DE10123797B4

DE10123797B4 - Verfahren zur Herstellung eines Bildes mit einem Computertomographen

Info

Publication number: DE10123797B4
Application number: DE10123797A
Authority: DE
Inventors: Otto Dr. Sembritzki; Heinrich Dr. Wallschlaeger
Original assignee: Siemens Corp
Current assignee: Siemens Corp
Priority date: 2001-05-16
Filing date: 2001-05-16
Publication date: 2006-10-19
Anticipated expiration: 2021-05-17
Also published as: JP4633321B2; US6650726B2; JP2002360560A; DE10123797A1; US20020172321A1

Abstract

Verfahren zur Herstellung eines Bildes von einem Untersuchungsobjekt mit einem Computertomographen, welcher eine Röntgenstrahlenquelle (1) aufweist, die sich zur Herstellung des Bildes um das Untersuchungsobjekt (5) bewegt, wobei eine Vielzahl von zur Herstellung des Bildes dienenden Projektionen während wenigstens eines Umlaufs der Röntgenstrahlenquelle (1) um das Untersuchungsobjekt (5) aufgenommen wird, aufweisend folgende Verfahrensschritte:
a) Ermitteln derjenigen Daten der Projektionen, die durch eine Bewegung des Untersuchungsobjekts (5) verfälscht sind, wobei ein Vergleich von Daten komplementärer Strahlen aus zwei Halbumläufen stattfindet und die Daten derjenigen Projektion als verfälscht gelten, in deren Halbumlauf der Projektionswinkel (θ_max) mit der maximalen Abweichung aufeinander folgender Projektionen liegt, und
b) Ersetzen zumindest der durch die Bewegung des Untersuchungsobjektes (5) verfälschten Daten einer Projektion eines Halbumlaufes durch ihre komplementären Daten aus einem anderen Halbumlauf.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstellung eines Bildes von einem Untersuchungsobjekt mit einem Computertomographen, der eine Röntgenstrahlenquelle aufweist, die sich zur Herstellung des Bildes um das Untersuchungsobjekt bewegt.

Während sich die Röntgenstrahlenquelle um das Untersuchungsobjekt bewegt, werden Projektionen von dem Untersuchungsobjekt aufgenommen, wobei diesen Projektionen zugeordnete Daten zur Herstellung des Bildes verwendet werden. Bewegt sich das Untersuchungsobjekt oder Teile des Untersuchungsobjektes, während die Projektionen aufgenommen werden, kann das Bild Bewegungsartefakte aufweisen, die ein unscharfes Bild zur Folge haben können. Diese Problematik tritt insbesondere bei Bildern des Herzens oder herznaher Lungenstrukturen auf, wenn die Projektionen insbesondere während der schnellen Kontraktionsphase des Herzens aufgenommen werden.

Um gerade Bewegungsartefakte bei Aufnahme des Herzens oder herznaher Lungenstrukturen zumindest zu vermindern, wird in der DE 198 54 939 A1 ein Verfahren zur Erzeugung von CT-Bildern eines mit Ruhe- oder Bewegungsphasen periodisch bewegten Körperbereiches mittels eines CT-Gerätes mit einer zur Erzeugung der CT-Bilder um den Körper des zu untersuchenden Lebewesens bewegten Röntgenstrahlenquelle offenbart. Bei diesem Verfahren werden zur Bildrekonstruktion nur solche den Projektionen zugeordnete Daten verwendet, die während einer Ruhephase gewonnen wurden.

Nachteilig an diesem Verfahren ist jedoch, dass es auf eine Bewegung eines Körperbereiches beschränkt ist, der sich mit Ruhe- oder Bewegungsphasen periodisch bewegt.

In: Heinz Morneburg (Herausgeber), „Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik", Publicis MCD Verlag, Erlangen, 1995, Seiten 136 und 137, wird dagegen ein Verfahren zur Reduzierung von Bewegungsartefakten beschrieben, das auch für nichtperiodische Bewegungen des Untersuchungsobjektes oder Teile des Untersuchungsobjektes geeignet ist. Die Bewegungen werden beispielsweise durch Peristaltik, Atmung, Tremor oder allgemeine Unruhe des Untersuchungsobjektes oder Teile des Untersuchungsobjektes erzeugt.

Bei diesem Verfahren, der sogenannten Multiscantechnik, bewegt sich die Röntgenstrahlenquelle mehrmals um das Untersuchungsobjekt und die den Projektionen zugeordneten Daten werden anschließend gemittelt. Dadurch werden auftretende Bewegungsartefakte reduziert. Nachteilig an diesem Verfahren ist die erhöhte Röntgenstrahlendosis, der das Untersuchungsobjekt wegen der mehrmaligen Bewegung der Röntgenstrahlenquelle um das Untersuchungsobjekt ausgesetzt ist. Ferner werden auch Daten, die einer Bewegung des Untersuchungsobjektes zugeordnet sind, zur Herstellung des Bildes verwendet.

Die Aufgabe der Erfindung ist daher, ein Verfahren anzugeben, das Voraussetzungen schafft, negative Auswirkungen einer nicht notwendigerweise periodischen Bewegung des Untersuchungsobjektes oder von Teiles des Untersuchungsobjektes während der Aufnahmen der Projektionen zu vermindern.

Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren zur Herstellung eines Bildes von einem Untersuchungsobjekt mit einem Computertomographen, welcher eine Röntgenstrahlenquelle aufweist, die sich zur Herstellung des Bildes um das Untersuchungsobjekt bewegt, wobei eine Vielzahl von zur Herstellung des Bildes dienenden Projektionen während wenigstens eines Umlaufs der Röntgenstrahlenquelle um das Untersuchungsobjekt aufgenommen wird, aufweisend folgende Verfahrensschritte:

a) Ermitteln derjenigen Daten der Projektionen, die durch eine Bewegung des Untersuchungsobjektes verfälscht sind, wobei ein Vergleich von Daten komplementärer Strahlen aus zwei Halbumläufen stattfindet und die Daten derjenigen Projektion als verfälscht gelten, in deren Halbumlauf der Projektionswinkel (θ_max) mit der maximalen Abweichung aufeinander folgender Projektionen liegt, und
b) Ersetzen zumindest der durch die Bewegung des Untersuchungsobjektes verfälschten Daten einer Projektion eines Halbumlaufes durch ihre komplementären Daten aus einem anderen Halbumlauf.

Erfindungsgemäß werden also Projektionen von dem Untersuchungsobjekt während wenigstens eines Umlaufs der Röntgenstrahlenquelle um das Untersuchungsobjekt aufgenommen. Anschließend werden die den Projektionen zugeordneten Daten, welche durch eine Bewegung des Untersuchungsobjektes verfälscht sind, ermittelt und anschließend durch ihre komplementären Daten ersetzt. Die Daten und ihre komplementären Daten können z.B. aus Projektionen in Parallelgeometrie gewonnen werden, wobei die Projektionen, die den Daten bzw. ihren komplementären Daten zugeordnet sind, einen um 180° versetzten Projektionswinkel aufweisen. Da heutige Computertomographen in der Regel Fächerprojektionen aufnehmen, werden aus diesen die Parallelprojektionen erst durch geeignete Interpolations- und Umsortierungsvorschriften, beispielsweise das bekannte Rebinning, erzeugt. Eine Parallelprojektion setzt sich dann aus Messwerten von zu verschiedenen Zeitpunkten gemessenen Fächerprojektionen zusammen. Als Messzeitpunkt einer Parallelprojektion kann man dann beispielsweise den Messzeitpunkt ihres Zentralkanals definieren.

Vorteilhaft an dem erfindungsgemäßen Verfahren ist also, dass lediglich Daten zur Herstellung des Bildes verwendet werden, die nicht durch eine Bewegung des Untersuchungsobjektes oder Teile des Untersuchungsobjektes verfälscht sind.

Es ist auch unnötig, dass die Bewegung des Untersuchungsobjektes periodisch erfolgt.

Um die verfälschten Daten zu ermitteln, wird gemäß einer Variante der Erfindung eine Abweichung der Daten einer Projektion von ihren komplementären Daten ermittelt, wobei Daten oder deren komplementäre Daten als verfälscht gelten, wenn die Abweichung einen oberen Grenzwert σ_s übersteigt. Hintergrund dieser Überlegung ist, dass Daten einer Projektion und ihre komplementären Daten bei einem unbewegten Untersuchungsobjekt gleich sind. Eine Abweichung der Daten einer Projektion von ihren komplementären Daten ist also ein Maß für die Bewegung des Untersuchungsobjektes.

Gemäß einer bevorzugten Variante der Erfindung sind den Projektionen Parallelkoordinaten zugeordnet. Die Abweichung der Daten der Projektion von ihren komplementären Daten wird nach folgendem Verfahren ermittelt:

a) Berechnen von Differenzsignalen ΔS₁(θ, p) aus den Daten der Projektion und ihren komplementären Daten für jeden Projektionswinkel θ zwischen 0 und π der Projektion und jeden Kanal p ∈ [–P, P] nach folgender Gleichung: ∆S1(θ, p) = S(θ, p) – S(θ + π, –p), (1)wobei die Signale S(θ, p) den Daten der Projektionen für Projektionswinkel θ zwischen 0 und π und die Signale S(θ + π, p) deren komplementären Daten zugeordnet sind und
b) Berechnung der Abweichung als Standardabweichung σ₁(θ) der Differenzsignale ΔS₁(θ, p) für jeden Projektionswinkel θ zwischen 0 und π über die Kanäle p ∈ [P_s, P_e] nach folgender Gleichung:
wobei [P_s, P_e] ⊂ [–P, P].

Erfindungsgemäß werden also Differenzsignale ΔS₁(θ, p) für jeden Projektionswinkel θ zwischen 0 und n und für jeden Kanal p ∈ [–P, P] gebildet. Anschließend wird die Standardabweichung σ₁(θ) der Differenzsignale ΔS₁(θ, p) gebildet. Die Standardab weichung σ₁(θ) kann erfindungsgemäß über alle Kanäle p ∈ [–P, P] gebildet werden. Sind Daten einer Projektion durch eine Bewegung des Untersuchungsobjektes verfälscht, werden also sämtliche Daten dieser Projektion durch ihre komplementären Daten ersetzt. Die Standardabweichung σ₁(θ) kann aber auch über Teilbereiche [P_s, P_e] der Kanäle p gebildet werden. Dann können insbesondere lokal begrenzte Bewegungsartefakte, also Bewegungen von Teilbereichen des Untersuchungsobjektes, entdeckt und die dadurch verfälschten Daten der Projektion eingegrenzt werden. Dadurch ist es möglich, nur die durch die Teilbewegung des Untersuchungsobjektes verfälschten Daten der Projektion durch ihre komplementären Daten zu ersetzen.

Durch die Ermittlung der Abweichung der Daten einer Projektion von ihren komplementären Daten kann jedoch nicht erkannt werden, ob die Daten der Projektion oder ihre komplementären Daten durch die Bewegung des Untersuchungsobjektes verfälscht sind. Es ist also noch eine Zuordnung nötig, ob die verfälschten Daten einem Projektionswinkel θ zwischen 0 und π oder einem Projektionswinkel θ zwischen π und 2π zugeordnet sind. Deshalb wird nach einer Ausführungsform der Erfindung die Abweichung der Daten einer Projektion von Daten der nachfolgenden Projektion für alle Projektionswinkel θ, die wenigstens einem Umlauf der Röntgenstrahlenquelle zugeordnet sind, ermittelt. Ferner wird ein Projektionswinkel θ_max ermittelt, der der maximalen Abweichung der Abweichungen entspricht. Die verfälschten Daten sind dann Projektionswinkeln θ zwischen 0 und π zugeordnet, wenn θ_max zwischen 0 und n liegt und die verfälschten Daten sind Projektionswinkeln θ zwischen π und 2π zugeordnet, wenn θ_max zwischen π und 2π liegt.

Gemäß einer bevorzugten Variante der Erfindung sind den Projektionen Parallelkoordinaten zugeordnet. Die Abweichungen der Daten einer Projektion von Daten der nachfolgenden Projektion werden nach folgendem Verfahren ermittelt:

a) Berechnen von Differenzsignalen ΔS₂(θ, p) aus Daten einer Projektion und Daten ihrer nachfolgenden Projektion für jeden Projektionswinkel θ zwischen Δθ und 2π und jeden Kanal p ∈ [–P, P], wobei die Projektionswinkel θ der Projektion und ihrer nachfolgenden Projektion um Δθ differieren, nach folgender Gleichung: ΔS2(θ, p) = S(θ, p) – S(θ – Δθ, p) und (3)
b) Berechnung der Abweichung als Standardabweichung σ₂(θ) der Differenzsignale ΔS₂(θ, P) für jeden Projektionswinkel θ zwischen Δθ und 2π über die Kanäle p ∈ [–P, P] nach folgender Gleichung:

Ein Ausführungsbeispiel ist in den beigelegten schematischen Zeichnungen exemplarisch dargestellt. Es zeigen:
1 einen zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeigneten Computertomographen,
2 ein Bewegungsartefakte aufweisendes Bild,
3 ein mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens hergestelltes Bild und
4 ein Bild, welches eine Bewegung verstärkt abbildet.
Der in der 1 schematisch dargestellte Computertomograph weist eine Messeinheit aus einer Röntgenstrahlenquelle 1, die ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel 2 aussendet, und einem Detektor 3 auf, welcher aus einer 512 Einzeldetektoren umfassenden Detektorzeile zusammengesetzt ist. Der Fokus der Röntgenstrahlenquelle 1, von der das Röntgenstrahlenbündel 2 ausgeht, ist mit 4 bezeichnet. Ein Untersuchungsobjekt, im Falle des dargestellten Ausführungsbeispieles ein menschli cher Patient 5, liegt auf einem Lagerungstisch 6, der sich durch die Messöffnung 7 einer Gantry 8 erstreckt.
An der Gantry 8 sind die Röntgenstrahlenquelle 1 und der Detektor 3 einander gegenüberliegend angebracht. Die Gantry 8 ist um die mit z bezeichnete z-Achse des Computertomographen, die die Systemachse darstellt, drehbar gelagert und wird zur Abtastung des Patienten 5 in θ-Richtung in Richtung des mit θ bezeichneten Pfeils um die z-Achse gedreht, und zwar um einen Winkel, der wenigstens gleich 360° (2π) beträgt. Dabei erfasst das von der mittels einer Generatoreinrichtung 9 betriebenen Röntgenstrahlenquelle 1 ausgehende Röntgenstrahlenbündel 2 ein Messfeld 10 kreisförmigen Querschnitts. Der Fokus 4 der Röntgenstrahlenquelle 1 bewegt sich auf einer um das auf der z-Achse liegende Drehzentrum kreisförmig gekrümmten Fokusbahn 15.
Bei vorbestimmten Winkelpositionen der Messeinheit 1, 3, den sogenannten Projektionswinkeln θ, werden Messwerte in Form sogenannter Projektionen aufgenommen, wobei die entsprechenden Daten von dem Detektor 3 zu einer elektrischen Recheneinrichtung 11 gelangen. Im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispieles ist das Messsystem 1, 3 für einen Projektionswinkel θ = 0, wie in der 1 dargestellt, ausgerichtet, d.h. die Röntgenstrahlenquelle 1 und der Detektor 3 sind vertikal zueinander ausgerichtet, wobei die Röntgenstrahlenquelle 1 oberhalb des Detektors 3 ausgerichtet ist. Ferner bewegt sich die Messeinheit 1, 3 in Richtung des Pfeiles θ um den Patienten 5, so dass im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels insgesamt 1500 Projektionen während einer gesamten Umdrehung der Messeinheit 1, 3 um den Patienten 5 mit verschiedenen Projektionswinkeln θ aufgenommen werden. Die Projektionswinkel θ zweier nachfolgender Projektionen unterscheiden sich dabei um einen Winkelbereich Δθ.
Wenn der der Gantry 8 zugeordnete Antrieb 13 nicht nur für einen Vollumlauf der Gantry 8 ausreicht, sondern dazu geeig net ist, die Gantry 8 kontinuierlich rotieren zu lassen, und ferner ein weiterer, in der 1 nicht dargestellter Antrieb vorgesehen ist, der eine Relativverschiebung des Lagertisches 6 und damit des Patienten 5 einerseits und der Gantry 8 mit der Messeinheit 1, 3 andererseits in z-Richtung ermöglicht, können auch sogenannte Spiralscans durchgeführt werden.
Im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispieles berechnet die Recheneinrichtung 11 aus den den Projektionen zugeordneten Daten Parallelprojektionen mittels des bekannten Rebinning-Verfahrens. Aus diesen Parallelprojektionen stellt die Recheneinrichtung 11 in einem ersten Betriebsmodus in allgemein bekannter Weise Bilder der von den Projektione erfassten Schichten des Patienten 5 her, die auf einem Monitor 12 wiedergegeben werden. Ein solches Bild ist exemplarisch in der 2 wiedergegeben. Das Bild zeigt eine Aufnahme der Halswirbelsäule des Patienten 5 in der sogenannten Standard Sequence Technik mit 1500 Parallelprojektionen über einen Projektionswinkelbereich von 360° (2π). Im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispieles weist das in der 2 dargestellte Bild aufgrund einer Teilbewegung des Patienten 5 Bewegungsartefakte auf, welche von einem in das in der 2 gezeigte Bild eingeblendeten Rechteck 20 umrandet sind.
In einem zweiten Betriebsmodus, welcher mittels einer Tastatur 19, die mit der Recheneinrichtung 11 verbunden ist, aktiviert werden kann, stellt die Recheneinrichtung 11 ein Bild aufgrund des erfindungsgemäßen Verfahrens her.
Im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispieles berechnet die Recheneinrichtung 11 mit einem geeigneten Rechnerprogramm Differenzsignale ΔS₁(θ, p) aus den mittels des Rebinning-Verfahrens erzeugten Parallelprojektionen für jeden Projektionswinkel θ zwischen 0 und π und jeden Kanal p des Detektors 3 gemäß ∆S1(θ, p) = S(θ, p) – S(θ + π, –p), (1)wobei die Signale S(θ, p) den Daten der Projektionen für Projektionswinkel θ zwischen 0 und π und die Signale S(θ + π, –p) deren komplementären Daten zugeordnet sind.
Anschließend berechnet die Recheneinrichtung 11 mit dem Rechnerprogramm die Standardabweichung σ₁(θ) der Differenzsignale ΔS₁(θ, p) für jeden Projektionswinkel θ über alle Kanäle p des Detektors 3 gemäß
anach vergleicht die Recheneinrichtung 11 mit dem Rechnerprogramm die Standardabweichung σ₁(θ) für jeden Projektionswinkel θ mit einem oberen Grenzwert σ_s. Übersteigt die Standardabweichung σ₁(θ) den oberen Grenzwert σ_s, so gelten Daten oder deren komplementäre Daten der dazugehörigen Projektionen mit dem entsprechenden Projektionswinkel θ als verfälscht. Dadurch erkennt die Recheneinrichtung 11 mittels des Rechnerprogramms einen Projektionswinkelbereich θ₁ bis θ₂, indem die diesen Projektionen zugeordneten Daten aufgrund einer Bewegung des Patienten 5 verfälscht sind.
Die Gleichungen 1 und 2 geben jedoch noch keinen Aufschluss darüber, ob die durch die Bewegung des Patienten 5 verfälschten Daten einem Projektionswinkelbereich von 0 bis π oder einem Projektionswinkelbereich von π bis 2π zugeordnet sind, d.h. die Gleichungen 1 und 2 geben keinen Aufschluss, ob [θ₁, θ₂] ⊂ [0, π] oder [θ₁, θ₂] ⊂ [π, 2π] ist. Daher berechnet die Recheneinrichtung 11 mit dem Rechnerprogramm weitere Differenzsignale ΔS₂(θ, p) aus den Daten einer Projektion und den Daten ihrer nachfolgenden Projektion für jeden Projektionswinkel θ zwischen Δθ und 2π und jeden Kanal p, wobei die Projektionswinkel θ der Projektion und ihrer nachfolgenden Projektion um Δθ differieren. Die Differenzsignale ΔS₂(θ, p) werden gemäß ΔS2(θ, p) = S(θ, p) – S(θ – Δθ, p) (3)berechnet.
Anschließend berechnet die Recheneinheit 11 mittels des Rechnerprogramms eine weitere Standardabweichung σ₂(θ) der Differenzsignale ΔS₂(θ, p) für jeden Projektionswinkel θ zwischen Δθ und 2π über alle Kanäle p gemäß
Aus den berechneten Standardabweichungen σ₂(θ) für jeden Projektionswinkel θ zwischen Δθ und 2π ermittelt die Recheneinrichtung 11 denjenigen Projektionswinkel θ_max, für den die Standardabweichung σ₂(θ) maximal ist . Liegt nun θ_max zwischen 0 und π, sind Daten für Projektionswinkel θ zwischen 0 und π verfälscht. Liegt θ_max zwischen π und 2π, sind Daten für Projektionswinkel θ zwischen π und 2π verfälscht. Folglich sind Daten in einem Projektionswinkelbereich [θ₁, θ₂] ⊂ [0, π] verfälscht, wenn θ_max ∈ [0, π], bzw. [θ₁, θ₂] ⊂ [π, 2π], wenn θ_max ∈ [π, 2π].
Anschließend werden die Daten der verfälschten Projektionen durch ihre komplementären Daten ersetzt. Ist θ_max ∈ [0, π], so werden die Signale S(θ, p) durch die Signale S(θ + π, –p) ersetzt, und ist θ_max ∈ [π, 2π], so werden die Signale S(θ + π, –p) durch die Signale S(θ, p) ersetzt, wobei θ ∈ ([θ₁, θ₂]modπ).
Die 3 zeigt ein Beispiel eines aufgrund des erfindungsgemäßen Verfahrens hergestellten Bildes. Das in der 3 gezeigte Bild entspricht dem in der 2 gezeigten Bild, wobei jedoch die durch die Bewegung des Patienten 5 verfälschten Daten durch ihre komplementären Daten gemäß Gleichung 4 ersetzt wurden. Das in der 3 dargestellte Bild wurde außerdem zusätzlich im linearen Übergangsbereich zwischen den verfälschten und nicht verfälschten Daten von 40 Projektionen und jeweils über alle Kanäle korrigiert, indem gewichtete Mittelwerte aus den Daten der Projektionen und deren komplementären Daten gebildet werden.
Im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels ist ferner ein weiterer Betriebsmodus vorgesehen, aufgrund dessen die Recheneinrichtung 11 mittels eines geeigneten Rechnerprogramms ein Differenzbild aus mittels des Computertomographen gewonnen Bilder berechnet, wobei für das eine Bild nicht das erfindungsgemäße Verfahren und für das andere das erfindungsgemäße Verfahren angewendet wird. Dieses Differenzbild entspricht dem Bewegungsanteil der Bewegung des Patienten 5. Anschließend addiert die Recheneinrichtung 11 mittels des Rechenprogramms dieses Differenzbild zu dem Bild, welches nicht durch das erfindungsgemäße Verfahren hergestellt wurde. Dieses so entstandene Bild bildet somit den Bewegungsanteil verstärkt ab. Ein solches Bild ist in der 4 dargestellt, welches mittels der in den 2 und 3 dargestellten Bildern hergestellt wurde.
Durch dieses Verfahren kann man eine Sequenz von drei Bildern erzeugen. Das erste Bild ist ohne Bewegungsanteil (vgl. das in der 3 gezeigte Bild), das zweite Bild ist mit Bewegungsanteil (vgl. das in der 2 gezeigte Bild) und das dritte Bild beschränkt sich auf den Bewegungsanteil (vgl. das in der 4 gezeigte Bild). In einer schnellen Abfolge dieser drei Bilder ist die Bewegung des Patienten 5 darstellbar.
Um insbesondere lokal begrenzte Bewegungen des Patienten 5 zu erfassen und die dadurch verfälschten Daten der zugeordneten Projektion einzugrenzen, wird in einem weiteren Betriebsmodus die Standardabweichung σ₁(θ) nur über einen Teilbereich (P_s, P_E] der Kanäle p des Detektors 3 ermittelt. Somit wird nur der durch die Bewegung des Patienten 5 betroffene Teilbereich der Kanäle der entsprechenden Projektion ermittelt. Dieser Kanalbereich kann von Projektion zu Projektion schwanken. Dadurch lässt sich bei lokal begrenzten Bewegungsartefakten, wie beispielsweise Aortenpulsation, die Korrektur auf einen sehr kleinen Bereich einschränken und optimale Quantennutzung erzielen.
Das erfindungsgemäße Verfahren wurde anhand eines Computertomographen mit einem einzeiligen Detektor 3 beschrieben. Es ist auch für einen Computertomographen mit einem mehrzeiligen Detektor anwendbar. In diesem Fall können bei Bedarf mehrere Schichten des Patienten 5 gleichzeitig aufgenommen werden, wobei dann pro Projektionswinkel θ eine der aktivierten Detektorzeilen entsprechende Anzahl von Projektionen aufgenommen wird.
Das Untersuchungsobjekt muss nicht notwendigerweise ein menschlicher Patient 5 sein. Es ist auch für Tiere oder auch Gegenstände anwendbar.

Claims

Verfahren zur Herstellung eines Bildes von einem Untersuchungsobjekt mit einem Computertomographen, welcher eine Röntgenstrahlenquelle (1) aufweist, die sich zur Herstellung des Bildes um das Untersuchungsobjekt (5) bewegt, wobei eine Vielzahl von zur Herstellung des Bildes dienenden Projektionen während wenigstens eines Umlaufs der Röntgenstrahlenquelle (1) um das Untersuchungsobjekt (5) aufgenommen wird, aufweisend folgende Verfahrensschritte: a) Ermitteln derjenigen Daten der Projektionen, die durch eine Bewegung des Untersuchungsobjekts (5) verfälscht sind, wobei ein Vergleich von Daten komplementärer Strahlen aus zwei Halbumläufen stattfindet und die Daten derjenigen Projektion als verfälscht gelten, in deren Halbumlauf der Projektionswinkel (θ_max) mit der maximalen Abweichung aufeinander folgender Projektionen liegt, und b) Ersetzen zumindest der durch die Bewegung des Untersuchungsobjektes (5) verfälschten Daten einer Projektion eines Halbumlaufes durch ihre komplementären Daten aus einem anderen Halbumlauf.
Verfahren zur Herstellung eines Bildes nach Anspruch 1, bei dem für das Ermitteln der verfälschten Daten eine Abweichung der Daten einer Projektion von ihren komplementären Daten ermittelt wird, wobei Daten oder deren komplementäre Daten als verfälscht gelten, wenn die Abweichung einen oberen Grenzwert σ_s übersteigt.
Verfahren zur Herstellung eines Bildes nach Anspruch 2, bei dem den Projektionen Parallelkoordinaten zugeordnet sind und die Abweichung der Daten der Projektion von ihren komplementären Daten nach folgendem Verfahren ermittelt wird: a) Berechnen von Differenzsignalen ΔS₁(θ, p) aus den Daten der Projektion und ihren komplementären Daten für jeden Projektionswinkel (θ) zwischen 0 und π der Projektion und jeden Kanal p ∈ [–P, P] nach folgender Gleichung: ∆S1(θ, p) = S(θ, p) – S(θ + π, –p), (1) wobei die Signale S (θ, p) den Daten der Projektionen für Projektionsinkel (θ) zwischen 0 und π und die Signale S(θ + π, –p) deren komplementären Daten zugeordnet sind, und b) Berechnung der Abweichung als Standardabweichung σ₁(θ) der Differenzsignale ΔS₁(θ, p) für jeden Projektionswinkel (θ) zwischen 0 und π über die Kanäle p ∈ [P_s, P_e] nach folgender. Gleichung:
wobei [P_s, P_e] ⊂ [–P, P].
Verfahren zur Herstellung eines Bildes nach Anspruch 2 oder 3, bei dem Abweichungen der Daten einer Projektion von Daten der nachfolgenden Projektion für alle Projektionswinkel (θ), die wenigstens einem Umlauf der Röntgenstrahlenquelle 1 zugeordnet sind, ermittelt werden, ein Projektionswinkel θ_max ermittelt wird, der der maximalen Abweichung der Abweichungen entspricht, und die verfälschten Daten Projektionswinkeln (θ) zwischen 0 und π zugeordnet sind, wenn θ_max zwischen 0 und π liegt und die verfälschten Daten Projektionswinkeln (θ) zwischen π und 2π zugeordnet sind, wenn θ_max zwischen π und 2π liegt.
Verfahren zur Herstellung eines Bildes nach Anspruch 4, bei dem den Projektionen Parallelkoordinaten zugeordnet sind und die Abweichungen der Daten einer Projektion von Daten der nachfolgenden Projektion nach folgendem Verfahren ermittelt werden: a) Berechnen von Differenzsignalen ΔS₂(θ, p) aus Daten einer Projektion und Daten ihrer nachfolgenden Projektion für jeden Projektionswinkel (θ) zwischen Δθ und 2π und jeden Kanal p ∈ [–P, P], wobei die Projektionswinkel (θ) der Projektion und ihrer nachfolgenden Projektion um Δθ differieren, nach folgender Gleichung: ΔS2(θ, p) = S(θ, p) – S(θ – Δθ, p) und (3)b) Berechnung der Abweichung als Standardabweichung σ₂(θ) der Differenzsignale ΔS₂(θ, p) für jeden Projektionswinkel (θ) zwischen Δθ und 2π über die Kanäle p ∈ [–P, P] nach folgender Gleichung: