein kann.

Die anschließenden Verfahren wurden oben erläutert, und zwar als Flußdiagramme, um die Reihenfolge der Einwirkung auf die Signale besser zu erläutern. Sie werden üblicherweise in der Praxis durch speziell ausgebildete Schaltkreise durchgeführt, deren Art speziell auf die jeweiligen CT-Abtastgeräte angepaßt sind, bei denen sie verwendet werden sollen. Fig. 7 zeigt den Prinzipaufbau eines solchen gewünschten Schaltkreises.

Die aus dem Auswertkreis 5 kommenden Daten werden im Speicher 26 gespeichert, bevor sie dem Modifikationskreis 27 zugeführt werden. In üblicher Weise wird ein Zwischenspeicher 26 verwendet, der jedoch nicht unbedingt nötig ist. Die Schaltung 27 ist ein typisches Beispiel für die Anwendung des Konvolutionsverfahrens, wie es in der britischen Patentschrift 14 71 531 beschrieben ist, sie kann jedoch auch anders aufgebaut sein. Die Schaltung 27 ist natürlich auch geeignet für die Auswertung von fächerförmig verteilten Strahlengängen, wenn sie für die Erfindung geeignet sein soll. Die Daten werden dann in der Schaltung 28 interpoliert, beispielsweise wie dies in der britischen Patentschrift 15 15 307 beschrieben ist und dann in der Schaltung 29 rückwärts projiziert, wie dies in der britischen Patentschrift 12 83 915 beschrieben ist, und zwar in einen Matrixspeicher 30.

Die Signale in dem Matrixspeicher werden in der Schaltung 31 vorwärts projiziert und so Signale erzeugt, die parallelen Strahlengängen entsprechen, die in dem Zwischenspeicher 32 gespeichert sind. Die Schaltung 31 arbeitet ähnlich, wie sie in der britischen Patentschrift 12 83 915 beschrieben ist, wo die Rückwärts- und Vorwärtsprojektion erstmals beschrieben wurde, und wie bei CT-Abtastern, mit der Ausnahme, daß diese Auswertung bisher noch nicht in dieser Stufe des Gesamtverfahrens angewendet wurde.

Die Signale im Speicher 32 werden dann in der Schaltung 33 korrigiert, und zwar für Knochenverhärtung oder Streuung oder anderen Fehlern; die Schaltung berücksichtigt das zuerst erzeugte Bild im Speicher 30. Es sei nochmals darauf hingewiesen, daß die Art der gewünschten Korrekturen nicht Teil der Erfindung ist.

Die korrigierten Signale werden dann erneut rückwärts projiziert, und zwar durch die Schaltung 34 in den Matrixspeicher 30, wo die zuerst gewonnene Darstellung gegebenenfalls ersetzt wird. Da die Signale für parallele Strahlengänge gewonnen wurden, handelt es sich hierbei um eine Parallel-Rückwärtsprojektion, wie sie für CT-Abtastgeräte aus der britischen Patentschrift 12 83 915 bekannt ist. Die Schaltungen 34 und 31 können identisch sein, sie arbeiten jedoch in unterschiedlicher Reihenfolge und sie können außerdem die Schaltung 29 mit geeigneter Modifikation enthalten. Sämtliche getrennt dargestellten Speicher können in der Praxis durch ein und denselben Speicher gebildet sein.

Wie eingangs erwähnt, würde die korrigierte Darstellung des Speichers 30 dann als Ausgangssignal der Anzeigeschaltung 8 zugeführt.

Claims (3)

1. Computer-Tomograph, der nach dem Fächerstrahlprinzip arbeitet, mit einer Auswerteschaltung mit Fehlerkorrektur für von unterschiedlicher Absorption im Gewebe des Patienten abhängigen Meßfehlern, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswerteschaltung aufweist:

• a) eine erste Schaltungseinheit für eine erste Rückwärtsprojektion zum Verteilen der modifizierten Meßwerte entlang den Strahlengängen der zugehörigen fächerförmigen Strahlwegverteilung und Speichern der rückwärtsprojiziert erhaltenen Meßwerte in einem Speicher,
• b) eine zweite Schaltungseinheit für eine Vorwärtsprojektion der gespeicherten Absorptionswerte entsprechend einer parallelen Strahlwegverteilung und
• c) eine dritte Schaltungseinheit zum Korrigieren der vorwärtsprojizierten Werte und für eine zweite Rückwärtsprojektion der korrigierten Werte mit paralleler Strahlwegverteilung in dem Speicher.

2. Computer-Tomograph, dadurch gekennzeichnet, daß die zweite und die dritte Schaltungseinheit als eine einzige Schaltungseinheit ausgebildet sind.

3. Computer-Tomograph nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorwärtsprojektion und die zweite Rückwärtsprojektion in jedem parallelen Satz mit einer geringeren Anzahl von Strahlenwegen als bei der ersten Rückwärtsprojektion mit fächerförmiger Strahlwegverteilung erfolgt.