DE3530601A1

DE3530601A1 - Computertomographie-vorrichtung

Info

Publication number: DE3530601A1
Application number: DE19853530601
Authority: DE
Inventors: Osamu Fuchu Tokio/Tokyo Tsujii
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1984-08-28
Filing date: 1985-08-27
Publication date: 1986-03-06
Also published as: US4729100A

Description

Computertomographie-Vorrichtung

Die Erfindung betrifft eine Computertomographie-Vorrichtung zum Rekonstruieren eines Tomogrammes eines interessierenden Objektes, um so eine Diagnose des Objektes zu ermöglichen.

Die Computertomographie schafft ein System zum sehr genauen und zerstörungsfreien Messen von inneren Fehlern, Zusammensetzung und Struktur eines Objektes.

Eine derartige Computertomographie verwendet eine

2Q Strahlungsquelle zum Ausstrahlen von Röntgenstrahlung als flacher, sich sektorförmig erweiternder Fächerstrahl. Das zu messende Objekt wird mit dem von der Strahlungsquelle erzeugten Fächerstrahl bestrahlt, und der Fächerstrahl wird durch eine Vielzahl von Strahlungssensoren erfaßt, die entlang der Fortpflanzungsrichtung des Fächerstrahles angeordnet sind. Die Strahlungsquelle wird sequentiell in Einheiten von Grad um 180 Grad bis 360 Grad gedreht, während die Strahlungsquelle gegenüber den Strahlungssensoren angeordnet ist und das Objekt im Zentrum liegt. Röntgenstrahlungs-Absorptionsdaten von verschiedenen Richtungen einer Scheibe des Objektes werden gewonnen. Die gewonnenen Daten werden durch einen Computer rekonstruiert, um ein Tomogramm zu formen. Daher kann eine Bildrekonstruktion mit ungefähr 2000 Abstufungspegeln an den jeweiligen Positionen entsprechend der Zusammensetzung durchge-

führt werden, und der Zustand der Scheibe kann in Einzelheiten geprüft werden.

Eine derartige Computertomographie wird als System der dritten Generation bezeichnet. In einem System der ersten Generation liegt ein Strahlungssensor gegenüber zu einer Strahlungsquelle, die Röntgenstrahlung als

Bleistift- oder Nadelstrahl abstrahlt. Die Strahlungs-10

quelle und der Sensor werden quer entlang der Scheibe des Objektes abgetastet. Das Objekt oder die Strahlungsquelle werden um einen vorbestimmten Winkel für jede Querabtastung gedreht.

In einem System der zweiten Generation werden Röntgenstrahlung als Fächerstrahl mit einer schmalen Breite und mehrere Strahlungssensoren verwendet. Die Strahlungsquelle und die Strahlungssensoren sind einer Quer-

und Rotationsabtastung unterworfen. 20

In einem System der vierten Generation ist eine Vielzahl von Sensoren um das zu untersuchende Objekt angeordnet und mit einer Strahlungsquelle zusammengefaßt,

die Röntgenstrahlung als Fächerstrahl mit großer Breite 25

ausstrahlt. Lediglich die Strahlungsquelle wird gedreht.

Der Rekonstruktionsprozeß der Computertomographie wird

allgemein in eine analytische Technik und eine alge-30

braische Technik eingeteilt. Unter diesen Techniken

wird die analytische Technik, insbesondere die Filter-Rückprojektion hauptsächlich eingesetzt. Entsprechend der Filter-Rückprojektion werden Strahlungsintensitätsdaten mittels einer Filterfunktion gefaltet, und die 35

sich ergebenden Projektionsdaten werden rückprojeziert,

um eine Bildrekonstruktion durchzuführen. Obwohl eine solche Filter-Rückprojektion sehr wirksam ist, tritt _ Rauschen hervor, da die Hochfrequenzkomponenten der Projektionsdaten betont werden, um die Auflösung des Bildes zu verbessern. Falls das in den Projektionsdaten enthaltene Rauschen auf Quantenrauschen beschränkt ist, dann nimmt der Rauschabstand ab, wenn die Dosis der durch das Objekt übertragenen Strahlung klein ist. Das Bild wird so verschlechtert. Diese Erscheidung tritt auch auf, wenn Strahlung durch ein Material übertragen wird, das ein hohes Strahlungsabsorptionsvermögen innerhalb eines interessierenden Kreisbereiches besitzt, der durch den äußersten Rand der Röntgenstrah-15

lung während der Rotationsabtastung festgelegt ist, und wenn die Dosis dieser Strahlung sehr klein ist.

Wenn die Dosis der Strahlungsquelle klein ist oder wenn

die Dosis lokal abnimmt, dann ist der herkömmliche 20

Filter-Rückprojektionsverfahren zum Rekonstruieren des Tomogrammes entsprechend den Projektionsdaten nicht geeignet.

Weiterhin hat das herkömmliche Filter-Rückprojektions-25

verfahren im Vergleich mit einem Näherungs- oder Approximationsverfahren einen Nachteil bei der Erzeugung von Artifacten. Dieser Nachteil wird insbesondere dann beobachtet, wenn die Anzahl der Projektionsdateh klein

ist, obwohl ein zu rekonstuierendes Bild kompliziert 30

ist.

Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Computertomographie-Vorrichtung zum Rekonstruieren einer

Scheibe eines Objektes zu schaffen, wobei Quantenrau-35

sehen vermindert werden kann und die Auflösung nicht

verschlechtert ist, obwohl eine Filter-Rückprojektion verwendet wird und ein Material mit einem hohen Strah-

lungsabsorptionskoeffizienten vorliegt, und wobei 5

gleichzeitig ein Artifact ausgeschlossen werden kann.

Diese Aufgabe wird bei einer Computertomographie-Vorrichtung nach dem Oberbegriff des Patentanspruches 1

erfindungsgemäß durch die in dessen kennzeichnendem 10

Teil enthaltenen Merkmale gelöst.

Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich insbesondere aus den Patentansprüchen 2 bis 14.

Gemäß der vorliegenden Erfindung ist also eine Computertomographie-Vorrichtung zum Rekonstruieren einer Scheibe eines Objektes vorgesehen, wobei Projektionsdaten mit mehreren Filterfunktionen mit unterschiedlichen Frequenzbereichen gefaltet werden können.

Erfindungsgemäß ist eine Computertomographie-Vorrichtung zum Rekonstruieren einer Scheibe eines Objektes vorgesehen, wobei ein Bild hoher Qualität ohne verschlechterte Auflösung erhalten und der Artifact aus-25

geschlossen werden kann.

Nachfolgend wird die Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 Ein Blockdiagramm einer Computertomographie-Vorrichtung zum Rekonstruieren einer Scheibe eines Objektes nach einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 2 eine Kurve zur Erläuterung der Beziehung zwischen den Projektionsdaten und deren Schwellenwerten, ο

Fig. 3 eine Kurve zur Erläuterung der Beziehung zwischen den Projektionsdaten und durch die Schwellenwerte diskriminierten Datenbereichen,

Fig. 4 eine Tabelle mit bei der vorliegenden Erfindung verwendeten Filterfunktionen,

Fig. 5 Kurven zur Erläuterung eines geteilten FaI-

tungs- oder Convolutionsverfahrens nach der 15

vorliegenden Erfindung,

Fig. 6 Kurven zur Erläuterung einer Abwandlung der Erfindung in ein Divisionsverfahren der Projektionsdaten,

Fig. 7 bis 15 jeweils ein anderes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, nämlich

Fig. 7 eine Kurve zur Erläuterung des Grundprinzips 25

der Schwellenwerteinstellung,

Fig. 8 und 9 Kurven zur Erläuterung von Filterfunktionen mittels jeweils der Frequenzcharakteristiken,

Fig. 10 eine Kurve zur Erläuterung von bei der vorliegenden Erfindung verwendeten Filterfunktionen,

Fig. 11 eine Kurve mit einer Fuktion G(u?, TH),

Fig. 12 ein Flußdiagramm zur Erläuterung des Betriebs 5

der Tomographie-Untersuchungsvorrichtung nach

diesem Ausführungsbeispiel, und

Fig. 13 bis 15 jeweils ein Flußdiagramm und Kurven

zur Erläuterung des Hauptteiles der Vorrich-

tung nach diesem Ausführungsbeispiel, und

Fig. 16 bis 30 jeweils ein anderes Ausführungsbeispiel der Erfindung, nämlich

Fig. 16 ein Blockdiagramm einer Tomographie-Untersuchungsvorrichtung nach diesem Ausführungsbeispiel ,

Fig. 17 ein Blockdiagramm in Einzelheiten mit einer

schnellen Rekonstruktionseinheit,

Fig. 18 ein Flußdiagramm zur Erläuterung der Verarbeitungsschritte ,

Fig. 19 eine Kurve mit Projektionsdaten,

Fig. 20 bis 23 jeweils Kurven zur Erläuterung der Filterverarbeitung mittels zwei Arten von Filterfunktionen,

Fig. 24 bis 26 jeweils Kurven zur Erläuterung eines steilen Intervallauszuges mittels Differentials ,

ι -te-

Fig. 27 ein funktionelles Blockdiagramm zur Erläuterung des Differentials in einem steilen Interval 1-Diskriminator, 5

Fig. 28 ein Flußdiagramm zur Erläuterung des steilen Intervallauszugs durch sequentielle Diskrimination,

Fig. 29 ein funktionelles Blockdiagramm zur Erläuterung der sequentiellen Diskrimination im stellen Intervall-Diskriminator,

Fig. 30 eine Kurve mit Filterfunktionen der steilen

und normalen Intervalle, und

Fig. 31 einen Schnitt eines Bechers.

Die vorliegende Erfindung wird im folgenden anhand bevorzugter Ausführungsbei; den Zeichnungen erläutert.

bevorzugter Ausfuhrungsbeispiele im Zusammenhang mit

Die vorliegende Erfindung wird am Beispiel eines CT-Abtasters oder -Scanners (CT = Computertomographie) der

dritten Generation erläutert; sie kann jedoch auch auf CT-Scanner anderer Generationen ausgedehnt werden.

Fig. 1 ist ein Blockdiagramm mit dem Grundaufbau einer Computertomographie-Vorrichtung zum Rekonstruieren

einer Scheibe eines Objektes. Eine Abtast- oder Scannereinheit 1 umfaßt eine Röntgenstrahlungsquelle 2 zum Projizieren von Röntgenstrahlung als Fächerstrahl mit einer vorbestimmten großen Breite und einen Strahlungssensor 3, der gegenüber zu der Strahlungsquelle 2 liegt und eine Vielzahl von Sensorelementen aufweist. Die

• /is·

Sensorelemente sind entlang der Röntgenstrahl-Fortpflanzungsrichtung angeordnet und haben eine räumliche

Auflösung, so daß die Röntgenstrahlungsintensität durch ο

den Sensor 3 erfaßt werden kann. Ein zu untersuchendes

Objekt 4 liegt entlang einer die Strahlungsguelle 2 und den Sensor 3 verbindenden Strecke. Die Sensorelemente erzeugen Signale entsprechend der Intensität der Strahlen auf der Strecke. Die Einheit 1 hat auch einen Dreh-10

tisch, der um einen vorbestimmten Winkel bezüglich des interessierenden Bereiches als das Zentrum drehbar ist, während die Strahlungsquelle und der Sensor 3 einander gegenüberliegen.

Röhrenstrom, Röhrenspannung und Röntgenstrahlungsdosis der Strahlungsquelle 2 werden durch eine Röntgenstrahlungs-Steuereinheit 5 gesteuert. Ein Drehtisch der Einheit 1 wird durch eine Abtast- oder Scanner-Steuereinheit 6 gesteuert, die eine Zentraleinheit aufweist,

welche entsprechend einem zuvor gespeicherten Programm betrieben ist.

Verschiedene Operationsbefehle und Daten, die durch

einen Bediener an einem Steuerpult 7 in das System ein-25

gegeben sind, werden zu den Steuereinheiten 5 und 6 und anderen jeweiligen Komponenten des Systems über eine System-Steuereinheit 8 gespeist.

Ein Fühlersignal von dem Sensor 3 wird zu einer Daten-30

Erfassungseinheit 9 gespeist, analog/digital-umgesetzt und als Röntgenstrahlungs-Absorptionsdaten an eine Vorverarbeitungseinheit 10 abgegeben. Die Vorverarbeitungseinheit 10 führt Vorverarbeitungsoperationen,

wie beispielsweise logarithmische Transformationen, 35

Korrekturen des Verstärkungsfaktors und der Verschiebung

für alle durch die Erfassungseinheit 9 angenommenen Projektionsdaten durch. Die vorverarbeiteten Daten werden zu einer Faltungseinheit 11 gespeist. Die Faltungseinheit 11 faltet die vorverarbeiteten Daten, und die Faltungsdaten werden zu einem Rückprojektor 12 gespeist. Der Rückprojektor 12 projiziert die gefalteten Daten in der Projektionsrichtung zurück, um ein Tomo-

,Q gramm zu rekonstruieren. Die Vorverarbeitunseinheit 10, die Faltungseinheit 11 und der Rückprojektor 12 bilden eine Rekonstruktionseinrichtung. Die von der Rekonstruktionseinrichtung erhaltenen Rückprojektionsdaten werden in einem Speicher 13 gespeichert. Daten als ein

^ P- Wert (d.h. als ein CT-Wert) entsprechend einem Pegel der innerhalb eines gewünschten Bereiches liegenden Strahlungsabsorption werden aus dem Speicher 13 ausgelesen. Der CT-Wert wird als ein monochromatisches Bild von einem Bildwandler 14 erzeugt. Das monochromatische

„-. Bild wird auf einen Elektronenstrahlröhren-(CRT)-Anzeige 15 angezeigt.

Bei dieser Vorrichtung betätigt der Bediener das Steuerpult 7, um das System zu starten. Das System führt dann

„j- eine tomographische Untersuchung durch. Die System-Steuereinheit 8 steuert die Abtast-Steuereinheit 6, und der Drehtisch in der Einheit 1 wird um jeden vorbestimmten Winkel, beispielsweise 0,6 Grad, gedreht. Die System-Steuereinheit 8 bewirkt, daß die Röntgenstrah-

_on lungs-Steuereinheit 5 einen Röhrenstrom und eine Röhren-

spannung an die Strahlungsquelle 2 legt, sooft die Einheit 1 um den vorbestimmten Winkel gedreht wird. Ein Fächerstrahlimpuls FB wird von der Strahlungsquelle 2 emittiert.

Ein Objekt 4 liegt als das Drehzentrum auf dem Dreh-

. A5-

tisch zwischen der Strahlungsquelle 2 und dem Sensor Die Strahlungsquelle 2 sendet Fächerstrahlen FB unter

verschiedenen Richtungen zu einer vorbestimmten Scheibe 5

des Objektes 4. Die Intensitäten der Strahldosen entlang den jeweiligen Strecken der Fächerstrahlen FB werden durch die entsprechenden Sensorelemente des Sensors erfaßt und in elektrische Signale umgesetzt.

Die elektrischen Signale werden von der Daten-Erfassungseinheit 9 erfaßt. Die Röntgenstrahlungs-Absorptionsdaten von jeder Strecke für jede Projektion werden im Speicher 13 gespeichert und zur Vorverarbeitungseinheit 10 gespeist. Die Vorverarbeitungseinheit 10 führt die logarithmische Transformation, die Verstärkungsfaktor-Korrektur und die Versetzungskorrektur für jede Projektion durch. Die Einheit 11 faltet oder verarbeitet die vorverarbeiteten Daten. Die gefalteten

oder verarbeiteten Daten werden durch den Rückprojektor 20

12 zurückprojiziert, um einen CT-Wert für jede Pixel-

(Bildelement-)Position zu berechnen. Ein Tomogramm wird aus den sich ergebenden CT-Werten rekonstruiert. Das rekonstruierte Tomogramm wird im Speicher 13 gespeichert . CT-Werte in einem gewünschten Bereich werden 25

durch den Bildwandler 14 entsprechend dem Befehl vom

Steuerpult 7 umgewandelt, und das umgewandelte Bild wird auf der Anzeige 15 mit einem entsprechenden Abstufungspegel angezeigt. Als Ergebnis wird das rekonstruierte Bild als ein monochromatisches Bild ange-30

zeigt.

Die Verarbeitung der Rekonstruktionsvorrichtung als der Haupteinheit in der Tomographie-Untersuchungsvorrichtung wird im folgenden näher beschrieben. Die Rekon-35

struktionsverarbeitung wird in eine Vorverarbeitung,

eine Filterverarbeitung und eine Rückprojektion eingeteilt. Die Vorverarbeitung umfaßt Korrekturoperationen (beispielsweise eine Bezugskorrektur und eine Versetzungskorrektur) für die Röntgenstrahlungs-Absorptionsdaten und eine logarithmische Transformation. Die Rückprojektion beabsichtigt ein Projizieren der gefilterten Daten in der gleichen Richtung wie bei der Datenerfassung. Die Vorverarbeitung und die Rückprojek-

tion sind übliche Techniken und werden im folgenden nicht näher erläutert.

Die Filterverarbeitung in der Einheit 11 als dem Hauptteil der vorliegenden Erfindung wird nachfolgenden in

Einzelheiten beschrieben. Die vorverarbeiteten Rontgenstrahlungs-Absorptionsdaten werden Projektionsdaten f(x) genannt. Die Projektionsdaten f(x) sind in Fig. 2 gegeben. Die Projektionsdaten f(x) werden durch f(x) = K en(PO/P(x))

dargestellt, wobei P(x) die durch den Sensor 3 ermittelte und durch die Einheit 9 erfaßte übertragene Röntgenstrahlungsintensität und PO die Anzahl von Photonen in der von der Strahlungsquelle 2 erzeugten Röntgenstrahlung bedeuten. Das Photonenrauschen in der durchgelassenen Röntgenstrahlungsintensität P(x) kann wiedergegeben werden durch v/P(x). Der Rauschabstand der durchgelassenen Röntgenstrahlungsintensität P(x) ist gegeben als
P(x)/ \/P(x ) = /P (χ ) .

Wenn die durchgelassene Röntgenstrahlungsintensität P(x) hoch ist, haben die erfaßten Daten eine höhere Zuverlässigkeit. D.h., wenn die Projektionsdaten f(x) klein sind, ist die Datenzuverlässigkeit gut.

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Schwellenwerte TH1 und TH2 sind entsprechend den Graden der Zuverlässigkeit der Projektionsdaten f(x) gegeben. Wie in Fig. 3 angedeutet ist, bedeuten:

0 {= f(x) *£. TH₁ ... Hoher Zuverlässigkeits-

anteil der Projektionsdaten

TH ^= f(x) <£- TH- ... Mittlerer Zuverlässigkeitsanteil der Projektionsdaten

TH_ 4z. f(x) ... Niederer Zuverlässig-

keitsanteil der Projektionsdaten

Wie in Fig. 3 gezeigt ist, wird die Intensität f(x) in f.(x). f-,(x) und f,(x) bezüglich der Schwellenwerte ^{Ί 2 3}

geteilt, und es gilt die Beziehung f(x) = f (x) + f₂(x) + f₃(x)·

Die Intensitäten f.ix), f„(x) und f^(x) sind wie folgt gegeben:

(0 CfCx) < TH₉)

f,Cx) = ²

¹ (fCx) - TH₂ (fCx) > TH₂)

TO CfCx) < TH₁)

f₂Cx) = IfCx) - TH₁ (TH₁ < fCx) <

(tH₂ - TH₁ CfCx) >. TH₂)

ffCx) CfCx) < τη )

³ ~ ItH₁ CTh₁ < fCx))

Entsprechend der Bewertung von Fig. 3 ist f(x) in der folgenden Weise gegeben:

f..(x) ... Niedrige Zuverlässigkeit

f-(x) ... Mittlere Zuverlässigkeit ₁₍-j f-,(x) ... Hohe Zuverlässigkeit

Die Daten für hohe Zuverlässigkeit sind frei von einer Bildabstufung, selbst wenn deren Hochfrequenzkomponenten hervorgehoben sind. Verschiedene Filterfunktionen

p. h₁ , h_ und h, werden in der Einheit 11 vorbereitet, wie dies in Fig. 4 gezeigt ist. Eine zutreffende Filterfunktion entsprechend der Datenzuverlässigkeit wird gewählt. Die Filterfunktion h.. betont leicht die Hochfrequenzkomponente, die Filterfunktion h„ betont normal

__n die Hochfrequenzkomopnente, und die Filterfunktion h, betont die Hochfrequenzkomponente, wie dies in Fig. 4 gezeigt ist. Die Einheit 11 ändert den Hochfrequenzbetonungsgrad gemäß der richtigen Filterfunktion h entsprechend dem Zuverlässigkeitsgrad der zu faltenden ^Daten·

In Fig. 4 bedeuten H(uj) ein Spektrum und WN die Nyquist-Frequenz. Die Faltungstechnik wird anhand der Fig. 5 erläutert. Da die Faltung eine lineare Operation ist, _ können die Projektionsdaten f(x) in f., f~ und f, entsprechend deren Pegeln geteilt werden.

Die in Fig. 3 gezeigten Projektionsdaten f(x) sind gegeben als f und werden in Einheiten f., f₂ und f₃

__ geteilt, indem die Pegel der Daten mit deren Schwellenoo

werten TH. und TH« verglichen werden. Unter der obigen

Annahme gilt f = f. + f_ + f-, und f., f- und f.. entsprechen jeweils f.(x), f-(x) und f,(x) von Fig. 5. Die Filterfunktionen h₁, h„ und h, entsprechend den Zuverlässigkeitsgraden der Projektionsdaten f..(x), f-(x) und f_(x) werden hierfür gewählt, und eine Faltung wird durchgeführt. Die Projektionsdatenkomponenten f.(x), f„(x) und f~(x) werden addiert, um

f*h = (f^x) + f₂(x) + f₃(x))*h <* f₁(xi*h₁ + f₂(x)*h₂ +f₃(x)*h₃
wobei * die Faltung bedeutet.

Die Filterfunktionen h_n, h~ und h.. werden entsprechend \ & i

den Zuverlässigkeitsgraden der Projetionsdatenkomponenten gewählt, und eine Faltung wird mittels der gewählten Filterfunktion durchgeführt. Die gefalteten Projektionsdatenkomponenten werden addiert, um die Hochfrequenzbetonungsgrade der jeweiligen Datenbereiche entsprechend den Zuverlässigkeitsgraden zu ändern. Wenn ein Datenwert frei vom Einfluß der Hochfrequenzbetonung ist, wird die Hochfrequenzkomponente dieses Datenwertes betont. Der sich ergebende Datenwert f*h wird zu dem

Projektor 12 gespeist und rückprojiziert, um ein re-25

konstruiertes Bild mit einer verbesserten Auflösung ohne Herabsetzung der Bildqualität zu erhalten.

Die Schwellenwerte TH₁ und TH- zum Teilen der Projektionsdaten f(x) in die Komponenten f., f_ und f^ werden ' ^- $ näher beschrieben. Zur Vereinfachung der Einstellung der Schwellenwerte TH. und TH_? kann der dynamische Bereich der Projektionsdaten f(x) in gleicher Weise in drei Zonen eingeteilt werden. Wenn beispielsweise

Projektionsdaten f(x) einen dynamischen Bereich von 35

32767 bis -32768 haben, dann gilt

: i
'.,TH₉ = 10923

'¹TH₁ - -10923

Ein Filtern wird durch die Filterfunktion h. in dem folgenden Bäreich durchgeführt:

10923 £. £(x) 4L +32767

Ein Filtern wird durch die Filterfunktion h_ in dem :: ' : 2

folgenden Bereich durchgeführt:

-10923 < f(x) < 10923

Ein Filtern wird durch die Fil^erfunktion h₃ in dem folgenden Bereich durchgeführt:

-32768 < f(x) < -10923

In der Praxis müssen jedoch die drei' Zonen in einem Bereich höher als dem Standardwert "0"'erhalten werden, da gewöhnlich ein als Standardmaterial dienendes Mate-

rial mit einem hohem Rauschabstand gewählt wird. Deshalb kann der Rauschabstand groß sein, wenn die unterteilten Zonen Werte haben, die den Standardwert "0" überschreiten.

In einem ein Material mit hoher Absorption, beispielsweise ein Metall als Hauptbestandteil, enthaltenden industriellen Produkt werden die Schwellenwerte TH₁ und TH₉ auf 10000 und 1000 entsprechend der Zusammensetzung eingestellt. In diesem Fall wird die Filterfunktion h₁

für 10000 4s. f (χ) έ, 32767, die Filterfunktion h₂ für 1000 L. f(x) c 10000, und die Filterfunktion h₃ für -32768 έ. f(x) <£. 1000 gewählt.

Im Unterschied zu der herkömmlichen Filter-Rückpro-

jektion, die die Rauschkomponente nicht zu vermindern

vermag, ohne die Auflösung zu verschlechtern, kann die Technik des vorliegenden Ausführungsbeispiels die Rauschkomponente vermindern, ohne die Auflösung herabzusetzen. Die Filterverarbeitung dieses Ausführungsbeispiels kann durch eine einfache, wenig aufwendige Anordnung erzielt werden, indem eine einfache Logik und und ein Speicher zu der herkömmlichen Rekonstruktionseinrichtung beigefügt werden. Wenn eine Bildre-10

konstruktion mittels Projektionsdaten durchgeführt wird, die einen großen Mangel an Dosis darstellen, wird eine Komponente mit relativ hoher Dosis hochfrequenzmäßig betont, und ein Anteil mit einer hohen Rauschkomponente wird einer Glättung unterworfen, um dadurch

ein Bild hoher Qualität mit niedrigem Rauschen im Vergleich zu dem herkömmlichen Bild zu erhalten.

In den obigen Ausführungsbeispiel werden die Projektionsdaten f(x) durch Zusatzdivision geteilt. Jedoch

kann eine proportionale Zusatzdivision anstelle der Zusatzdivision verwendet werden. In diesem Fall gilt in der gleichen Weise wie in Fig. 3 mit f(x) = f1(x) + f2(x) + f3(x):

CfCx) < TH₂)

I^ [fCx)/3 CfCx) > TH₂J

/ο CfCx) < TH₁)

f₂Cx) = fCx)/2 CTH₁ < fCx) <

|fCx)/3 CfCx) > TH₂)

r?M CfCx) < TH₁)

f₃Cx) = fCx)/2 CTh₁ < fCx) <

fCx)/3 CfCx) > TH₂)

Obwohl die Auflösung bei proportionaler Zusatzdivision niedriger als diejenige bei Zusatzdivision ist, kann die Rauschkomponente vermindert werden.

Wie in Fig. 6 gezeigt ist, können die Projektionsdaten f(x) gegeben sein durch

f(x) = f₁(x) + f₂(x) + f₃(x),

und sie können unterteilt werden in f.(x), f_(x) und ^] ^l

f,(x), indem die Schwellenwerte TH und TH₂ benutzt werden. Bei dem Verfahren von Fig. 6 wird für jeden der Pegelzonen (erhalten durch geeignetes Verteilungssystem) eine Faltung gemäß den entsprechenden Filterfunktionen durchgeführt, und eine Addition wird an-

schließend vorgenommen. Jedoch werden bei dem Verfahren von Fig. 6 jeweilige Ausgangssignale von den Sensorelementen diskriminiert, um zu bestimmen, ob sie die Schwellenwerte überschreiten oder nicht. Das Verfahren von Fig. 6 ist eine Pegel-Korrespondenz-Division.

Lediglich die Filterfunktion h. wird verwendet, um die Projektionsdaten f..(x) zu falten, die einen Pegel höher als der Schwellenwert TH» haben. Lediglich die Filterfunktion h. wird verwendet, um die Projektionsdaten zu falten, die einen Pegel höher als der Schwellenwert TH₁

'

und niedriger als der Schwellenwert TH₂ haben. Lediglich die Filterfunktion hu wird verwendet, um die Projektionsdaten f₃(x) mit einem Pegel niedriger als der Schwellenwert TH₁ zu falten. Die obige Division ist sehr wirksam für die Zuverlässigkeit der Projektions-

daten.

In jedem Ausführungsbeispiel werden die Projektionsdaten in drei Komponenten geteilt. Jedoch kann die Anzahl der geteilten Komponenten 2, 4 oder mehr betragen. In diesem Fall müssen die Filterfunktionen für die

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die jeweiligen Teilungszonen, d.h. die geteilten Komponenten vorgesehen werden. Bei Zunahme der Teilungszonen verlängert sich die Faltungszeit. 5

Im obigen Ausführungsbeispiel wird ein Filtern für den realen Bereich durchgeführt; es kann auch für den Frequenzbereich vorgenommen werden.

Eine Fourier-Transformation ist eine lineare Transformation. Wenn F als eine Fourier-Transformierte gegeben ist und die Beziehung F(f(x)) ώ F ( \> ) gegeben ist, kann die folgende Gleichung aufgestellt werden:

f(v) A FCfCx)) = FCf₁Cx) + f₂Cx) + f₃Cx))

= FCf₁Cx)) + FCf₂Cx)) + FCf₃Cx))

= F₁Cv) + F₂Cv) + F₃Cv)

Die Frequenz der gefilterten Projektionsdaten ist gegeben durch:

• FCv) χ HCuJ - F₁O-¹) x H₁Cv) + F₂Cv) X H_£Cv) +

F-Cv) x H Cv)

für F(h(t) ) ώ H(^j ) . * "> 25

Alternativ können die Schwellenwerte unter Berücksichtigung der Pegelverteilung der Projekticnsdaten der Erfindung gegeben sein, um Filterfunktionen der Frequenzbereiche entsprechend den jeweiligen Intervallen 30

abzuleiten. Diese Operation muß durch eine Rekonstruktionseinrichtung in der folgenden Weise durchgeführt werden.

Die Rekcnstruktionsverarbeitung ist in Vorverarbeitung, 35

Filterverarbeitung und Rückprojektion eingeteilt, die

durch die Vorverarbeitungseinheit 10, die Faltungseinheit 11 und den Rückprojektor 12 von Fig. 1 ausgeführt sind. Die Vorverarbeitungseinheit 10 führt verschiedene Korrekturen (beispielsweise Bezugskorrektur, Versetzungskorrektur und Standardkorrektur der Röntgenstrahlungs-Absorptionsdaten) und eine logarithmische Transmation aus. Der Rückprojektor 12 projiziert die gefilterten Daten in eine Datenerfassungsrichtung.

Die Filterverarbeitung in der Einheit 11 kann in die folgenden Methoden eingeteilt werden.

(A-1) Zunächst werden einzelne Projektionsdaten jeweils b

gemäß der Division gefiltert. Die Projektionsdaten f(x) für jede Projektion werden in eine vorbestimmte Anzahl von Bereichen oder Zonen gemäß deren Pegelverteilung geteilt. Eine Filterfunktion entsprechend jeder Zone

wird gewählt oder berechnet, und der entsprechende Pro-20

jektionsdatenwert wird gefiltert.

(A-2) An zweiter Stelle wird durch Analysieren der Projektionsdaten für jede oder eine bestimmte Projektion

eine Standardfilterfunktion gewonnen und für die FiI-25

terdaten von allen Projektionen oder für eine bestimmte Projektion verwendet. Ein Häufigkeitsverteilung der Datenwerte wird gemäß den jeweiligen Verteilungen der Projektions.daten f(x) von allen Projektionen oder der bestimmten Projektion berechnet. Die Datenwerte werden in eine vorbestimmte Anzahl von Zonen entsprechend der Häufigkeitsverteilung geteilt, um dadurch die Filterfunktionen entsprechend den jeweiligen Zonen zu berechnen. Die Projektionsdaten f(x) von allen Projektionen oder von der bestimmten Projektion werden gemäß den jeweiligen Filterfunktionen gefiltert.

Die Division der Projektionsdaten oder Zonen der Häufig keitsverteilung wird wahlweise gemäß den folgenden beiden Techniken durchgeführt.

(B-1) Zuerst werden Maximalwerte und Minimalwerte der Projektionsdaten o.dgl. berechnet, und Zonen oder Bereiche über dem Standardpegel werden weiter in eine vorbestimmte Anzahl von Zonen oder Bereichen geteilt.

(B-2) An zweiter Stelle wird eine Änderung in der Verteilung der Projektionsdaten o.dgl. geprüft, und die Projektionsdaten werden gemäß dieser Änderung geteilt.

Noch zwei andere Techniken können wahlweise verwendet werden, wenn Filterfunktionen jeweils entsprechend den Zonen abgeleitet werden.

(C-1) Zuerst wird jede Filterfunktion gemäß einem

Schwellenwert zwischen den beiden benachbarten Zonen oder Bereichen oder ein Wert von Interesse (d.h. ein Mittelwert) innerhalb der Zone berechnet.

(C-2) An zweiter Stelle wird eine empirisch abgelei-

tete Filterfunktion gemäß dem Schwellenwert oder dem Wert von Interesse innerhalb der Zone gewählt.

Die obigen Techniken zum Teilen der Projektionsdaten in die vorbestimmten Zonen oder Bereiche und die Auswahl

der Filterfunktionen für jeden Bereich können wahlweise gemäß dem Zustand des Bildes verwendet werden.

Das folgende Filtern wird durch eine Einrichtung der Fig. 7 bis 15 entsprechend der ersten Filtertechnik (A-1), der ersten Technik zum Teilen der Projektions-

■&■

daten in die vorbestimmten Zonen und der Auswahl der Filterfunktionen (B-I) durchgeführt.

In diesem Ausführungsbeispiel wird die Verteilung der Projektionsdaten f(x) als der vorberarbeiteten Röntgenstrahlungs-Absorptionsdaten geprüft, um Maximal- und Minimalwerte zuerhalten. Ein Bereich zwischen dem

Maximal- und dem Minimalwert wird berechnet, und Schwel 10

lenwerte TH. und TH„ werden berechnet, um in gleicher Weise den Bereich in drei Zonen zu unterteilen. Filterfunktionen entsprechend den Schwellenwerten werden berechnet, und die jeweiligen Projektionsdatenkomponenten werden durch die entsprechenden Filterfunktionen gefiltert.

Wenn eine allgemeine Computertomographie verwendet wird, ist die Randzone eines zu untersuchenden Objektes Luft, das die Substanz mit der kleinsten Röntgenstrah-

lungsabsorption ist. Der Mindestprojektionsdatenwert (im folgenden auch als MIN bezeichnet) mit dem kleinsten Röntgenstrahlungs-Absorptionskoeffizienten wird immer um das Objekt erfaßt. Die sich ergebenden Datenwerte sind identisch, wenn die Computertomographie

immer unter vorbestimmten Bedingungen kalibriert ist.

Wenn ein Maximalprojektionsdatenwert (im folgenden auch als MAX bezeichnet) mit der größten Röntgenstrahlungsabsorption erhalten wird, können die Schwellenwerte TH₁

und TH_ entsprechend einer Differenz zwischen MIN und MAX abgeleitet werden, wie dies in Fig. 7 dargestellt ist. Fig. 7 zeigt einen Verteilungsbereich der Projektionsdatenwerte. Der Pegelbereich des Systems ist gegeben durch 32767 - -32768, und die Projektionsdatenwerte fallen in den Bereich von -32768 bis 20000 ( in

Fig. 7). Der MIN-Wert (d.h. -32768) stellt Luft mit dem kleinsten Röntgenstrahlungs-Absorptionskoeffizienten dar. Für den MAX-Wert wird angenommen, daß er Metalle, wie beispielsweise Blei, Eisen, Kupfer und Wolfram darstellt, das in dem zu messenden Objekt enthalten ist.

Der Datenwert "0" entspricht einem mittleren Meßwert

innerhalb des möglichen Röntgenstrahlungs-Intensitatsmeßbereiches. D.h., der Datenwert "0" entspricht dem Wasser darstellenden Projektionsdatenwert.

Zur Kalibrierung wird bei einer Computertomographie ein

"Phantom" eines Wasser enthaltenden, zylindrischen Gefäßes aus Akrylharz o.dgl. als ein Standard-Kalibrierobjekt verwendet. Das Kalibrieren kann durchgeführt werden, während das rekonstruierte Bild des Wasserphantoms beobachtet wird.
20

Das Wasserphantom bezweckt ein Ableiten der Standarddaten. Wenn nach einem Kalibrieren ein Material mit einer kleineren Röntgenstrahlungsabsorption als diejenige von Wasser mittels einer Filterfunktion gemessen wird, deren Freguenzcharakteristiken sich bis zu einem Hochfrequenzbereich erstrecken, dann wird insbesondere ein niedriges Rauschen erfaßt, da ein derartiges Material einen ausreichend höheren Signalpegel als denjenigen des Rauschens (Rauschpegel) hat. 30

Der niedrige Rauschpegel, also der Pegel des Wassers ist gegeben als STD (vgl. Fig. 7). Wenn die Schwellenwerte TH₁ und TH„ so gegeben sind, daß sie gleichmäßig den Datenverteilungsbereich zwischen dem STD-Wert und dem MAX-Wert in drei Zonen aufteilen, dann können die

Schwellenwertberechnungen vereinfacht werden. In diesem Fall kann der Frequenzbereich der zum Ableiten eines

_c rekonstruierten Bildes bester Qualität verwendeten b

Filterfunktionen an die Verteilungszone der Datenwerte angepaßt sein.

Der Bereich zwischen dem MAX-Wert und dem STD-Wert wird in drei Zonen unterteilt, und Filterfunktionen hi(x) (i = 0, 1, 2, 3) werden jeweiligen Zonen zugewiesen.

D.h., die folgenden Filterfunktionen werden den Projektionsdaten zugewiesen, die die entsprechenden folgenden Bedingungen erfüllen:

h_Q(x) für f(x) < STD

h Cx) für STD < fCx) 1 TH₁

h₂(x) für TH₁ < fCx) < TH₂

h Cx) für TH₂ < f(x)

Unter den Filterfunktionen h_Q(x) bis h₃(x) hat die Filterfunktion h~(x) den besten Hochfrequenzbereich, und die Funktionen h..(x), h»(x) und h,(x) haben in der ' ^ ^J

angegebenen Reihenfolge jeweils den nächstbesten Hochfrequenzbereich .

Als ein Ausnahmefall erfüllen alle Projektionsdaten die

Bedingung MAX ^ STD. Da in diesem Fall alle für die 30

Bildrekonstruktion verwendeten Projektionsdaten einen Pegel niedriger als den STD-Wert haben, kann ein rekonstruiertes Bild mit niedrigem Rauschen selbst dann erhalten werden, wenn eine Filterfunktion mit Hochfrequenzcharakteristiken verwendet wird. Ein Divisions-

filtern mit Schwellenwerten braucht nicht durchgeführt

zu werden. In diesem Fall können alle Daten mittels der Filterfunktion h_n(x) gefaltet werden.

Die Divisionstechnik des Bereiches zwischen dem STD-Wert und dem MAX-Wert der Projektionsdaten mit einer normalen Datenwertverteilung ausschließlich des oben beschriebenen Ausnahmefalles wird im folgenden näher erläutert.

Das Quantenrauschen mit einer normalen Verteilung hängt von der Quadratwurzel der Anzahl der übertragenen oder durchgelassenen Photonen ab. Der Projektionsdatenwert f(x) ist ein logarithmischer Wert f (x) = K.^n(PO/P(x) )

der durchgelassenen Röntgenstrahlungsintensität P(x). D.h., die durchgelassenen Röntgenstrahlungs-Intentitätsdaten sind gegeben durch:

^PSTD	für	Ux)	= STD
^ΡΤΗ1	für	Ux)	■ ^THi
^PTH2	für	Ux)	= TH₂
^PMAX	für	Ux)	= MAX

•••CD

P_MAX für f(x) = MAX J
25

wobei die durchgelassenen Röntgenstrahlungs-Intensitätsdaten die Bedingung P₅₇₀ y P₇₉₁ > P_TH2 "^ ^P _MAX erfüllen

und K eine Konstante ist.

Wenn die Quadratwurzeln der durchgelassenen oder übertragenen Röntgenstrahlungs-Intensitätsdaten in den Gleichungen (1) abgeleitet werden, sind die Schwellenwerte TH₁ und TH₂ zum gleichmäßigen Teilen der Differenz zwischen dem Wert P und dem Wert P durch die

Gleichung (2) und (3) gegeben, da der Rauschabstand von

P_n höher als derjenige von P_MaY ist:

THl ⁼ "^TD

TH2

Daher liefert die Gleichung f(x) = K£n (P_Q/P(x)): 2

Die Gleichungen (4) und (5) ermöglichen es, die Schwellenwerte so einzustellen, daß die Projektionsdaten bezüglich deren Rauschabstand gleich geteilt sind. Gemäß einer anderen Divisionstechnik werden die Projektionsdaten f(x) in drei Zonen unterteilt, einfache

_on Gleichungen (6) und (7) wie folgt abzuleiten: 20

TH₁ = (MAX - STD)/3 + STD ...(6)

TH₂ = MAX - (MAX - STD)/3 ...[7)

Wie aus den Gleichungen (6) und (7) zu ersehen ist, wird in diesem Fall der Bereich zwischen dem STD-Wert und dem MAX-Wert in drei gleiche Werte unterteilt, und der sich ergebende Wert wird zu dem STD-Wert addiert, um den Schwellenwert TH₁ abzuleiten. Der sich ergebende Wert wird von dem MAX-Wert subtrahiert, um den Schwellenwert TH₂ zu erhalten. Eine der obigen Schwelleneinstelltechniken kann in geeigneter Weise gewählt werden.

ZK

Eine Filterfunktions-Einstelltechnik, d.h., die Auswahl von Filterfunktionen entsprechend den jeweiligen Zonen (den Schwellenwerten) wird im folgenden näher erläutert Diese Technik umfaßt empirische Faktoren. Es ist schwie rig, quantitativ eine Filterfunktionseinstellung zu systematisieren, da richtige Bilder sich abhängig von Form/Dimensionsdaten oder Zusammensetzung-Verteilungsdaten abhängig von der Art des Materials verändern.

Aus diesem Grund die Hochfrequenzbereiche so gewählt, daß sie von der Filterfunktion h_n(x) bis Filterfunktion h-,(x) geglättet sind, und die Filterfunktion wird qualitativ festgelegt.

Die Beziehung zwischen dem Schwellenwert TH und der Filterfunktion h(x) wir im folgenden näher erläutert.

Die Filterfunktion h(x) wird durch den Frequenzbereich

ausgedrückt, wie dies in den Fig. 8 und 9 gezeigt ist.

Fig. 8 zeigt eine durch Ramachandran vorgeschlagene Funktion. In dieser Funktion wird ein Absolutwert \oj>\ durch eine Nyquist-Frequenz u?N eingeschlossen. Fig. 9

zeigt ein Sheppu-Logan's-Funktion. Der Hochfrequenbereich erstreckt sich in der Ramachandran-Funktion in Vergleich mit demjenigen der Sheppu-Logan¹s-Funktion. Die Ramachandran-Funktion kann ein klares Bild liefern,

jedoch wird das Bild leicht durch Rauschen beeinflußt. 30

Die Filterfunktionen können voneinander gemäß dem Frequenzbereich bzw. Frequenzverhalten unterschieden werden. Beispielsweise kann die Funktion H(Co) für coN in der Ramachandran-Funktion von Fig. 8 ein Filter für

Hochfrequenzbetonung im Vergleich zu dem durch die

. 33

Sheppu-Logan's-Funktion von Fig. 9 gelieferten Filter bilden.

Die Beziehung zwischen dem Filterfrequenzbereich bzw. -ansprechen und den Schwellenwerten wird im folgenden beschrieben. Diese Beziehung liefert qualitativ eine Betonung höherer Frequenzen von der Filterfunktion H, bis zur Filterfunktion H_n. Es sei bemerkt, daß die Filterfunktion ü(OJ) die Funktion des Schwellenwertes TH ist. D.h., es gilt:

Η(ω) = H_QCiü) χ GCüi.TH) ...(8)

wobei H_n \ Cl>) die Standardcharakteristik bedeutet und GiCo, TH) eine Funktion zwischen einer Winkelfrequenz Co und dem Schwellenwert TH ist.

In dem obigen Ausführungsbeipiel wird die Standardbe-

reich-Filterfunktion Β.ΛΟΟ) von der Sheppu-Logan's-Funktion wie folgt abgeleitet:

Η₀(ω) = I C2ü)N/ir)sinUü)/2ü)N)| { 8ΐη(ιτω/2ωΝ)/(πω/2ωΝ) }²

...(9) 25

wobei 6t>N die Hyquist-Frequenz bedeutet. Die Funktion G(Cu₁TH) ist gegeben durch die folgende Gleichung (10):

η für CO <. ω < ω A)

GCü),TH) = Cl + cosirUüJ - ωΑ) für ω >. ω Α /(ωΒ - ωΑ) }]/2

...ClO) 35

. 33.

Fig. 11 ist eine Kurve, die die Funktion von Gleichung (10) wiedergibt. In Gleichung (10) sind CO und CJ wie folgt gegeben:

ωΑ = ωΝ-ίΐ - CTH - STD3/K} ωΒ = ωΝ.

wobei K eine Konstante ist.
10

Je stärker der Schwellenwert TH anwächst, desto kleiner wird α? gegenüber coN. Der Hochfrequenz-Verstärkungs-

faktor nimmt ab, um eine Hochfreguenzbetonung zu vermeiden. Die Schwellenwerte TH₁ und TH₀ werden in der \ £.

oben beschriebenen Weise festgelegt, und die Projektionsdaten werden in vier Zonen unterteilt. Die optimalen Filterfunktionen werden entsprechend den Rauschabständen der jeweiligen Zonen berechnet. Mittels der Filterfunktionen werden die Projektionsdaten jeder

Projektionsrichtung gefiltert. Die gefilterten Daten werden zu dem Rückprojektor 12 gespeist, der dann die Daten in einer Richtung entsprechend der Projektionsrichtung rückprojiziert, um dadurch das Bild rückzu-

konstruieren.
25

Die Verarbeitungsschritte in der Einheit 11 und im Rückprojektor 12 werden im folgenden anhand des Flußdiagrammes von Fig. 12 näher erläutert.

In einem Schritt 1 werden Röntgenstrahlen aus verschiedenen Richtungen, die in den Bereich von 0 Grad bis 180 Grad fallen, auf eine Scheibe des Objektes projiziert, um entsprechende Durchlaßdaten zu erhalten. Die Durchlaßdaten werden vorverarbeitet. Wenn die Datenerfassung mittels des Fächerstrahles durchgeführt wird,

■ 353Ü601

wird der Fächerstrahl in parallele Strahlen der jeweiligen Projektionsrichtungen umgesetzt, so daß Projektionsdaten entlang allen Richtungen durch die entspre-5

chenden parallelen Strahlen erhalten werden können.

In einem Schritt 2 wird die Einheit 11 betrieben. Ein Maximalwert (d.h. der MAX-Wert der Röntgenstrahlungsabsorption) jeder der parallelen Projektionsdaten für alle Projektionsrichtungen wird gesucht.

Ein Schritt 3 wird ausgeführt, um zu bestimmen, ob der im Schritt 2 gesuchte MAX-Wert größer als der Standard-Zuverlässigkeitspegel· STD ist oder nicht. Fa^s "Nein" im Schritt 3 folgt, haben die Projektionsdaten einen großen Rauschabstand und brauchen nicht einem Divisionsfiltern unterworfen zu werden. In einem Schritt 4 werden die Projektionsdaten mittels ledigiich der Filterfunktion H_n( d>) mit Hochfrequenz-Betonungscharakte-^υ

ristiken gefaltet. Die jeweiligen Projektionsdaten werden durch den Rückprojektor 12 rückprojiziert, um das Bild zu rekonstruieren.

Wenn jedoch im Schritt 3 das Ergebnis "Ja" erhalten 25

wird, dann wird ein Bereich zwischen dem STD-Wert und MAX-Wert geprüft, um die Schwellenwerte TH₁ und TH- für gleiches Unterteilen des Bereiches in drei Zonen in einem Schritt 5 zu erhalten.

In einem Schritt 6 werden Filterfunktionen h..(x), h-(x), h.,(x) entsprechend den Schwellenwerten TH. und TH-, dem STD-Wert und dem MAX-Wert abgeleitet.

Die Projektionsdaten werden in die Zonen unterteilt,

und die Filterfunktionen entsprechend den jeweiligen

Zonen werden verwendet, um die Projektionsdatenkomponenten der jeweiligen Projektionsrichtungen zu falten, wodurch Projektionsdaten der jeweiligen Projektionsrichtungen in einem Schritt 7 erhalten werden.

Die im Schritt 7 erhaltenen Projektionsdaten werden durch den Projektor 12 in einem Schritt 8 rückprojiziert, um das Bild zu rekonstruieren.

Entsprechend diesem Ausführungsbeispiel werden die Maximalwerte der Projektionsdaten für eine Scheibe entlang den jeweiligen Projektionsrichtungen erhalten.

Der Bereich zwischen jedem Maximalwert und dem Zuver-15

lässigkeit garantierenden Standardwert wird gemäß dem entsprechenden Rauschabstand berechnet. Die Schwellenwerte für gleiches Unterteilen des Bereiches in drei Zonen werden berechnet, und die Filterfunktionen für

die jeweiligen unterteilten Bereiche werden abgeleitet. 20

Die optimalen Filterfunktionen mit einem Hochfrequenzbereich bzw. -ansprechen entsprechend den Zuverlässigkeitsgraden der jeweiligen Bereiche werden berechnet. Für den Bereich, der Zuverlässigkeit garantiert, wird

die Filterfunktion mit Hochfrequenz-Betonungscharakte-25

ristiken verwendet, um die entsprechenden Projektionsdaten zu filtern. Als Ergebnis wird das Bild gemäß den gefilterten Projektionsdaten rekonstruiert.

Die Daten können in die Zonen gemäß dem Bereich unab-30

hängig von den Zonen einschließlich der Standard-Zuverlässigkeitsdaten zu den Daten mit großen Röntgenstrahlungsabsorption gemäß dem Maximaldatenwert der erfaßten Projektionsdaten unterteilt werden. Mittels der gemäß den Zuverlässigkeitsgraden der Rauschabstände der jeweiligen Zonen abgeleiteten Filterfunktionen kann eine

■ 3ί>·

maximale Hochfrequenzbetonung entsprechend den Maximalwerten der Röntgenstrahlungs-Absorptionsdaten durchgeführt werden. Daher können die Auflösungen der jeweili-

gen Projektionsdaten gemäß deren Zuverlässigkeitsgraden maximalisiert werden.

Im folgenden wird eine Vorrichtung mit der zweiten Filtertechnik, der zweiten Projektionsdaten-Divisionstechnik für die Operationen der Einheit 11 und der zweiten Filterfunktions-Auswahltechnik, wie oben beschrieben, anhand der Fig. 13 bis 15 näher erläutert.

In diesem Ausführungsbeispiel berechnet eine Häufig-

keitsverteilungs-Meßeinheit 16 ein Häufigkeitsverteilung der Projektionsdaten f(x), d.h., ein diskretes Signal (vgl. Fig. 14), das gemäß jedem Sensorelement des Strahlungssensors quantisiert ist. Die Häufigkeitsverteilungs-Messung kann für die Projektionsdaten von

allen oder von bestimmten Projektionsrichtungen durchgeführt werden. Die sich ergebenden Häufigkeitsverteilungsdaten (vgl. Fig. 15) werden zu einer Häufigkeitsverteilungs-Dividiereinheit 17 gespeist, die eine Änderung (dA(f(x))/df(x)) berechnet. Die Projektionsdatenwerte, die eine Bedingung erfüllen, nach der die Änderung einen vorbestimmten Wert überschreitet, werden als Schwellenwerte berechnet. Ein Filterfunktionsgenerator 18 hat verschiedene Filterfunktionen, die empirisch erhalten oder nach Gleichung (8) berechnet sind.

^ö Diese verschiedenen Filterfunktionen werden in einem Speicher im Filterfunktionsgenerator 18 gespeichert. Der Filterfunktionsgenerator 18 wählt eine allein durch den Schwellenwert bestimmte Filterfunktion. Die Projektionsdaten f(x) werden sequentiell gemäß der FiI-

^° terfunktion gefiltert. Die gefilterten Projektionsdaten

werden sequentiell zu einem Rückprojektor gespeist.

In dem in Fig. 13 gezeigten Hauptteil werden die Pro-5

jektionsdaten f(x) in vorbestimmte Bereiche gemäß der Häufigkeitsverteilung unterteilt, und entsprechende Filterfunktionen werden berechnet, um die entsprechenden Projektionsdaten zu filtern. Gewünschte Filter-, Bereichunterteilungs- und Filterfunktionsauswahl-Techniken können verwendet werden, um die gleiche Wirkung wie beim vorherigen Ausführungsbeispiel zu erzielen.

In dem obigen Ausführungsbeispiel werden die Projektionsdaten in drei Zonen unterteilt. Jedoch ist die 15

Anzahl der unterteilten Zonen nicht auf drei beschränkt, sondern sie kann auf zwei, vier oder mehr ausgedehnt werden.

Das Filtern wird im realen Bereich ausgeführt; es kann 20

jedoch auch im Frequenzbereich vorgenommen werden.

Die obigen Schwellenwerte können gemäß den tatsächlichen Standardmaterialdaten und der Zusammensetzung des zu messenden Objektes abgewandelt werden.

Die Filterrückprojektion hat im Vergleich mit der Näherungs- oder Approximationsmethode einen Nachteil hinsichtlich des einfachen Auftretens eines Artifacts.

Dies kann insbesondere beobachtet werden, wenn die 30

Anzahl der Projektionen klein ist im Vergleich mit der

Kompliziertheit eines Bildes. In diesem Fall werden die Projektionsdaten gemäß dem Grad der Steilheit einer Änderung in den Projektionsdaten unterteilt. Die Projektionsdaten während des steilen Intervalles werden 35

gefaltet und rückprojiziert mittels einer Filterfunktion

mit schwachem Hochfrequenzbereich bzw. -ansprechen, um dadurch das Bild mit einem kleinen Artifact zu rekonstruieren.
5

Das obige Ausführungsbeispiel wird im folgenden anhand der Zeichnungen näher erläutert. Fig. 16 ist ein schematisches Blockdiagramm eines Computertomographie-Systems der dritten Generation. Ein Röntgenstrahl als Fächerstrahl mit einer ein zu untersuchendes Objekt 21 bedeckenden Strahlungsfläche wird von einer Röntgenstrahlungsröhre 22 emittiert. Ein Strahlungssensor 23 liegt gegenüber zu der Röhre 22. Der Sensor 23 hat Sensorelemente einer Vielzahl von Kanälen, die in einer

Reihe in einer Fächerstrahl-Ausbreitungsrichtung angeordnet sind. Die Röhre 22 und der Sensor 23 sind festgelegt und gegenüber zueinander angeordnet. Die Röhre 22 und der Sensor 23 werden um das Objekt 21 gedreht, während die Röhre 22 dem Sensor 23 gegenüberliegt. Die

Röntgenstrahlungs-Absorptionsdaten für eine vorbestimmte Scheibe des Objektes können entlang verschiedenen Richtungen erfaßt werden. Wenn beispielsweise die Röhre 22 und der Sensor 23 um jeweils 0,6 Grad gedreht werden,

dann können 300 Projektionsdaten erfaßt werden. Ein 25

Erfassungsstrom entsprechend der Stärke der einfallenden Strahlung wird durch eine Datenerfassungseinheit für jede Röntgenstrahlungsprojektion integriert. Der integrierte analoge Datenwert wird analog/digital-umgesetzt, um Röntgenstrahlungs-Projektionsdaten zu erhal-

ten. Die Steuerung des Gesamtsystems erfolgt durch eine Zentraleinheit (CPU) 25. Die Zentraleinheit 25 ruft Daten von der Einheit 24 ab und bewirkt, daß ein Hauptspeicher 26 die Daten speichert. Die Zentraleinheit 25 speist auch einen Befehl und Daten zu einer Hochgeschwindigkeits-Rekonstruktionseinheit 27, die dann die

Daten faltet und die gefalteten Daten rückprojiziert, um das Bild zu rekonstruieren. Der Speicher 26 hat

Steuerprogrammspeicher- und Operationsausführungsplätze 5

für die Speichereinheit 25 und einen Speicherplatz zum Zwischenspeichern von von der Einheit 24 abgeleiteten Röntgenstrahlungs-Absorptionsdaten. Auf diese Weise dient der Speicher 26 als Hauptspeicher. Weiterhin sind ein Sekundär-Großraumspeicher 28 und eine Anzeigeeinheit 29 zum Anzeigen eines rekonstruierten Bildes vorgesehen .

Der Speicher 28 speichert die durch die Einheit 27

rekonstruierten Bilder und Röntgenstrahlungs-Absorp-15

tionsdaten. Die Einheit 29 hat einen Anzeigeabschnitt zum Anzeigen des durch die Einheit 27 rekonstruierten Bildes und einen Steuerabschnitt zum Steuern des Systems .

Die von der Röhre 22 emittierte Röntgenstrahlung wird durch das Objekt 21 übertragen und erreicht den Sensor 23. Während dieser Periode wird eine Ansteuereinheit synchron mit der Röntgenstrahlungsemission betrieben,

und ein (nicht gezeigter) Tisch zum Festlegen und 25

Lagern der Röhre 22 und des Sensors 23 wird gedreht.

Die Röhre 22 und der Sensor 23 werden um das Objekt 21 gedreht, so daß eine große Anzahl von Röntgenstrahlungsprojektionen entlang verschiedenen Richtungen für

eine Scheibe des Objektes 21 durchgeführt werden. 30

Die durch das Objekt entlang jeder Projektionsrichtung übertragenen Röntgenstrahlen werden durch den Sensor erfaßt. Das erfaßte Analog-Signal wird durch die Einheit 24 in ein Digital-Signal analog/digital-umgesetzt. 35

Das Digital-Signal wird zu der Zentraleinheit 25 ge-

speist. Die Zentraleinheit 25 bewirkt, daß der Speicher 28 die übertragenen Daten speichert, und überträgt

diese zu der Einheit 27. Die Einheit 27 führt eine vor-5

bestimmte Vorverarbeitung und ein Filtern der übertragenen Daten aus. Die gefilterten Daten werden rückprojiziert, und das Bild wird so rekonstruiert. Das rekonstruierte Bild wird zu dem Speicher 28 gespeist und darin gespeichert sowie an die Einheit 29 abgegeben. Die Einheit 29 zeigt das rekonstruierte Bild an.

Die Einheit 27 einschließlich einer Artifact-Ausschlußfunktion wird im folgenden anhand der Fig. 17 näher erläutert. Eine Vorverarbeitungseinheit 31 empfängt die

übertragenen bzw. durchgelassenen Daten von der Einheit 24 über die Zentraleinheit 25 und führt eine Korrektur (beispielsweise eine Strahl-Härtungskorrektur und eine Bezugskorrektur) und eine logarithmische Transformation aus. Die vorverarbeiteten Daten werden zu einem Steil-

Intervalldiskriminator 32 gespeist, der ein Intervall (d.h. das steile Intervall) erfaßt, in dessen Verlauf Daten sich rasch ändern. Ein Steil-Intervall-Bestätigungssignal vom Diskriminator 32 wird zu einem Filterfunktionswähler 33 gespeist. Der Wähler 33 wählt eine

Filterfunktion mit normalen Frequenzbereichen bzw. mit normalem Frequenzansprechen oder eine Filterfunktion mit Hochfrequenzbereichen bzw. Hochfrequenzansprechen abhängig vom Steilintervall-Bestätigungssignal.' Die Eingabezeitsteuerung der Projektionsdaten wird durch

eine Synchronisiereinheit 34 gesteuert. Die durch die Vorverarbeitungseinheit 31 verarbeiteten Daten werden durch eine Faltungseinheit 35 bewahrt. Die Einheit 35 faltet die vorverarbeiteten Daten gemäß der vom Wähler 33 gewählten Filterfunktion. Die gefalteten Daten

werden zu einem Rückprojektor 36 gespeist. In diesem

Fall können mehrere Filterfunktionen gespeichert werden, und eine von diesen kann durch den Wähler 33 gewählt

werden.
5

Der Projektor 36 projiziert die Daten in einen Rekonstruktionsbildspeicher 37 in der Projektionswinkelrichtung zurück, um dadurch das Bild zu rekonstruieren.

Der Betrieb der Vorrichtung mit dem oben erläuterten

Aufbau wird im folgenden anhand des Flußdiagrammes von Fig. 18 beschrieben. Wenn die übertragenen Daten in einem Schritt 1 erfaßt werden, erfolgt eine Vorverarbeitung in einem Schritt 2. Während der Vorverarbei-15

tung werden eine Korrektur, wie beispielsweise eine Versetzungskorrektur und eine Bezugskorrektur, und eine logarithmische Transformation der übertragenen Daten P(x) sequentiell durchgeführt, um die Projektionsdaten

f(x) vorzubereiten. Fig. 19 ist eine Kurve, die die 20

Projektionsdaten f(x) zeigt.

Die Projektionsdaten f(x) werden zu der Synchronisiereinheit 34 und zum Diskriminator 32 gespeist. In einem Schritt 3 siebt der Diskriminator 32 steile Intervalle A, B, C und D von Fig. 19 aus den Projektionsdaten f(x) aus. Die Projektionsdaten f(x) werden in steile und mäßige Intervalle unterteilt. Daten der steilen Intervalle A, B, C und D werden zum Wähler 33 gespeist. In einem Schritt 4 speist der Wähler 33 ein Synchroni-

siersignal zu der Synchronisiereinheit 34 und wählt eine geeignete Filterfunktion aus, die an die Einheit 35 abgegeben wird. In diesem Fall wird während des steilen Intervalles der Faltungsdaten eine Filterfunktion

mit schwachen Hochfrequenzbereichen bzw. schwachem 35

Hochfrequenzverhalten gewählt, wie dies in Fig. 20

gezeigt ist. Sonst wird eine normale Filterfunktion gewählt, wie diese in Fig. 21 dargestellt ist. Die gewählte Filterfunktion wird an die Einheit 35 abgegeben.

Die Synchronisiereinheit 34 speist die Projektionsdaten zu der Einheit 35 abhängig vom Synchronisiersignal. Die Synchronisiereinheit 34 ist nicht genau eine Synchro-

nisierschaltung, sondern eine Art einer Verzogerungsschaltung zum Halten der Daten, bis der Diskriminator 32 das steile Intervall bestimmt und der Wähler 33 die entsprechende Filterfunktion wählt. Die Einheit 35 faltet die Projetionsdaten f(x) gemäß der gewählten

Filterfunktion h(x) in einem Schritt 4. Die gefalteten Daten werden zu dem Projektor 36 gespeist. Der Projektor 36 projiziert die gefalteten Daten zum Speicher in einem Schritt 5 zurück. Wenn die Projektionen für alle Richtungen abgeschlossen sind, wird das Bild zu

einer anderen Einheit über einen DMA-Bus übertragen. In einem Schritt 6 wird ein rekonstruiertes Bild auf der Anzeigeeinheit angezeigt.

Der Wähler 33 wählt die Filterfunktion mit dem normalen

Frequenzbereich bzw. Frequenzansprechen und speist diese zu der Einheit 35 während des Intervalles ausschließlich des steilen Intervalles. Wie in Fig. 22 gezeigt ist, wird das steile Intervall wenig betont bzw. vernachlässigt, während die normal gefilterten

Daten während des normalen Intervalles erhalten werden. Diese Daten werden gefaltet, und ein Bild wird rekonstruiert, wie dies in Fig. 23 gezeigt ist. Aus diesem Grund wird das den Artifact verursachende steile Intervall "gedämpft" bzw. wenig betont, und es kann ein rekonstruiertes Bild mit geringem Artifact erhalten

kl-

werden,

Der Steil-Intervall-Diskriminator 32 als der Hauptteil 5

dieses Ausführungsbeispiels wird im folgenden näher beschrieben. Das steile Intervall der Daten kann durch eine allgemeine differentielle oder sequentielle Diskriminierung ausgesiebt werden. Wenn die differentielle Diskriminierung verwendet wird, dann werden die Projektionsdaten differenziert, wie dies in Fig. 24 gezeigt ist, und die Absolutwerte der Differentiale der Projektionsdaten werden entsprechend Fig. 25 erhalten. Wenn Q (MIN, steiles Intervall) aufeinanderfolgende

Absolutwerte einen Schwellenwert THQ überschreiten, 15

dann wird ein kontinuierliches Intervall als das steile Intervall erfaßt, wie dies in Fig. 26 gezeigt ist. Wenn beispielsweise Q = 3 und THQ = 64 vorliegen (wobei die Datenlänge durch 15 Bits gegeben ist), dann umfaßt das

steile Intervall ein kontinuierliches Intervall, das 20

den Schwellenwert überschreitet, und zwei Punkte, die jeweils zu den beiden Enden des kontinuierlichen Intervalles beigefügt sind.

Der Differential-Diskriminator 32 ist in Funktions-25

blöcken in Fig. 27 erläutert. In einem Schritt 1 wird eine Differenz von Projektionsdaten (oder alle anderen Projektionsdaten) entlang einer Projektionsrichtung berechnet. Wenn die Differenz einen vorbestimmten Wert

im Schritt 1 überschreitet, wird ein Intervall, nach-30

dem das Vorzeichen der Differenz umgekehrt wurde, gezählt. D.h., die Anzahl der Daten während dieses Intervalles wird gezählt. Wenn in einem Schritt 3 der Zahlenwert kleiner als ein vorbestimmter Wert ist, dann wird

das gegebene Intervall als ein steiles Intervall er-35

faßt.

•U·

Wenn eine sequentielle Diskriminierung durchgeführt wird, dann werden die jeweiligen Werte der Projektionsdatenfolgen sequentiell mit dem Schwellenwert THQ ver-5

glichen, um zu bestimmen, ob die Datenwerte größer als der Schwellenwert (Schritte 1 bis 4) sind oder nicht, wie dies in Fig. 28 gezeigt ist. Wenn in einem Schritt die Entscheidung "Ja" vorliegt, dann läuft das Programm

weiter, um zu prüfen, ob ein Intervall, während dem 10

jede Differenz größer als der Schwellenwert THQ ist, weiter langer als Q Punkte ist (Schritte 5 und 6).

Wenn in einem Schritt 6 die Entscheidung "Ja" vorliegt, dann wird ein Absolutwert einer Differenz zwischen dem

gegenwärtigen Datenwert und dem unmittelbar vorhergehenden Datenwert berechnet, und es wird gesprüft, ob die Differenz größer als der Schwellenwert ist oder nicht (Schritte 7 und 8). Wenn die Differenz kleiner als der Schwellenwert ist, wird zu einem Schritt 9

übergegangen, um das steile Intervall zu bestimmen. Sodann geht die Verarbeitung zum Schritt 2 zurück, um das nächste steile Intervall zu suchen.

Auf diese Weise wird die Differenz zwischen zwei be-

nachbarten Datenwerten geprüft. Wenn die Differenz größer als der vorbestimmte Wert ist, wird die Position, wo die Differenz kleiner als der vorbestimmte Wert wird, geprüft, um das steile Intervall zu erfassen. Dies ist durch das Funktionsblockdiagramm von Fig.

. .

wiedergegeben.

Die Häufigkeitsverteilung der Projektionsdaten entlang der Projektionsrichtung wird in einem Schritt 1 erhalten. In einem Schritt 2 wird ein CT-Wert größer als

ein vorbestimmter Wert erfaßt. In einem Schritt 3 wird

ein gegebenes Intervall, während dem die Daten dem CT-Wert entsprechen, berechnet. Wenn das berechnete

Intervall kleiner als der bestimmte Bereich ist, wird 5

das gegebene Intervall als ein steiles Intervall erfaßt.

Schließlich werden der Filterfunktionswähler 33 und die

Filterfunktionen beschrieben. Wie oben erläutert wurde, 10

hat die Filterfunktion für das steile Intervall schwache Frequenzbereiche bzw. ein schwaches Frequenzansprechen. Fig. 30 zeigt eine Filterfunktion Hn(o) mit normalen Frequenzbereichen und eine Filterfunktion Hs( co) mit schwachen Hochfrequenzbereichen, die im steilen Inter-

vall verwendet wird.

Die Filterfunktion Hn( u?) ist ähnlich zu der Sheppu-Logan's-Funktion.

Zwei Arten von Filterfunktionen werden vorbereitet und wahlweise zu der Einheit 35 gespeist.

Wenn der Längsschnitt von beispielsweise einem Becher A

(vgl. Fig. 31) rekonstruiert wird, dann tritt leicht 25

ein Artifact Af an einer Schnittstelle der Bodenfläche mit der Seitenwand der Bechers A hervor. Die Ursache hierfür liegt darin, daß die Merkmale des Bildes besonders in den Fällen hervortreten, in denen die Projektionsdaten a, b in einer Richtung parallel zur

Seitenwand des Bechers im Vergleich zu dem Fall erfaßt werden, in welchem Projektionsdaten unter anderen Bedingungen erfaßt werden.

Erfindungsgemäß wird ein Intervall, in welchem Objekt-

eigenschaften typisch auftreten, wenig betont bzw.

gedämpft _t und es wird eine Bildrekonstruktion durchgeführt. Aus diesem Grund kann ein bestimmter Teil der Form des Objektes ausreichend ohne die entsprechenden Projektionsdaten rekonstruiert werden. Wenn die einen bestimmten Teil darstellenden Projektionsdaten ohne Abwandlung verwendet werden, tritt oft ein Artifact auf. Jedoch werden erfindungsgemäß diese Projektionsdaten wenig betont bzw. geschwächt, um ein rekonstruiertes Bild hoher Qualität mit kleinem Artifact zu erhalten .

Die vorliegende Erfindung ist nicht auf Computertomographie mit Röntgenstrahlen beschränkt, sondern sie kann auch auf andere Computertomographie mit anderen Strahlungsquellen, wie beispielsweise Radioisotope, angewandt werden.

Claims

Patentansprüche

1. Computertomographie-Vorrichtung zum Rekonstruieren einer Scheibe eines Objektes, mit:

- einer Projektionseinrichtung (2) zum Projizieren von Strahlung auf eine Scheibe eines zu untersuchenden Objektes (4) entlang jeder Projektionsrichtung ,

- einer Detektoreinrichtung (3) zum Erfassen der durch die Projektionseinrichtung projizierten Strahlung (3) mit räumlicher Auflösung und zum Erzeugen von Strahlungsprojektionsdaten entlang jeder Projektionsrichtung und

- einer Rekonstruktionseinrichtung zum Rekonstruie-20

ren eines Bildes mittels der durch die Detektoreinrichtung erzeugten Projektionsdaten und zum Erzeugen eines rekonstruierten Bildes entsprechend einem Strahlungsabsorptionskoeffizienten bei jeder

Stellung der Scheibe,
25

dadurch gekennzeichnet, daß die Rekonstruktionseinrichtung aufweist:

- eine Teilungseinrichtung zum Teilen der Projektionsdaten (17) durch Schwellenwerte entsprechend

den Datencharakteristiken,
30

- eine Filterfunktionseinrichtung (18) zum Speichern

und/oder Berechnen verschiedener Arten von Filterfunktionen mit Frequenzcharakteristiken gemäß den Datencharakteristiken, und

- eine Faltungseinrichtung (11, 12) zum Falten der 35

unterteilten Projektionsdaten gemäß den Filter-

funktionen entsprechend den Datencharakteristiken und zum Rückprojizieren der gefalteten Projektionsdaten,

- wodurch die gefalteten Daten mit guten Hochfrequenzbereichen für die Projektionsdaten mit einem höheren Zuverlässigkeitsgrad erhalten und rückprojiziert werden, um das rekonstruierte Bild zu gewinnen.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Rekonstruktionseinrichtung die Projektionsdaten gemäß Zusatzdivision teilt.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,

daß die Rekonstruktionseinrichtung die Projektionsdaten gemäß Proportional-Zusatzdivision teilt.

4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, 20

daß die Rekonstruktionseinrichtung ein Filtern in einem realen Bereich ausrührt.

5. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Rekonstruktionseinrichtung ein Filtern in einem Frequenzbereich ausführt.

6. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Rekonstruktionseir.richtung aufweist:

- eine Recheneinheit zum 3erechnen von Schwellen-

werten zum Teilen der Frojektionsdaten in eine vorbestimmte Anzahl von Zonen,

- eine weitere Recheneinheit zum Berechnen von Filterfunktionen mit Frequenzcharakteristiken entsprechend den durch die Schwellenwerte unter-

teilten Zonen, und

eine Faltungseinheit zum Falten der Projektionsdaten für jede Projektionsrichtung durch die Filterfunktion entsprechend jeder Zone und zum Erzeugen von Daten für die Rückprojektion, wodurch die gefalteten Daten mit guten Hochfrequenzcharakteristiken für die Projektionsdaten mit einem höheren Zuverlässigkeitsgrad erhalten und rückprojiziert werden, um das rekonstruierte Bild

zu gewinnen.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Rekonstruktionseinrichtung ein Filtern durch

Teilen der Projektionsdaten jeder Projektion in die 15

Zonen durchfuhrt.

8. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Rekonstruktionseinrichtung die Projektionsdaten jeder Projektion analysiert, um eine Standard-

filterfunktion zu erhalten, und ein Divisionsfiltern der Projektionsdaten aller Projektionen mit der Standardfilterfunktion durchführt.

9. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, 25

daß die Zonen zum Filtern durch die Rekonstruktionseinrichtung derart erhalten werden, daß ein Maximaloder ein Minimalwert der Projektionsdaten berechnet wird, daß ein Bereich zwischen dem Maximalwert oder.

dem Minimalwert und einem Standardpegel berechnet 30

wird, und daß der Bereich gleich in die vorbestimmte Anzahl von Zonen unterteilt wird.

10. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet,

daß die Zonen zum Filtern durch die Rekonstruktions-35

einrichtung durch Teilen der Projektionsdaten gemäß

einer Änderung in deren Verteilung erhalten werden.

11. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, 5

daß die Filterfunktion entsprechend jeder dem Filtern durch die Rekonstruktionseinrichtung unterworfenen Zone gemäß einem speziellen Wert innerhalb der Zone berechnet wird.

12. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet,

daß die Filterfunktion, die jeder Zone entspricht, die einem Filtern durch die Rekonstruktionseinrichtung unterworfen ist, aus empirisch abgeleiteten

Filterfunktionen gemäß einem speziellen Wert inner-15

halb der Zone gewählt ist.

13. Computertomographie-Vorrichtung zum Rekonstruieren einer Scheibe eines Objektes, mit:

- einer Projektionseinrichtung zum Projizieren von Strahlung auf eine Scheibe eines zu untersuchenden Objektes entlang jeder Projektionsrichtung,

- einer Detektoreinrichtung zum Erfassen der durch die Projektionseinrichtung projizierten Strahlung mit räumlicher Auflösung und zum Erzeugen von

Strahlungsprojektionsdaten entlang jeder Projektionsrichtung, und

- einer Rekonstruktionseinrichtung zum Rekonstruieren eines Bildes mittels der durch die Detektoreinrichtung erzeugten Projektionsdaten und zum Erzeu-

gen eines rekonstruierten Bildes entsprechend

einem Strahlungsabsorptionskoeffizienten in jeder Position der Scheibe,
dadurch gekennzeichnet, daß

- die Rekonstruktionseinrichtung aufweist: 35

- eine Teilungseinrichtung (32) zum Teilen der Projektionsdaten gemäß dem Steilheitsgrad einer Änderung in den Projektionsdaten, und

- eine Wähleinrichtung (33) zum Wählen einer Filterfunktion entsprechend allen geteilten Projektionsdaten,

- wodurch die Projektionsdaten mittels den entsprechenden Filterfunktionen gefaltet werden und die gefalteten Projektionsdaten rückprojiziert werden, um ein Bild für die Scheibe zu rekonstruieren.

14. Vorrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß ein Filter mit schwachem Hochfrequenzbereich während eines steilen Intervalles verwendet wird, und daß eine normale Filterfunktion in einem Intervall ausschließlich des steilen Intervalles benutzt wird, um dadurch die Projektionsdaten zu falten.