DE19743220A1 - Verfahren und Vorrichtung zur dreidimensionalen Bildrekonstruktion mit maximaler Intensitätsprojektion bei einem Computer-Tomographie-System - Google Patents

Description

Diese Erfindung betrifft im allgemeinen eine Computer- Tomographie-Abbildung und insbesondere eine dreidimensiona­ le Bildrekonstruktion mit maximaler Intensitätsprojektion bei einem Computer-Tomographie-System.

Zumindest bei einer bekannten Computer-Tomographie- Systemanordnung (CT-Systemanordnung) projiziert eine Rönt­ genquelle einen fächerförmigen Strahl, der parallel gerich­ tet ist, so daß er in einer x-y-Ebene eines kathesischen Koordinatensystems liegt, die im allgemeinen als Abbil­ dungsebene bezeichnet wird. Der Röntgenstrahl fällt durch den abzubildenden Gegenstand, wie einen Patienten. Nachdem der Strahl durch den Gegenstand gedämpft wurde, trifft er auf eine Anordnung bzw. ein Array von Strahlungserfassungs­ einrichtungen. Die Intensität der gedämpfen Strahlung, die an dem Erfassungsarray empfangen wird, hängt von der Dämp­ fung des Röntgenstrahls durch den Gegenstand ab. Jedes Er­ fassungselement des Arrays erzeugt ein separates elektri­ sches Signal, das ein Maß der Strahldämpfung an dem Erfas­ sungsort ist. Die Dämpfungsmaße von allen Erfassungsein­ richtungen werden zur Erzeugung eines Übertragungsprofils separat erfaßt.

Bei bekannten Computer-Tomographie-Systemen der dritten Ge­ neration drehen sich die Röntgenstrahlquelle und das Erfas­ sungsarray mit einem Faßlager (Gantry) in der Abbil­ dungsebene und um den abzubildenden Gegenstand, so daß sich der Winkel, bei dem der Röntgenstrahl den Gegenstand schneidet, sich konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgen­ strahldämpfungsmaßen, d. h. Projektionsdaten, aus dem Er­ fassungsarray bei einem Faßlagerwinkel werden als Ansicht bezeichnet. Eine Abtastung des Gegenstands umfaßt einen Satz von Ansichten, die bei verschiedenen Faßlagerwinkeln während einer Umdrehung der Röntgenstrahlquelle und der Er­ fassungseinrichtung gemacht werden.

Bei einer axialen Abtastung werden die Projektionsdaten zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet, das einem zweidimen­ sionalen Schnitt durch den Gegenstand entspricht. Ein Ver­ fahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten wird in der Technik als gefilterte Rück­ projektionstechnik bezeichnet. Bei diesem Verfahren werden die Dämpfungsmaße von einer Abtastung in ganze Zahlen, so­ genannte Computer-Tomographie-Zahlen (CT-Zahlen) oder Ho­ unsfieldeinheiten umgewandelt, die zur Steuerung der Hel­ ligkeit eines entsprechenden Bildelements auf einer Katho­ denstrahlröhren-Anzeigeeinrichtung verwendet werden.

Zur Verringerung der Gesamtabtastzeit kann eine Wendelabta­ stung (Helix-Abtastung) durchgeführt werden. Zur Durchfüh­ rung einer Wendelabtastung wird der Patient bewegt, während die Daten für die vorgeschriebene Anzahl von Schnitten er­ faßt werden. Bei einem derartigen System wird eine einzelne Wendel bzw. Helix aus einer Fächerstrahlwendelabtastung er­ zeugt. Die durch den Fächerstrahl ausgebildete Wendel lie­ fert Projektionsdaten, aus denen Bilder in jedem vorge­ schriebenen Schnitt rekonstruiert werden können.

Rekonstruktionsalgorithmen zur Wendelabtastung verwenden typischerweise Wendelgewichtungsalgorithmen, die die gesam­ melten Daten als Funktion des Ansichtwinkels und des Erfas­ sungskanalindex gewichten. Das heißt, vor der gefilterten Rückprojektion werden die Daten entsprechend einem Wendel­ gewichtungsfaktor gewichtet, der eine Funktion sowohl des Faßlagerwinkels als auch des Erfassungseinrichtungswinkels ist. Die Wendelgewichtungsalgorithmen skalieren auch die Daten entsprechend einem Skalierungsfaktor, der eine Funk­ tion der Entfernung zwischen der Röntgenstrahlquelle und dem Gegenstand ist. Die gewichteten und skalierten Daten werden dann zur Erzeugung von CT-Zahlen und zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet, das einem zweidimensionalen Schnitt durch den Gegenstand entspricht.

Oft ist es wünschenswert, dreidimensionale (3D) oder maxi­ male Intensitätsprojektions-(MIP-)Bilder des Gegenstands zu erzeugen. Bekannte Algorithmen zur Erzeugung derartiger Bilder verarbeiten die wendelgewichteten und skalierten Da­ ten weiter. Beispielsweise wird zur Erzeugung eines MIP- Bildes eine Richtung einer Vorwärtsprojektion bestimmt und ein maximaler Bildelementwert entlang jedes Vorwärtsprojek­ tionsstrahls identifiziert. Der Projektionswert wird dann diesem maximalen Bildelementwert zugeordnet. Zur Erzeugung eines dreidimensionalen Bildes werden Grenzen bzw. Ränder des Gegenstandes bestimmt und eine imaginäre Lichtquelle berechnet. Dann wird ein schattierter Oberflächenwert des Gegenstands beruhend auf der Orientierung und der Entfer­ nung jedes Oberflächenelements des Gegenstands bezüglich der Lichtquelle erzeugt.

Die MIP- und 3D-Bilder enthalten typischerweise wahrnehmba­ re Artefakte. Insbesondere wird bei der Wendelrekonstrukti­ on ein Bildrauschen erzeugt, das sowohl nicht gleichmäßig als auch nicht stationär ist. Diese Inhomogenität der Rauschverteilung erzeugt einen systemabhängigen Fehler (Bias), beispielsweise Hell-und-Dunkel-Bänder oder Spiral- Musterartefakte bei 3D- und MIP-Bildern.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, einen Alg­ orithmus auszubilden, der die Reduktion von Artefakten bei 3D- und MIP-Bildern aufgrund der Inhomogenität des Bildrau­ schens erleichtert. Es soll auch ein derartiger Algorith­ mus ausgebildet werden, der die Verarbeitungszeit nicht be­ deutend erhöht.

Diese und weitere Aufgaben werden durch ein System gelöst, das gemäß einem Ausführungsbeispiel einen Glättungsalogo­ rithmus enthält, der Filterkoeffizienten zur Verringerung von Rauschartefakten erzeugt. D. h., gemäß einem Ausfüh­ rungsbeispiel der Erfindung wird ein Standardabweichungs­ verhältnis rekonstruierter Bilder mit und ohne Wendelge­ wichtung identifiziert. Dieses Standardabweichungsverhält­ nis, oder Rauschverhältnis wird dann zur Erzeugung der Fil­ terkoeffizienten verwendet, die entweder bei den rekonstru­ ierten Bilddaten angewendet oder in den 3D- oder MIP- Bilderzeugungsvorgang eingebracht werden.

D. h., gemäß einem Ausführungsbeispiel wird das Standardab­ weichungsverhältnis rekonstruierter Bilder mit und ohne Wendelgewichtungsalgorithmen entsprechend folgender Glei­ chung identifiziert:

wobei
w (γ, β) die Wendelgewichtungsfunktion,
σ(γ, β) eine Standardabweichungsverteilungsfunktion der Projektion,
β ein Faßlagerwinkel,
γ ein Erfassungseinrichtungswinkel, und
L' eine Projektionsentfernung zwischen einer Röntgen­ strahlquelle und einem in Frage kommenden Punkt (r,ϕ) ist.

Für eine 3×3-Kerngröße werden die Filterkoeffizienten ent­ sprechend

identifiziert, wobei

c bezeichnet das Gewicht jedes umgebenden oder benachbarten Bildelements, 8c die Summe der umgebenden Bildelementge­ wichte und 1-8c das Gewicht des Mittelpunktbildelements. Die rekonstruierten Bilddaten werden dann entsprechend den bestimmten Filterkoeffizienten gefiltert oder adaptiv ge­ glättet. Eine derartige Filterung wird beispielsweise in der Druckschrift von N.H.C. Yung und A.H.S. Lai "Performance evaluation of a feature-preserving filtering algorithm for removing additive random noise in digital images", Optical Engineering, 35(7), 1871-1885 (Juli 1996) beschrieben.

Durch die Erzeugung von Filterkoeffizienten wie es vorste­ hend beschrieben ist und dann durch Verwendung derartiger Koeffizienten bei einem adaptiven Glättungsvorgang kann die Reduktion von Artefakten bei einer 3D- oder MIP- Wendelbildrekonstruktion erreicht werden. D. h., durch ad­ aptive Glättung eines Bildes unter Verwendung des vorste­ hend beschriebenen Vorgangs ist die Rauschverteilung gleichmäßiger, wodurch Artefakte reduziert und möglicher­ weise beseitigt werden. Ein derartiger Alogorithmus erhöht die Verarbeitungszeit nicht merklich.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbei­ spielen unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung be­ schrieben. Es zeigen:

Fig. 1 eine bildliche Darstellung eines Computer- Tomographie-Abbildungssystems,

Fig. 2 ein schematisches Blockschaltbild des in Fig. 1 dargestellten Systems und

Fig. 3 eine schematische Darstellung der Geometrie des in Fig. 1 dargestellten Systems.

Gemäß den Fig. 1 und 2 ist ein Computer-Tomographie- Abbildungssystem (CT-Abbildungssystem) 10 gezeigt, das ein Faßlager (Gantry) 12 enthält, das eine CT-Abtasteinrichtung der 3. Generation darstellt. Das Faßlager 12 weist eine Röntgenstrahlquelle 14 auf, die einen Röntgenstrahl 16 in Richtung eines Erfassungsarrays 18 auf der entgegengesetz­ ten Seite des Faßlagers 12 projiziert. Das Erfassungsarray 18 wird durch Erfassungselemente 20 gebildet, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die durch einen medizinischen Patienten 22 hindurchgehen. Jedes Erfassung­ selement 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Inten­ sität eines auftreffenden Röntgenstrahls und somit die Dämpfung des Strahls darstellt, wenn er durch den Patienten 22 hindurchgeht. Während einer Abtastung zur Erfassung von Röntgenstrahlprojektionsdaten drehen sich das Faßlager 12 und die daran angebrachten Komponenten um einen Drehmittel­ punkt 24.

Die Drehung des Faßlagers 12 und der Betrieb der Röntgen­ strahlquelle 14 werden durch eine Steuereinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 enthält eine Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28, die der Röntgen­ strahlquelle 14 Energie und Zeitsignale zuführt, und eine Faßlagermotorsteuereinrichtung 30, die die Drehgeschwindig­ keit und Position des Faßlagers 12 steuert. Ein Datenerfas­ sungssystem (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet analoge Daten von den Erfassungselementen 20 ab und wandelt die Daten in digitale Signale für eine nachfolgende Verar­ beitung um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgenstrahldaten von dem Datenerfassungssystem 32 und führt eine Bildrekonstruktion hoher Geschwindigkeit durch. Das rekonstruierte Bild wird einem Computers 36 als Eingangssignal zugeführt, der das Bild in einer Massenspeichereinrichtung 38 speichert.

Der Computer 36 empfängt auch Befehle und Abtastparameter von einer Bedienungsperson über ein Bedienpult 40, das eine Tastatur aufweist. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhren- Anzeigeeinrichtung 42 erlaubt es der Bedienungsperson, das wiederhergestellte Bild und andere Daten von dem Computer 36 zu überwachen. Die von der Bedienungsperson zugeführten Befehle und Parameter werden durch den Computer 36 zur Aus­ bildung von Steuersignalen und Informationen für das Daten­ erfassungssystem 32, die Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 und die Faßlagermotorsteuereinrichtung 30 verwendet. Außer­ dem bedient der Computer 36 eine Tischmotorsteuereinrich­ tung 44, die einen motorisierten Tisch 46 zur Positionie­ rung des Patienten 22 in dem Faßlager 12 steuert. Insbeson­ dere bewegt der Tisch 46 Abschnitte des Patienten 22 durch eine Faßlageröffnung 48.

Die bekannten Wendelrekonstruktionsalgorithmen können im allgemeinen als Wendelextrapolations-(HI-) oder Wendelin­ terpolations- (HE-)Algorithmen klassifiziert werden. Diese Algorithmen wenden typischerweise einen Gewichtungsfaktor und einen Skalierungsfaktor bei den Projektionsdaten zur Rekonstruktion eines Bildes an. Der Gewichtungsfaktor be­ ruht im allgemeinen sowohl auf dem Fächerwinkel als auch dem Ansichtswinkel. Der Skalierungsfaktor ist im allgemeinen eine Funktion der Entfernung zwischen dem Patienten 22 und der Röntgenstrahlquelle 14. Wie es vorstehend beschrieben ist, enthalten die rekonstruierten Bilddaten typischerweise ein nicht stationäres Rauschen, d. h., das Rauschen vari­ iert entsprechend dem Skalierungsfaktor, dem Faßlagerwinkel und dem Ansichtswinkel.

Zur Erzeugung von dreidimensionalen (3D) und Maximum- Intensitätsprojektions-(MIP-)Bildern bzw. Bildern mit maxi­ maler Intensitätsprojektion werden die rekonstruierten Bilddaten typischerweise weiterverarbeitet. Beispielsweise wird zur Erzeugung eines Maximum-Intensitätsprojektions- Bildes (MIP-Bildes) eine Richtung der Vorwärtsprojektion bestimmt und ein maximaler Bildelementwert entlang jedes Vorwärtsprojektionsstrahls identifiziert. Der Projektions­ wert wird dann dem maximalen Bildelementwert zugeordnet. Zur Erzeugung eines dreidimensionalen Bildes (3D-Bildes) werden Grenzen bzw. Ränder des Gegenstands bestimmt und ei­ ne imaginäre Lichtquelle erzeugt. Ein schattierter Oberflä­ chenwert des Gegenstands wird dann beruhend auf der Orien­ tierung und der Entfernung des Gegenstands bezüglich der Lichtquelle erzeugt. Eine derartige zusätzliche Verarbei­ tung verringert typischerweise nicht die Rauschartefakte bei den rekonstruierten Bilddaten. Demnach enthalten 3D- und MIP-Bilder oft wahrnehmbare Artefakte.

Fig. 3, die eine schematische Darstellung der Geometrie des CT-Systems zeigt, stellt die Erfassungseinrichtung 18 dar, die im wesentlichen in der x-y-Ebene P(x, y) eines kathesi­ schen Koordinatensystems mit einem Ursprung O positioniert ist. Die Röntgenstrahlquelle 14 projiziert einen Röntgen­ strahl 16 mit einem Isozentrum bzw. Fokalpunkt am Ursprung O in Richtung der Erfassungseinrichtung 18 bei einem Faßla­ gerwinkel β und einem Erfassungseinrichtungswinkel γ. In Fig. 3 bezeichnet D eine Entfernung zwischen der Röntgen­ strahlquelle 14 und dem Fokalpunkt des CT-Systems 10, L ei­ ne Entfernung zwischen der Röntgenstrahlquelle 14 und einem in Frage kommenden Punkt (r, ϕ), wobei r eine Entfernung zwischen dem Ursprung O und dem in Frage kommenden Punkt (r, ϕ) ist, und ϕ einen Winkel zwischen der Ebene P (x, y) und dem in Frage kommenden Punkt (r, ϕ). Ein Wendelrekon­ struktionsalgorithmus f(r, ϕ) zur Rekonstruktion eines 3D- oder MIP-Bildes entsprechend dem in Frage kommenden Punkts (r, ϕ) kann durch folgende Gleichung definiert werden:

wobei
p (γ, β) bei einem Erfassungseinrichtungswinkel γ und einem Faßlagerwinkel β erfaßte Daten oder Projektionen,
w (γ, β) die Wendelgewichtungsfunktion,
Dcosγ der Skalierungsfaktor,
γ' ein Erfassungseinrichtungswinkel für den in Frage kommenden Punkt (r, ϕ) bei einem Ansichtswinkel β und
g(γ) ein Faltungsrekonstruktionsfilter für den Fächer­ strahl ist.

Ist w (γ, β) gleich 1 und Π = 2π, dann wird Gleichung (1) zu einer herkömmlichen Fächerstrahlrekonstruktionsformel.

Der Wendelrekonstruktionsalgorithmus kann durch Modifikati­ on des Skalierungsfaktors entsprechend der Projektion der Entfernung L auf einem zentralen Strahl 50 zwischen der Röntgenstrahlquelle 14 und dem Fokalpunkt des Röntgen­ strahls 16 vereinfacht werden. Diese Projektion liefert ei­ ne Projektionsentfernung L', wobei L'=L cosγ. Demnach kann Gleichung (1) neu geschrieben werden als:

Der Wendelrekonstruktionsalgorithmus f (r, ϕ) wandelt, wie vorstehend beschrieben ist, die Projektionen p (γ, β) in ganze Zahlen, sogenannte CT-Zahlen, um, die zur Steuerung der Helligkeit entsprechender Bildelemente auf der Anzeige­ einrichtung 42 verwendet werden. Diese Umwandlung oder Da­ tenverarbeitung ist jedoch dafür bekannt, daß Rauscharte­ fakte erzeugt werden, und somit werden Hell-und-Dunkel- Bänder oder Spiralen in 3D- und MIP-Bildern erzeugt.

Das durch den Wendelrekonstruktionsalgorithmus f (r, ϕ) er­ zeugte Rauschen steht in direktem Zusammenhang mit der Wen­ delgewichtungsfunktion w (γ, β) und dem Skalierungsfaktor L^'-2 bei dem Rückprojektionsvorgang. Wenn insbesondere σ (γ, β) eine Standardabweichungsverteilungsfunktion der Projek­ tion ist, kann ein Standardabweichungsverhältnis von mit den Gewichtungsschemata und ohne die Gewichtungsschemata verarbeiteten Daten entsprechend folgender Gleichung be­ schrieben werden:

Dieses Verhältnis wird nachstehend auch als Rauschverhält­ nis bezeichnet.

Wie es in Gleichung (3) gezeigt ist, beeinflußt der Ort des in Frage kommenden Punktes (r, ϕ) direkt das Bildrauschen. Insbesondere unterscheidet sich das Rauschverhältnis ξ(r, ϕ) merklich zwischen einem ersten Ort (r₁, ϕ₁) und einem zweiten Ort (r₂, ϕ₂). Bei einigen Orten nähert sich das Rauschverhältnis ξ(r, ϕ) 0,5, während sich an anderen Orten das Rauschverhältnis ξ(r, ϕ) 2,0 nähert. Demnach ist das erzeugte Rauschen sowohl nicht gleichmäßig als auch nicht stationär, d. h., das Rauschmuster ändert sich bezüglich des Erfassungseinrichtungswinkels γ, des Faßlagerwinkels β und der Entfernung L. Diese Inhomogenität der Rauschverteilung resultiert in einem systemabhängigen Fehler, beispielsweise in Hell-und-Dunkel-Band- oder Spiralmusterartefakten in er­ zeugten 3D- und MIP-Bildern.

Gemäß einem Ausführungsbeispiel verringert ein Glättungsal­ gorithmus Rauschartefakte durch Ausbilden einer im wesent­ lichen gleichmäßigen Rauschverteilung bei dem angezeigten Bild. Der vorliegende Glättungsalgorithmus richtet sich we­ der auf einen besonderen Wendelbildrekonstruktionsalgorith­ mus noch ist er auf die Anwendung bei einem besonderen Wen­ delbildrekonstruktionsalgorithmus beschränkt. Vielmehr kann der vorliegende Glättungsalgorithmus in Verbindung mit vie­ len verschiedenen Wendelrekonstruktionsalgorithmen verwen­ det werden. Obwohl der vorliegende Glättungsalgorithmus hier manchmal auch in Verbindung mit einem CT-System der dritten Generation beschrieben wird, kann der vorliegende Algorithmus auch in Verbindung mit vielen anderen CT- Systemen, auch CT-Systemen der vierten Generation, verwen­ det werden. Des weiteren ist bei einem Ausführungsbeispiel der Glättungsalgorithmus in dem Computer 36 implementiert und verarbeitet beispielsweise in der Massenspeicherein­ richtung 38 gespeicherte Daten. Es sind natürlich auch vie­ le andere alternative Implementationen möglich.

Gemäß einem Ausführungsbeispiel wird das adaptive Glätten unter Verwendung von Filterkoeffizienten durchgeführt, die das Bildrauschen glätten oder eine gleichmäßigere Vertei­ lung des Bildrauschens in einem 3D- oder MIP-Bild ausbil­ den. Insbesondere bei dem einem Ausführungsbeispiel wird die Wendelgewichtungsfunktion w (γ, β) erzeugt und die Fil­ terkoeffizienten entsprechend, d. h. auf der Grundlage, des Standardabweichungsverhältnisses ξ (r, ϕ) erzeugt. Die Fil­ terkoeffizienten werden dann beim Filtern oder Glätten be­ nutzt, so daß sich bei dem Bild eine im wesentlichen gleichmäßige Rauschverteilung ergibt.

Als bestimmtes Beispiel werden, wenn ein 3×3-Kern zur Durchführung der Glättung verwendet wird, Filterkoeffizien­ ten gemäß der folgenden Gleichung bestimmt:

wobei

c ist das Gewicht der benachbarten Bildelemente und 1-8c ist das Gewicht des Mittelpunktbildelements. Diese identi­ fizierten Gewichte oder Koeffizienten werden dann in dem Kern verwendet und bei den Daten zur adaptiven Glättung des Bildes angewendet. Das Glätten wird direkt bei den Daten vor dem 3D- oder MIP-Rekonstruktionsvorgang durchgeführt, oder der Algorithmus kann während des 3D- oder MIP- Bildrekonstruktionsvorgangs durchgeführt werden.

Um die Bildauflösung im wesentlichen aufrechtzuerhalten, d. h. zur Verringerung einer Auswirkung des Glättungsalgo­ rithmus auf die Bildauflösung, müssen die Daten in geglät­ tete Daten und nicht geglättete Daten vor der Ausführung des Glättungsalgorithmus segmentiert werden. Eine derartige Segmentierung kann beispielsweise durch eine Grauskalen­ schwellenwertbildung durchgeführt werden. Die nicht geglät­ teten Daten, d. h., die Daten, deren Wertdifferenz von dem Mittelpunktbildelement einen ausgewählten Schwellenwert überschreitet, werden von der Bestimmung der Filterkoeffi­ zienten c ausgeschlossen. Die Filterkoeffizienten c werden auf der Grundlage lediglich der geglätteten Daten bestimmt.

Der vorstehend beschriebene Algorithmus erleichtert die Re­ duzierung von Artefakten bei der 3D- und MIP- Wendelbildrekonstruktion. Ein derartiger Algorithmus erhöht die zur Erzeugung derartiger Bilder erforderliche Verarbei­ tungszeit nicht merklich.

Aus der vorhergehenden Beschreibung verschiedener Ausfüh­ rungsbeispiele der Erfindung ist ersichtlich, daß die Auf­ gaben der Erfindung gelöst werden. Obwohl die Erfindung ausführlich beschrieben und dargestellt ist, ist es natür­ lich selbstverständlich, daß sie nicht auf die beschriebe­ nen Beispiele beschränkt ist. Beispielsweise ist das hier beschriebene CT-System ein System der dritten Generation, bei dem sowohl die Röntgenstrahlquelle als auch die Erfas­ sungseinrichtung mit dem Faßlager rotieren. Es können auch viele andere CT-Systeme, auch Systeme der vierten Generati­ on, verwendet werden, bei denen die Erfassungseinrichtung eine stationäre Voll-Ring-Erfassungseinrichtung ist und nur die Röntgenstrahlquelle mit dem Faßlager rotiert.

Erfindungsgemäß ist ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verringerung von Rauschartefakten bei einer dreidimensiona­ len Bildrekonstruktion unter Verwendung von bei einer Wen­ delabtastung erfaßten Daten offenbart. Das heißt, es wird ein Standardabweichungsverhältnis rekonstruierter Bilder mit und ohne Wendelgewichtung identifiziert. Ein derartiges Standardabweichungsverhältnis wird dann zur Erzeugung von Filterkoeffizienten verwendet, die dann bei den Daten bei einem adaptiven Glättungsalgorithmus angewendet werden.

Claims (16)

1. Vorrichtung zur Erzeugung eines Bildes eines Gegenstands (22) unter Verwendung von bei einer Wendelabtastung erfaß­ ten Daten, wobei die Vorrichtung eine Röntgenstrahlquelle (14) und ein Erfassungsarray (18) aufweist, mit einer Einrichtung (36) zur Bestimmung einer Wendel­ gewichtungsfunkion,
einer Einrichtung (36) zur Identifikation eines Filterkoeffizienten beruhend auf der bestimmten Wendelge­ wichtungsfunktion, und
einer Einrichtung (36) zur Anwendung des identifi­ zierten Filterkoeffizienten bei den Daten.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Vorrichtung zur Identifikation des Filterkoeffizienten eine Einrichtung (36) zur Segmentierung der Daten aufweist.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei die Vorrichtung zur Segmentierung der Daten eine Einrichtung (36) zur Durchfüh­ rung einer Grauskalenschwellenwertbildung aufweist.

4. Vorrichtung nach Anspruch 1, ferner mit einer Einrich­ tung (36) zur Bestimmung eines Standardabweichungsverhält­ nisses rekonstruierter Bilder mit und ohne Wendelgewich­ tung.

5. Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei das Standardabwei­ chungsverhältnis rekonstruierter Bilder mit und ohne Wen­ delgewichtung sich ergibt zu:
wobei
w (γ, β) die Wendelgewichtsfunktion,
σ (γ, β) eine Standardabweichungsver­ teilungsfunktion der Projektion,
β ein Faßlagerwinkel,
γ ein Erfassungseinrichtungswinkel,
L' eine Projektionsentfernung zwischen der Röntgenstrahlquelle und einem in Fra­ ge kommenden Punkt (r, ϕ) ist.

6. Vorrichtung nach Anspruch 5, mit einem 3×3-Kern, wobei der Filterkoeffizient identifiziert wird entsprechend
wobei

7. Vorrichtung nach Anspruch 1, mit einer Einrichtung (36) zur Erzeugung eines dreidimensionalen Bildes.

8. Vorrichtung nach Anspruch 1, mit einer Einrichtung (36) zur Erzeugung eines Bildes maximaler Intensitätsprojektion.

9. Verfahren zur Erzeugung eines Bildes eines Gegenstands (22) unter Verwendung von bei einer Wendelabtastung erfaß­ ten Daten, mit den Schritten
Bestimmen einer Wendelgewichtungsfunktion,
Identifizieren eines Filterkoeffizienten beruhend auf der bestimmten Wendelgewichtungsfunktion und
Anwenden des identifizierten Filterkoeffizienten bei den Daten.

10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei das Identifizieren des Filterkoeffizienten den Schritt Segmentieren der Daten umfaßt.

11. Verfahren nach Anspruch 10, wobei das Segmentieren der Daten den Schritt Durchführen einer Grauskalenschwellenwertbildung umfaßt.

12. Verfahren nach Anspruch 9, mit dem Schritt Bestimmen eines Standardabweichungsverhältnisses rekonstruierter Bilder mit und ohne Wendelgewichtung.

13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei das Standardabwei­ chungsverhältnis rekonstruierter Bilder mit und ohne Wen­ delgewichtung sich ergibt zu:
wobei
w (γ, β) die Wendelgewichtungsfunktion,
σ (γ, β) eine Standardabweichungsver­ teilungsfunktion der Projektion,
β ein Faßlagerwinkel,
γ ein Erfassungseinrichtungswinkel und
L' eine Projektionsentfernung zwischen einer Röntgenstrahlquelle und einem in Frage kommenden Punkt (r, ϕ) ist.

14. Verfahren nach Anspruch 13, wobei der Filterkoeffizient identifiziert wird gemäß
wobei

15. Verfahren nach Anspruch 9, mit dem Schritt Erzeugen eines dreidimensionalen Bildes.

16. Verfahren nach Anspruch 1, mit dem Schritt Erzeugen eines Bildes maximaler Intensitätsprojek­ tion.