DE19800946A1

DE19800946A1 - Volume computer tomography system

Info

Publication number: DE19800946A1
Application number: DE19800946A
Authority: DE
Inventors: Guenter Dr Ing Dehner
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1998-01-13
Filing date: 1998-01-13
Publication date: 1999-07-22
Also published as: JPH11253435A

Abstract

The computer tomography system has a source (2) and a detector (4) which are rotated in unsion, an image processor, a control processor and an output device for simultaneous representation of an X-ray image of the examined region and the volumetric data for this region. The latter data is provided by a rectangular or square surface detector (4), covered by part of the object angle, with successive zone sampling. The detector may be cured around a central focus point.

Description

Environment of the invention

Aus Aufwandsgründen waren erste computertomographische Systeme in den 70er Jahren auf eine punktförmige Strahlenquelle und ein einziges Detektorelement bzw. wenige Detektorelemente beschränkt. Entsprechend wurde das Objekt mit einem oder wenigen Nadelstrahlen abgetastet. Speziell bei Systemen der ersten Generation, mit einem einzigen Abtaststrahl, wurde durch Translation des Abtastsystems jeweils eine Projektion und durch schrittweise Rotation des Abtastsystems um das Objekt die Summe der für die Rekonstruktion notwendigen Projektionen gewonnen. Da in einem solchen System alle Abtaststrahlen einer Projektion parallel zueinander verlaufen, wird eine derartige Abtastung auch als Parallelstrahl-Abtastung bezeichnet. Zur vollständigen Rekonstruktion des Objekts sind Projektionen aus einem Winkelbereich von mindestens 180° in hinreichend feiner Rasterung notwendig.For reasons of effort, the first were computed tomography Systems in the 70s on a punctiform Radiation source and a single detector element or a few Detector elements limited. The object was accordingly scanned with one or a few needle beams. Especially at First generation systems, with one Scanning beam, was by translation of the scanning system one projection each and by gradually rotating the Scanning system around the object the sum of those for the Reconstruction necessary projections won. There in one such system all scanning beams of a projection in parallel such a scan is also called Designated parallel beam scanning. For complete Reconstruction of the object are projections from one Angular range of at least 180 ° in sufficiently fine Screening necessary.

Zur besseren Ausnutzung der in der Strahlenquelle erzeugten Röntgenstrahlung wurden in den Systemen der zweiten Generation gleichzeitig mehrere, sich fächerförmig ausbreitende Strahlen mit einem Array von nebeneinander liegenden Detektoren gemessen. Die nacheinander gemessenen Zentralstrahlen des Detektor-Arrays bilden eine Parallelprojektion. Ebenso bilden die übrigen Fächerstrahlen Parallelprojektionen, die zwischen den Projektionen der Zentralstrahlen einzuordnen sind. Der Vorgang der Umsortierung und gegebenenfalls Uminterpolation wird in der Literatur als "Rebinning" bezeichnet. Da bei beiden Systemen grundsätzlich zuerst eine Translation und dann eine Rotation des Abtastsystems erfolgt, werden die Systeme der ersten und zweiten Generation auch Translations-Rotationsysteme bezeichnet.For better utilization of those generated in the radiation source X-rays were used in the second systems Generation at the same time several, fan-shaped propagating rays with an array of side by side lying detectors measured. The successively measured Central beams of the detector array form one Parallel projection. The other fan beams also form Parallel projections between the projections of the Central rays are classified. The process of Re-sorting and possibly re-interpolation is carried out in the Literature referred to as "rebinning". As with both systems basically first a translation and then a rotation of the scanning system, the systems of the first and second generation also translation rotation systems designated.

In der Weiterentwicklung wurde der "kleine Fächer" auf das gesamte Meßfeld ausgedehnt und in einem Meßvorgang gleichzeitig eine gesamte Fächerprojektion aufgenommen. Die Meßanordnung mit mitrotierendem Strahler und Detektorbogen wird in der Literatur als System der dritten Generation bezeichnet. Zur Rekonstruktion der gewonnenen Meßdaten sind grundsätzlich zwei Verfahren zu unterscheiden, die direkte Rekonstruktion der Fächerprojektionen oder die Uminterpolation in ein System von Parallelstrahlen und anschließende Parallelrekonstruktion. Alle bisher betrachteten Systeme erfassen mit der Detektorzeile bei einem Umlauf grundsätzlich die Meßdaten für die Rekonstruktion einer Schichtebene.In the further development the "small fan" on the entire measuring field extended and in one measuring process an entire subject projection was recorded at the same time. The Measuring arrangement with rotating emitter and detector sheet is used in the literature as a third generation system designated. To reconstruct the measurement data obtained basically distinguish two methods, the direct one Reconstruction of the subject projections or the Uminterpolation in a system of parallel beams and subsequent parallel reconstruction. All so far considered systems with the detector line at one Circulation basically the measurement data for the reconstruction a layer level.

Durch die parallele Anordnung mehrerer Detektorzeilen erhält man einen Mehrzeilen oder Flächendetektor, der bei einem Umlauf eine senkrecht zur Schichtebene ausgedehnte Datenerfassung ermöglicht. Bei einem Flächendetektor mit vergleichsweise geringer Breite erreicht man eine verbesserte Dosisnutzung und/oder Beschleunigung der Messung. Eine Volumenerfassung ohne zusätzliche Tischbewegung bleibt auf wenige Schichten begrenzt. Eine ausgedehnte Volumenerfassung wird mit derartigen Systemen erst bei kontinuierlicher Abtastung und gleichzeitigem Tischvorschub möglich (Spi ral-CT).Due to the parallel arrangement of several detector lines one a multi-line or area detector, which one Orbital one extended perpendicular to the layer plane Data acquisition enabled. With an area detector with comparatively small width, an improved one is achieved Dose usage and / or acceleration of the measurement. A Volume acquisition without additional table movement remains open limited to a few layers. An extensive volume acquisition is only with continuous such systems Scanning and simultaneous table feed possible (Spi ral-CT).

Bei den beschriebenen Verfahren bewegen sich grundsätzlich Strahler und Detektorsystem um das Objekt. Alternativ wird bei Systemen der vierten Generation nur der Strahler bewegt und die Meßwerte werden mit einem fest um dem Objekt angeordneten Ring von Detektorelementen erfaßt. Eine Spirale Abtastung ist hier ebenfalls möglich.In principle, the described methods move Spotlight and detector system around the object. Alternatively, will in fourth generation systems only the spotlight moves and the measured values are fixed around the object arranged ring detected by detector elements. A spiral Scanning is also possible here.

Neben der Computertomographie werden heute auch in der klassischen Radiographie und Fluoroskopie zweidimensionale Arrays von Szintillationsdetektoren mit Photodioden bzw. Detektor-Arrays mit Elementen, die eine direkte Wandlung von Gamma-Strahlung in elektrische Signale ggf. inklusive Vorverstärkung und A/D-Wandlung vornehmen, eingesetzt. Derartige Arrays können bei ausreichender Qualität auch in der Computertomographie kostengünstig eingesetzt werden.In addition to computed tomography, the classical radiography and fluoroscopy two-dimensional Arrays of scintillation detectors with photodiodes or Detector arrays with elements that are a direct conversion of Gamma radiation in electrical signals possibly included Perform pre-amplification and A / D conversion, used. Such arrays can also be of sufficient quality computer tomography can be used inexpensively.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Volu men-Computertomographiesystem mit einem Flächendetektor so auszubilden, daß eine schnelle Volumen-Computertomographie erfolgt.The invention has for its object a Volu men computer tomography system with an area detector like this train that fast volume computed tomography he follows.

Diese Aufgabe ist erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Patentanspruches 1.According to the invention, this object is achieved by the features of claim 1.

Für das erfindungsgemäße Computertomographiesystem wird vorausgesetzt, daß Array-Detektoren in der Radiographie eine breite Anwendung gefunden haben und solche flächenhaften Detektorsysteme auch für die Computertomographie in geeigneter Form und ausreichender Qualität zur Verfügung stehen. In der Radiographie eingesetzte Detektorsysteme ersetzen die dort bislang üblichen Photoplatten und sind daher in Länge und Breite den Abmaßen von Schattenbildern angepaßt. Im Vergleich zu dem relativ schmalen Detektor-Array heutiger Mehrzeilensysteme (z. B. Breite 40 mm bei vier Zeilen), ermöglicht der vorgeschlagene Flächendetektor (z. B. mit 500 × 300 Elementen der Größe 1 × 1 mm) eine ausreichende Abdeckung des Objekts senkrecht zur Schicht (z-Richtung). Aufgrund seiner Breite ist ein derartiger Flächendetektor daher für Volumenaufnahmen ohne Relativbewegung des Objekts in z-Richtung geeignet. Innerhalb der Schicht kann ein derartiger Flächendetektor aber nur einen Teilbereich des Objekts erfassen.For the computer tomography system according to the invention provided that array detectors in radiography are a have found wide application and such areal Detector systems also for computed tomography in suitable form and sufficient quality stand. Detector systems used in radiography replace the usual photo plates and are there hence the dimensions of the silhouettes in length and width customized. Compared to the relatively narrow detector array today's multi-line systems (e.g. width 40 mm with four Lines), the proposed area detector (e.g. with 500 × 300 elements of size 1 × 1 mm) sufficient Coverage of the object perpendicular to the layer (z direction). Such an area detector is due to its width therefore for volume exposures without relative movement of the object suitable in the z direction. Within the layer one can such area detector but only a portion of the Object.

Um einen Volumenbereich vollständig in der Schichtebene zu erfassen, ist das Detektorsystem und die zugehörige Strahler blende verschiebbar auf einen Kreisbogen um den Fokus der Strahlenquelle gelagert. Die Messung erfolgt nacheinander in Zonen. Ist der Detektor zu Beginn der Messung am Rand gelagert, so wird durch einen ersten Umlauf eine äußere Ringzone des Objekts abgetastet. Der Detektor wird dann um die Länge des Teilbogens zur Mitte verschoben und anschließend eine weitere Zone des Objekts abgetastet. Dieser Vorgang wird solange fortgesetzt, bis der für eine artefaktfreie Rekonstruktion notwendige Objektbereich abgetastet ist. Die Daten der einzelnen Zonen werden zu einem Gesamt-Datensatz zusammengefügt und entsprechend den bekannten Verfahren zu Schichtbildern verarbeitet. Im Gegensatz zu einem System der zweiten Generation arbeitet das hier vorgeschlagene System nach einem Rotations-Translations-Ver fahren und unterscheidet sich durch den unterschiedlichen Meßablauf wesentlich von den bekannten Systemen.Around a volume area completely in the layer plane detect is the detector system and the associated emitter slidable on an arc around the focus of the Radiation source stored. The measurement takes place one after the other in Zones. The detector is at the edge of the measurement stored, so an outer circulation Scanned ring zone of the object. The detector will then turn around the length of the partial sheet is shifted to the center and then scanned another zone of the object. This The process continues until the one for Artifact-free reconstruction of the necessary object area is scanned. The data of the individual zones become one Total data set merged and according to the known methods processed into layer images. in the This works in contrast to a second generation system system proposed here according to a rotation-translation ver drive and differs by the different Measuring process essentially from the known systems.

Das erfindungsgemäße System ermöglicht durch die nachfolgend beschriebenen Meßabläufe für einzelne Organe, wie z. B. Herz, Leber und Kopf, eine Volumen-Untersuchung ohne Tischvorschub und ist somit für Zeitstudien an den Organen (4D-Un tersuchungen) besonders geeignet. Im Vergleich zu einem Flächendetektor gleicher Breite, der sich über den gesamten Objektwinkel erstreckt, wird durch die Zonen-Abtastung eine besonders kostengünstige Bauweise eines Volumen-Com putertomographen erzielt.The system according to the invention enables by the following described measuring procedures for individual organs, such as. B. heart, Liver and head, a volume examination without table feed and is therefore suitable for time studies on the organs (4D-Un tests) are particularly suitable. Compared to one Area detector of the same width, which extends over the entire Extends object angle, becomes a by the zone scanning particularly cost-effective construction of a volume com puter tomograph achieved.

Erfindungsgemäß lassen sich bei entsprechender Steuerung des Detektors während des Meßablaufs, wie nachfolgend beschrieben, auch Spiral-CT-Aufnahmen über den ganzen Körperbereich durchführen. Neben der besonderen Eigenschaft als Volumen-CT-Gerät ist das vorgeschlagene Meßprinzip auch für Standardaufnahmen der Radiographie oder Schattenbilder durch eine entsprechende Positionierung von Strahler und Detektor geeignet.According to the invention, with appropriate control of the Detector during the measurement process, as below described, also spiral CT images over the whole Perform body area. In addition to the special property The proposed measuring principle is also a volume CT device for standard radiography or shadow images by appropriate positioning of spotlights and Suitable detector.

Die Erfindung ist nachfolgend anhand der Zeichnungen näher beschrieben. Es zeigen:The invention is detailed below with reference to the drawings described. Show it:

Fig. 1 das Grundprinzip eines Volumen-Computertomographie systems nach der Erfindung, Fig. 1 illustrates the basic principle of a volume computed tomography system according to the invention,

Fig. 2 ein Übersichtsbild eines Volumen-CT-Systems mit der Gantry mit einem Zonendetektor und die wesentlichen Elemente des Bildaufbaurechners, Fig. 2 shows an overview picture of a volume CT system with the gantry having a detector zone and the essential elements of the image structure of the computer,

Fig. 3 die Entstehung von Zonen-Bildern und deren Randbe reiche durch Teilabtastung, Fig. 3, the formation of zones of images and their Randbe rich by subsampling,

Fig. 4a-c den Strahler mit unterschiedlicher Ausprägung der Foken - Ein-Fokus-Strahler, Mehr-Fokus-Strahler und Strahler mit verteiltem Fokus, Fig. 4a-c the radiator with varying degrees of Foken - A focus emitters, multiple-focus antenna elements and antenna with distributed focus,

Fig. 5 den Meßablauf bei Volumenmessung ohne Tischvorschub, Fig. 5 shows the measuring procedure at a volume measurement without table feed,

Fig. 6a, b den Meßablauf bei dynamischer Messung - 4D-Herz-Auf nahme, FIG. 6a, b the measuring procedure at a dynamic measurement - 4D Heart On acquisition,

Fig. 7a, b den Meßablauf bei Spiral-CT-Aufnahme am Beispiel einer einfachen Unterteilung der Messung in drei Teilbereiche je Umlauf, und Fig. 7a, b show the measuring procedure at a spiral CT scan on the example of a simple division of the measurement in three sections per cycle, and

Fig. 8 einen optimierten Meßablauf bei Spiral-CT. Fig. 8 an optimized measuring procedure at a spiral CT.

Als Beispiel soll die radiographische Darstellung des gesamten Herzvolumens mit einem Computertomographiegerät in schneller Bildfolge durch ein CT-System mit Zonen-Detektor gelöst werden. Dabei soll der eingesetzte Detektor die Projektion des Herzens aus allen Projektionsrichtungen vollständig, nicht aber den gesamten Objektwinkel des Patienten, abdecken. Zur Ergänzung der unvollständigen Projektionen wird vor der eigentlichen dynamischen Herzstudie der Außenbereich des Patienten abgetastet und für die spätere Verarbeitung zwischengespeichert. Die Messung eines gesamten Volumen-Datensatzes wird somit je Umlauf möglich. As an example, the radiographic representation of the entire cardiac volume with a computed tomography device faster image sequence thanks to a CT system with zone detector be solved. The detector used should Projection of the heart from all directions of projection completely, but not the entire object angle of the Patient, cover. To complement the incomplete Projections are made before the actual dynamic heart study the patient's outside area scanned and for later Processing cached. Measuring an entire Volume data record is thus possible per circulation.

Im Grundkonzept entspricht der Computertomograph mit Zonen-De tektor einem System der dritten Generation, bei dem sich Strahler und Detektorsystem um das Meßobjekt bewegen. Das Prinzip ist in Fig. 1 dargestellt. Einen Überblick über ein Gesamtsystem mit Bildaufbaurechner gibt Fig. 2.In its basic concept, the computer tomograph with zone detector corresponds to a third-generation system in which the radiator and detector system move around the measurement object. The principle is shown in Fig. 1. Fig. 2 provides an overview of an overall system with image build-up computer .

In der Fig. 1 ist mit 1 ein Strahler bezeichnet, von dem ein mit Hilfe einer Blende 2 eingeblendetes, pyramidenförmiges Röntgenstrahlenbündel 3 ausgeht, das auf einem flächenhaften, rechteckigen oder quadratischen Detektor 4 auftrifft. Der Detektor 4 ist von einer Matrix von Detektorelementen gebildet, die der jeweils empfangenen Strahlenintensität entsprechende elektrische Signale bilden. Das Objekt ist mit 5 bezeichnet.In FIG. 1, 1 denotes a radiator from which a pyramid-shaped X-ray beam 3 , which is faded in with the aid of a diaphragm 2 , emanates from an areal, rectangular or square detector 4 . The detector 4 is formed by a matrix of detector elements which form electrical signals corresponding to the radiation intensity received in each case. The object is labeled 5 .

In der Fig. 2 sind die Komponenten 1, 2, 4, 6 im Gehäuse eines Computertomographen mit dem Drehrahmen für die Komponenten 1, 4 (Gantry) dargestellt, der eine Scansteuerung 8, vorzugsweise mit Fuzzy-Logik, einen Datenspeicher 9, einen Interpolator 10, eine Rekonstruktionseinheit 11, einen Hostcomputer 12 und einen Monitor 13 für die Bildwiedergabe aufweist. Optional wird das System für Herzaufnahmen durch ein System zur EKG-Ableitung 15 ergänzt.In FIG. 2, the components 1, 2, 4, 6 shown a computer tomograph with the rotating frame for the components 1, 4 (gantry) in the housing, are of a scan control 8, preferably with fuzzy logic, a data memory 9, an interpolator 10 , a reconstruction unit 11 , a host computer 12 and a monitor 13 for image reproduction. The system for cardiac recordings is optionally supplemented by a system for EKG lead 15 .

In herkömmlichen Systemen mit einem zeilenförmig gekrümmten Detektorarray muß der Detektor wenigstens den halben Objektwinkel, d. h. das halbe Meßfeld 6 auf einer Seite des Zentralstrahls 7, überdecken. Um Artefakte, besonders im Isozentrum des Systems zu vermeiden, wird üblicherweise ein Vollfächer oder ein Teilfächer, der über die Mitte hinausreicht, eingesetzt. Im Gegensatz hierzu überdeckt der Detektor 4 nur einen eingeschränkten Bereich. Der notwendige Objektwinkel wird nacheinander in unterschiedlichen Positionen des Detektors 4 erfaßt.In conventional systems with a line-shaped curved detector array, the detector must cover at least half the object angle, ie half the measuring field 6 on one side of the central beam 7 . To avoid artifacts, especially in the isocentre of the system, a full or a partial fan that extends beyond the middle is usually used. In contrast to this, the detector 4 covers only a restricted area. The necessary object angle is recorded one after the other in different positions of the detector 4 .

Zur Volumenabtastung erstreckt sich der Detektor 4, wie aus Fig. 1 ersichtlich, in der zur Schichtebene senkrechten Richtung (z-Richtung) über einen ausgedehnten Bereich. Die Maße des Detektors 4 sollen den Maßen eines in der Radiographie oder Fluoroskopie eingesetzten Detektors entsprechen. Bei hinreichender Qualität kann somit für die Radiographie und den vorgeschlagenen Computertomographen das gleiche Detektor- und Datenakquisitionssystem eingesetzt werden. Als Beispiel kann von einer Detektorgröße von ca. 50 × 30 cm ausgegangen werden. Das entspricht bei 1 × 1 mm Elementgröße einer Matrix von ca. 500 × 300 = 150 000 Elementen. Es wird von derartigen Systemen mit integrierten Verstärkern und A/D-Wandlern ausgegangen.For volume scanning, the detector 4 extends, as can be seen from FIG. 1, in the direction perpendicular to the layer plane (z direction) over an extended area. The dimensions of the detector 4 should correspond to the dimensions of a detector used in radiography or fluoroscopy. With sufficient quality, the same detector and data acquisition system can thus be used for the radiography and the proposed computed tomograph. As an example, a detector size of approx. 50 × 30 cm can be assumed. With 1 × 1 mm element size, this corresponds to a matrix of approx. 500 × 300 = 150,000 elements. Such systems with integrated amplifiers and A / D converters are assumed.

Ein Meßsystem mit begrenztem Meßfeld in Projektionsrichtung (b-Richtung) erzeugt wegen der teilweisen Abtastung ein Zonenbild. Die CT-Werte des ringförmigen Zonenbilds sind gegenüber dem Original verfälscht. Darüber hinaus entstehen innen und außen begleitende Randbereiche. Die Effekte sind in Fig. 3 schematisch dargestellt. Zum Ausgleich der Bildfehler müssen die nicht abgetasteten Bereiche mit Meßwerten aus den übrigen Umläufen ergänzt werden. Hierzu wird der Detektor 4 auf einem Kreis um den Fokus des Strahlers 1 verschoben. In bestimmten Meßmodi können die Projektionen auch mit Schätzwerten aus bereits vorher durchgeführten Umläufen mit entsprechender Detektorposition ergänzt werden. A measuring system with a limited measuring field in the projection direction (b direction) generates a zone image because of the partial scanning. The CT values of the ring-shaped zone image are falsified compared to the original. In addition, accompanying border areas are created inside and outside. The effects are shown schematically in FIG. 3. To compensate for the image errors, the areas that have not been scanned must be supplemented with measured values from the other cycles. For this purpose, the detector 4 is shifted in a circle around the focus of the radiator 1 . In certain measurement modes, the projections can also be supplemented with estimated values from previous rotations with a corresponding detector position.

Der Aufbau enthält entsprechende Vorrichtungen zum Verschieben des Röntgenstrahlenbündels 3 und des Detektors 4 sowie zur Steuerung des Verschiebevorgangs. Entsprechend wird synchron mit dem Verschieben des Detektors 4 auch die Blende 2 nachgeführt. Hierzu sind entsprechende Meß-, Steuer- und Regeleinrichtungen vorhanden. Das Meßsystem 1, 2, 4 soll je nach Meßanordnung bei stillstehender Gantry, aber auch während des Meßvorgangs verschiebbar sein. Der Ablauf verschiedener Messungen wird noch erklärt.The structure contains appropriate devices for shifting the X-ray beam 3 and the detector 4 and for controlling the shifting process. Correspondingly, the aperture 2 is also synchronized with the displacement of the detector 4 . Appropriate measuring, control and regulating devices are available for this. Depending on the measuring arrangement, the measuring system 1 , 2 , 4 should be displaceable when the gantry is at a standstill, but also during the measuring process. The course of various measurements is still explained.

Die mit dem Detektor 4 erfaßten Daten der einzelnen Umläufe werden im Datenspeicher 9 des Bildaufbaurechners (9 bis 11) zwischengelagert. Nach Abschluß der Datenerfassung werden die Projektionen winkelgerecht zu vollständigen Projektionen zusammengesetzt. Zur Vermeidung von Übergangsfehlern wird man die einzelnen Meßbereiche leicht überlappend anordnen. Im Interpolator 10 werden die Daten aus den überlappenden Bereichen nach bekannten Verfahren in der Art gewichtet zusammengefaßt, daß keine Veränderungen der Rauschstrukturen im Bild entstehen.The data recorded by the detector 4 of the individual circulations are temporarily stored in the data memory 9 of the image construction computer ( 9 to 11 ). After completing the data acquisition, the projections are assembled into complete projections according to the angle. In order to avoid transition errors, the individual measuring ranges will be arranged slightly overlapping. In the interpolator 10 , the data from the overlapping areas are summarized according to known methods and weighted in such a way that no changes in the noise structures occur in the image.

Durch die Ausdehnung des Detektors 4 in z-Richtung liegen die einzelnen Meßebenen nicht mehr parallel zueinander in Fächerstrahlen, sondern bilden einen dreidimensionalen Cone-Beam. Zur Rekonstruktion der durch einen Cone-Beam gewonnenen Meßdaten sind verschiedene Verfahren bekannt.Due to the expansion of the detector 4 in the z direction, the individual measurement planes are no longer parallel to each other in fan beams, but form a three-dimensional cone beam. Various methods are known for the reconstruction of the measurement data obtained by a cone beam.

Durch die in den verschiedenen Projektionen in z-Richtung inhomogene Abtastung bei einem Cone-Beam (unterschiedliche Neigung der Strahlen in z-Richtung) können Verzerrungen und Bildartefakte entstehen, die sich durch die heute bekannten Rekonstruktions- und Korrekturverfahren nicht immer hinreichend gut ausgleichen lassen.Because of the different projections in the z direction inhomogeneous scanning with a cone beam (different Inclination of the rays in the z direction) can cause distortion and Image artefacts arise, which are known today Reconstruction and correction procedures are not always balance well enough.

Die Fig. 4a zeigt schematisch die Abtastung mit einem zentralen Fokus 14.The Fig. 4a shows diagrammatically the scanning with a central focus fourteenth

Eine homogenere Abtastung und somit Verbesserung der Rekonstruktion des gesamten Voxel-Volumens kann durch einen Strahler mit mehreren Foken in z-Richtung erreicht werden, z. B. wie in Fig. 4b dargestellt mit drei Foken 14a, 14b und 14c. Dabei ist jedem Fokus eine Blende 2a bis 2c vorzulagern. Die einzelnen Foken 14a, 14b, 14c werden nacheinander im Pulsbetrieb angesteuert und der Detektor 4 wird dann für jeden Fokus 14a, 14b, 14c getrennt ausgelesen. Durch das mehrfache Auslesen erhöht sich die zu rekonstruierende Datenmenge entsprechend. Bei der Rekonstruktion ist die Fokusposition zu berücksichtigen.A more homogeneous scanning and thus improvement of the reconstruction of the entire voxel volume can be achieved by a radiator with several foci in the z direction, e.g. B. as shown in Fig. 4b with three foken 14 a, 14 b and 14 c. An aperture 2 a to 2 c must be placed in front of each focus. The individual fokens 14 a, 14 b, 14 c are activated one after the other in pulsed mode and the detector 4 is then read out separately for each focus 14 a, 14 b, 14 c. Multiple readouts increase the amount of data to be reconstructed accordingly. The focus position must be taken into account during the reconstruction.

Durch einen Strahler mit in z-Richtung ausgedehntem Fokus 14d und geeigneter Blende 2e (Fig. 4c) kann eine weitgehend in den Schichten parallel ausgerichtete Strahlung erzeugt werden. Es ist jedoch nur von Bedeutung, daß ein Strahler mit verteiltem Fokus zum Einsatz kommt. Es wird davon ausgegangen, daß bei ausreichend schneller Bewegung des Kathodenstrahls über die Anode ein gleichmäßiger Quantenfluß über der gesamten Fokusfläche erzielt werden kann. Da der Strahler quasi im Dauerstrahlbetieb arbeitet, sind für diesen Betrieb die Detektorelemente nur einmal je Projektion auszulesen. Da die gemessenen Schichten durch die Kollimation voneinander entkoppelt sind, vereinfacht sich die Rekonstruktion der parallelen Schichten auf die herkömmlichen zweidimensionalen Rekonstruktionsverfahren. Zur Reduktion der Streustrahlung ist gegebenenfalls dem Detektor 4 ein weiterer Schichtkollimator 16 vorzulagern.A radiation that is largely parallel in the layers can be generated by a radiator with a focus 14 d extended in the z direction and a suitable diaphragm 2 e ( FIG. 4 c). However, it is only important that a spotlight with a distributed focus is used. It is assumed that with a sufficiently rapid movement of the cathode beam over the anode, a uniform quantum flux can be achieved over the entire focus area. Since the radiator works almost continuously, the detector elements can only be read once per projection for this operation. Since the measured layers are decoupled from one another by the collimation, the reconstruction of the parallel layers is simplified to the conventional two-dimensional reconstruction methods. To reduce the scattered radiation, a further layer collimator 16 may have to be placed in front of the detector 4 .

Unabhängig von der Bauform des Strahlers 1 kann die Dosis in den Meßumläufen variiert werden. Somit ist eine Anpassung der Dosis an die maximale Schwächung in den einzelnen Zonen möglich. Weiter besteht die Möglichkeit die Dosis in Abhängigkeit von dem Projektionswinkel zu variieren. Die Zusammenfassung und Interpolation der Projektionen ist dabei so durchzuführen, daß keine erkennbaren Zonen mit unterschiedlichen Rauscheigenschaften entstehen.Regardless of the design of the radiator 1 , the dose can be varied in the measurement cycles. This enables the dose to be adjusted to the maximum weakening in the individual zones. It is also possible to vary the dose depending on the projection angle. The projection must be summarized and interpolated in such a way that there are no recognizable zones with different noise characteristics.

Bei Objekten, die das Meßfeld nur teilweise füllen (z. B. Kopf), kann die Messung auf den Objektbereich beschränkt bleiben. Hierdurch wird die Gesamtmessung beschleunigt und der Patient vor unnötiger Dosis-Applikation bewahrt.For objects that only partially fill the measuring field (e.g. Head), the measurement can be limited to the object area stay. This accelerates the overall measurement and the patient is saved from unnecessary dose application.

Nach der Darstellung des Grundprinzips soll auf den eigentlichen Meßablauf näher eingegangen werden. Neben der schrittweisen vollständigen Abtastung eines Volumenbereichs werden besondere Verfahren zur dynamischen Untersuchung eines Volumen- bzw. Körperbereichs und ein Verfahren zur Spiral-CT erläutert.After the presentation of the basic principle, the actual measurement process will be discussed in more detail. In addition to the gradual full scan of a volume area are special procedures for the dynamic investigation of a Volume or body area and a procedure for spiral CT explained.

Volume absorption

In der Prinzipdarstellung (Fig. 3) ist der gesamte Objektwinkel in fünf Teilbereiche a bis e unterteilt. Dabei ist die Aufteilung willkürlich gewählt und wird von der jeweiligen Größe des verfügbaren Detektors 4 abhängen. Zur einfacheren Darstellung wurden die Teilbereiche ohne Überlappung aneinander gezeichnet. In der praktischen Ausführung des Verfahrens wird man die Detektorelemente so positionieren, daß eine geringe Überlappung eintritt. Ein möglicher zeitlicher Ablauf der Messung wird in Fig. 5 dargestellt. Dabei befindet sich der Detektor 4 beim Start in der Randposition a. In einem ersten Umlauf wird die äußere Zone des Meßobjekts abgetastet. Anschließend wird das Detektor-Array in Position b bewegt. Bei kontinuierlicher Rotation bewegt sich das Meßsystem dabei um den Winkel D a weiter. Die Detailzeichnung in Fig. 5 zeigt, daß der Detektor 4 bei seiner Verschiebung jeweils eine Beschleunigungs- und Abbremsphase durchläuft. Je nach Ausführungsform kann die Strahlung während des Übergangs abgeschaltet werden oder weiterlaufen. In letzterem Fall ist neben der Winkelposition des Strahlers 1 auch die Detektorposition mit den Daten für jede Projektion abzuspeichern, um die Daten bei der Rekonstruktion verwerten zu können. Nach der Verschiebung des Detektors wird in einem zweiten Umlauf die nun eingestellte Zone abgetastet. In entsprechenden Schritten werden die weiteren Zonen abgetastet. In dem gezeigten Beispiel ist die Bedingung, daß bei vollem Umlauf mindestens eine Hälfte des Objektbereiches abgetastet werden muß, mit dem dritten Umlauf erfüllt. Zur Steigerung der Bildqualität - gleichmäßige Abtastung beider Hälften - kann das Verfahren über den ganzen Objektbogen (Messung in Position d und e) fortgesetzt werden. Der dargestellte Ablauf der Messung stellt eine mögliche Arbeitsweise dar, die sicherstellt, daß alle notwendigen Daten für die Rekonstruktion erfaßt werden. Weitere Meßabläufe lassen sich finden, bei denen schrittweise alle Meßdaten für ein vollständiges Sinugramm (Darstellung der Meßdaten im a/b-Raum) gemessen oder durch komplementäre Interpolation (Spiegelung der Meßstrahlen am Iso-Zentrum des Systems) gewonnen werden können.In the basic illustration ( FIG. 3), the entire object angle is divided into five partial areas a to e. The division is chosen arbitrarily and will depend on the size of the detector 4 available. To simplify the illustration, the partial areas were drawn together without overlapping. In the practical implementation of the method, the detector elements will be positioned so that there is a slight overlap. A possible course of the measurement over time is shown in FIG. 5. The detector 4 is in the edge position a at the start. The outer zone of the measurement object is scanned in a first round. The detector array is then moved to position b. With continuous rotation, the measuring system moves further by the angle D a. The detailed drawing in FIG. 5 shows that the detector 4 undergoes an acceleration and deceleration phase when it is shifted. Depending on the embodiment, the radiation can be switched off or continue during the transition. In the latter case, in addition to the angular position of the radiator 1 , the detector position must also be stored with the data for each projection in order to be able to use the data during the reconstruction. After moving the detector, the zone that has now been set is scanned in a second round. The other zones are scanned in corresponding steps. In the example shown, the condition that at least one half of the object area must be scanned when the circulation is full is fulfilled with the third circulation. To increase the image quality - uniform scanning of both halves - the process can be continued over the entire object arc (measurement in position d and e). The measurement sequence shown represents a possible way of working which ensures that all the necessary data for the reconstruction are recorded. Further measurement sequences can be found in which all measurement data for a complete sinugram (representation of the measurement data in a / b space) can be measured step by step or obtained by complementary interpolation (reflection of the measurement beams at the isocenter of the system).

In die Erfindung eingeschlossen ist auch eine Aufteilung der Datenerfassung in Teilumläufe (Strahler-Winkelbereich < 360°) in den verschiedenen Detektorpositionen und eine unterschiedliche starke Überlappung der einzelnen Zonen. Die sich überlappenden Daten sind vor der Rekonstruktion gewichtet zusammenzufassen.The invention also includes a division of the Data acquisition in partial rotations (spotlight angular range <360 °) in the different detector positions and one different degrees of overlap of the individual zones. The overlapping data is before reconstruction weighted to summarize.

4D fluoroscopy

Einen besonderen Vorteil zeigt das Verfahren zur dynamischen Darstellung von Teilbereichen eines Objekts. Die 3D-Dar stellung des Herzens oder die Darstellung von Gefäßen und deren zeitliche Veränderung, z. B. bei Kontrastmittelinjektion, sind besondere Anwendungsgebiete. In den Fig. 6a und 6b wird der Ablauf der Messung dargestellt.The method for the dynamic representation of partial areas of an object shows a particular advantage. The 3D representation of the heart or the representation of vessels and their change over time, z. B. in contrast medium injection are special areas of application. In Figs. 6a and 6b, the flow of the measurement is shown.

In dem dargestellten Beispiel wird davon ausgegangen, daß das Meßfeld 6 in zwei Teilbereiche eingeteilt werden kann. Zur Messung des inneren Bereichs 17 wird dabei der Detektor 4 symmetrisch zum Zentralstrahl 7 gelagert. Man nutzt somit für den wichtigen inneren Bereich, der das eigentliche Meßobjekt enthält, einen symmetrischen Vollfächer. Zur Ergänzung der Projektionen wird in einem ersten Umlauf bei verlagertem Detektor 4 auf einer Seite der Außenbereich A1 zusätzlich gemessen. Durch komplementäre Interpolation (Vertauschung der Position von Fokus und Detektorelement) erhält man den zum Zentralstrahl gespiegelten Teil der Projektion A2. Nach einer Verschiebung des Detektors 4 in das Zentrum beginnt die eigentliche kontinuierliche Messung des Objekts 5. Der gesamte Ablauf wird in dem Zeit-Diagramm, Fig. 6b, nochmals verdeutlicht.In the example shown, it is assumed that the measuring field 6 can be divided into two sub-areas. To measure the inner region 17 , the detector 4 is mounted symmetrically to the central beam 7 . A symmetrical full fan is therefore used for the important inner area that contains the actual measurement object. To supplement the projections, the outer region A1 is additionally measured in a first round with the detector 4 shifted. Complementary interpolation (interchanging the position of focus and detector element) gives that part of projection A2 which is mirrored to the central beam. After the detector 4 has been moved into the center, the actual continuous measurement of the object 5 begins. The entire process is illustrated again in the time diagram, FIG. 6b.

Dabei ist das Objekt 5 anhand eines vorab erstellten Schattenbildes so gelagert, daß der zu untersuchende Teil des Objekts 5, das Herz, möglichst im Zentrum des Systems liegt und voll vom Detektor 4 abgedeckt wird. Die kontinuierlich erfaßten Meßdaten werden im Datenspeicher 9 (Fig. 2) zwischengespeichert. Als Schätzwert für den Außenbereich werden die gemessenen Teilprojektionen durch die vorab bestimmten Außenbereiche im Interpolator 10 ergänzt. Dabei sind die Übergänge wiederum durch eine geeignete Interpolation anzugleichen. Ändern sich die Meßwerte im Außenbereich aufgrund von Bewegungen des Objekts 5 (Herzphasen), so sind gegebenenfalls Ergänzungsdatensätze für unterschiedliche Phasen bereitzustellen. Die Auswahl der Ergänzungsdatensätze kann durch eine gleichzeitig durchgeführte EKG-Ableitung 15 erfolgen.The object 5 is stored on the basis of a previously created silhouette so that the part of the object 5 to be examined, the heart, is as far as possible in the center of the system and is fully covered by the detector 4 . The continuously acquired measurement data are temporarily stored in the data memory 9 ( FIG. 2). The measured partial projections are supplemented by the predetermined outside areas in the interpolator 10 as an estimate for the outside area. The transitions have to be adjusted by a suitable interpolation. If the measured values change outside due to movements of object 5 (cardiac phases), supplementary data sets for different phases may have to be provided. The supplementary data sets can be selected by means of an ECG lead 15 carried out at the same time.

Mit den so vervollständigten Projektionen kann die Rekonstruktion des eigentlichen inneren Meßbereichs in sehr hoher Qualität ausgeführt werden. Rekonstruiert man die einzelnen Schichtbilder durch Anwendung eines beschleunigten Quickscan-Verfahrens auf die Volumen-Daten (Rekonstruktion eines 180°-Parallel-Datensatzes), so kann prinzipiell (Fig. 6b) nach jedem Halbumlauf ein neuer Voxel-Datensatz auf dem Monitor 13 dargestellt werden. Bei ausreichender Rechenkapazität ist auch eine höhere Bildrate möglich. Wichtig ist, daß die einzelnen Voxel-Datensätze jeweils nur Information aus einem halben Umlauf enthalten und so eine echte 4D-Darstellung (Raum und Zeit) der Vorgänge in dem Objektbereich, bzw. in den Organen ermöglichen.With the projections completed in this way, the reconstruction of the actual inner measuring area can be carried out in very high quality. If the individual slice images are reconstructed using an accelerated quickscan method on the volume data (reconstruction of a 180 ° parallel data set), a new voxel data set can in principle ( FIG. 6 b) be displayed on the monitor 13 after each half-cycle . With sufficient computing capacity, a higher frame rate is also possible. It is important that the individual voxel data records only contain information from half a cycle and thus enable a real 4D representation (space and time) of the processes in the object area or in the organs.

Die Ausgabegeschwindigkeit wird jedoch von der zur Verfügung stehenden Rechenleistung des Bildaufbaurechners abhängen. Reicht die Rechenleistung des Systems für eine on-line Berechnung nicht aus, so können die Voxel-Datensätze nachberechnet und anschließend mit Echtzeit auf dem Monitor 13 ausgegeben werden.However, the output speed will depend on the available computing power of the image construction computer. If the computing power of the system is not sufficient for an online calculation, the voxel data records can be recalculated and then output on monitor 13 in real time.

Zur Beobachtung der dynamischen Vorgänge in den Organen wird es oft nicht möglich sein, jeweils den gesamtem Voxel-Da tensatz einzusehen. Es können daher neben den Originalschnitten auch on-line MPR-Schnitte (Multiplanare Rekonstruktion) und/oder on-line shaded surfaces (sofort berechnete schattierte Oberflächenbilder) auf dem Monitor 13 zur Befundung dargestellt werden.In order to observe the dynamic processes in the organs, it will often not be possible to view the entire voxel data set. In addition to the original sections, on-line MPR sections (multiplanar reconstruction) and / or on-line shaded surfaces (immediately calculated shaded surface images) can therefore be displayed on the monitor 13 for diagnosis.

Spiral volume recording

Wenngleich der besondere Nutzen des vorgeschlagenen Systems in der dynamischen Untersuchung von Organen liegt, ist mit einem derartigen System auch eine effiziente Spiraluntersuchung im Ganzkörpermodus möglich. Hierzu wird entsprechend Fig. 7a, 7b der Detektor 4 während der Rotation des Meßsystems in abwechselnden Positionen betrieben. Um das Volumen möglichst gleichmäßig abzutasten sind die Umläufe in kleinere Bereiche einzuteilen. Geht man von einer gleichmäßigen Unterteilung der Umlaufbahn aus, so kann man z. B. bei einer Teilung in drei Segmente erreichen, daß von Umlauf zu Umlauf innere und äußere Detektorposition bei gleicher Winkelposition a abwechselnd. Die strichpunktierte Linie in Fig. 7a zeigt den Verlauf des Zentrums des Detek tor-Arrays 4.Although the particular benefit of the proposed system is the dynamic examination of organs, an efficient spiral examination in whole-body mode is also possible with such a system. To this end, according to Fig. 7a, 7b operate the detector 4 during the rotation of the measuring system in alternating positions. In order to sample the volume as evenly as possible, the circulations must be divided into smaller areas. Assuming an even subdivision of the orbit, you can z. B. with a division into three segments, that from rotation to rotation inner and outer detector position at the same angular position a alternately. The dash-dotted line in Fig. 7a shows the course of the center of the detector array 4th

Bei einer Unterteilung des Meßfelds, wie vorgeschlagen, in zwei Zonen, werden im Mittel nur die Hälfte der benötigten Daten gewonnen. Daraus ergibt sich, daß der Detektor 4 während eines Umlaufs maximal um die halbe Breite in z-Richtung verschoben werden kann. Nutzt man in dem in Fig. 7b dargestellten Beispiel den maximal möglichen Vorschub aus, so sieht man aus dem Sinugramm (α/β-Diagramm) und der zugehörigen z-Verschiebung im α/β-Diagramm, daß alle nicht mit Messungen abgedeckte Felder im Sinugramm durch entsprechende Positionen aus dem vorausgehenden (x) und nachfolgenden (+) Umlauf ersetzt werden können.If the measuring field is divided into two zones, as suggested, only half of the required data is obtained on average. The result of this is that the detector 4 can be displaced by a maximum of half the width in the z direction during one revolution. If one uses the maximum possible feed in the example shown in FIG. 7b, one can see from the sinugram (α / β diagram) and the associated z-shift in the α / β diagram that all fields not covered by measurements in the Sinugram can be replaced by corresponding positions from the previous (x) and subsequent (+) round trip.

Nachteilig wirkt sich dabei jedoch die unterschiedliche Neigung der Meßstrahlen in z-Richtung bei einem Meßsystem mit nur einem konzentrierten Fokus aus. In dem gezeigten Beispiel mit einem halben Detektorversatz in z-Richtung je Umlauf hat z. B. ein direkt gemessenes Element am Rand des Detektors einen maximalen Neigungswinkel, während die aus der Mitte des Detektors 4 ersetzten Werte fast keinen Neigungswinkel aufweisen. Der Wechsel der Neigungswinkel innerhalb der Projektion kann zu Artefakten im Bild führen. Verringert man den Vorschub auf einen geradzahligen Bruchteil der Detektorbreite so wird der Cone-Effekt durch die Mittelung der an derselben Stelle mit unterschiedlichem Neigungswinkel gemessenen Daten gemildert. Teilweise kompensieren sich auch Meßwerte mit gegensätzlichem Winkel. Bei relativ kleinem Vorschub in z-Richtung und somit mehrfacher Abtastung des Volumens liegen die zu ergänzenden Meßwerte näher beieinander. Entsprechend kann das Detektor-Array über einen längeren a-Winkelbereich in einer Position (Zone) verweilen. Ein Wechsel der Zone nach jeweils 1 1/2 Umläufen erscheint dann sinnvoll.The disadvantage here is the different inclination of the measuring beams in the z direction in a measuring system with only one concentrated focus. In the example shown with half a detector offset in the z direction per revolution z. B. a directly measured element at the edge of the detector has a maximum angle of inclination, while the values replaced from the center of the detector 4 have almost no angle of inclination. The change in the angle of inclination within the projection can lead to artifacts in the image. If the feed is reduced to an even fraction of the detector width, the Cone effect is mitigated by averaging the data measured at the same point with a different angle of inclination. In some cases, measured values with opposite angles also compensate each other. With a relatively small feed in the z direction and thus multiple sampling of the volume, the measured values to be supplemented are closer to one another. Accordingly, the detector array can remain in one position (zone) over a longer a-angle range. It then makes sense to change the zone after 1 1/2 turns.

Die unterschiedliche Neigung der Strahlen ist ein generelles Problem der Spiralrekonstruktion bei Flächendetektoren. Die bekannten Cone-Beam-Rekonstruktionsverfahren sind auf ein System mit Zonen-Detektor 4 anzupassen. In einer vereinfachten Sichtweise kann man sich hierzu die Rekonstruktion in Teilrekonstruktionen entsprechend den Zonen-Messungen zerlegt denken, deren Bildergebnisse anschließend addiert werden.The different inclination of the beams is a general problem of spiral reconstruction in area detectors. The known cone beam reconstruction methods are to be adapted to a system with zone detector 4 . In a simplified view, the reconstruction can be thought of as being broken down into partial reconstructions according to the zone measurements, the image results of which are then added.

Ein besonderer Vorteil ist bei der Spiral-CT-Anwendung in der Ausführungsform mit verteiltem Fokus, Fig. 4c, und kollimierender Strahlenblende zu sehen, da für diesen Fall kein Cone-Problem auftritt.A particular advantage can be seen in the spiral CT application in the embodiment with a distributed focus, FIG. 4c, and a collimating radiation diaphragm, since no cone problem occurs in this case.

Ein weiteres Problem bei der oben beschriebenen einfachen Teilung des Meßumlaufs ist, daß der Übergang vom äußeren Meßbereich in den inneren stets an der gleichen Winkelposition auftritt, wie man an Fig. 7a sofort erkennt. In Fig. 8a, 8b wird ein System beschrieben, das jeweils zwei Umläufe in fünf Abschnitte unterteilt. Damit wird erreicht, daß sich die Übergangsstellen von Umlauf zu Umlauf abwechseln und durch Interpolation ausgeglichen werden können.Another problem with the simple division of the measuring circuit described above is that the transition from the outer measuring region to the inner always occurs at the same angular position, as can be seen immediately from FIG. 7a. A system is described in FIGS. 8a, 8b which divides two rounds into five sections. This ensures that the transition points alternate from circulation to circulation and can be compensated for by interpolation.

Die in den Fig. 7a, 7b und 8a, 8b gezeigten Beispiele für Spiralmessungen zeigen, daß das vorgeschlagene System generell für Spiralmessungen geeignet ist. Eine Vielzahl weiterer Abläufe mit Übergängen an unterschiedlichen Winkelpositionen und mit verschiedenem Überlappungsgrad sowohl bezüglich der Meßbereiche (Zonen) als auch bezüglich der Mehrfachabtastung durch eine Verringerung des Gangs der Spirale sind möglich und in die Erfindung eingeschlossen.The examples of spiral measurements shown in FIGS . 7a, 7b and 8a, 8b show that the proposed system is generally suitable for spiral measurements. A large number of further processes with transitions at different angular positions and with a different degree of overlap both with regard to the measuring ranges (zones) and with respect to multiple scanning by reducing the speed of the spiral are possible and are included in the invention.

Claims

1. Computer tomograph with rotated emitter ( 2 ) and detector ( 4 ), image construction computer ( 9 to 11 ), control computer ( 8 ) and image output unit ( 12 ) for the simultaneous creation of tomographic X-ray images of an extended object area and for the acquisition of the volume data of this area, characterized in that a rectangular or square area detector ( 4 ) is used for data acquisition, which covers only part of the object angle and the acquisition of the data in the necessary object angle takes place successively by zone scanning.

2. Computer tomograph according to claim 1, which contains a flat surface detector ( 4 ) or a surface detector ( 4 ) curved in accordance with a circle around the focus.

3. The computed tomography apparatus of claim 1 or 2, wherein the detector (4) ben on a circular arc around the focus (14) verscho and the radiator panel (2) to the respective posi tion of the detector is aligned (4).

4. Computer tomograph according to claim 3, in which control and regulating devices ( 8 ) are provided with which the detector ( 4 ) and diaphragm ( 2 ) can be positioned.

5. Computer tomograph according to claim 4, wherein the control and regulating devices ( 8 ) contain a fuzzy logic.

6. computer tomograph according to one of claims 1 to 5, wherein the partial projections are supplemented by the measured values of rounds with ver setztem detector (4) (Fig. 5, Fig. 6, Fig. 7 and Fig. 8).

7. Computer tomograph according to claim 6, in which the projections are also supplemented with estimated values from predetermined partial projections ( FIG. 6).

8. Computer tomograph according to claim 6, in which data from over overlapping measuring ranges by weighted interpolation can be summarized that no change in the noise structure arises in the CT image.

9. Computer tomograph according to one of claims 1 to 8, in an algorithm for the sectional image and voxel calculation used for the reconstruction of cone beam projections becomes.

10. Computer tomograph according to one of claims 1 to 9, in which for the more homogeneous scanning of the volume area an X-ray tube with multiple focus ( 14 a to 14 c in Fig. 4b) is inserted and a corresponding reconstruction method for superimposed cone beam projections, starting from different foken, is used.

11. A computer tomograph according to one of claims 1 to 9, in which an X-ray tube with a focus ( 14 d in FIG. 4 c) distributed in the z direction (perpendicular to the layer plane) is used.

12. Computer tomograph according to claim 11, in which a collimator ( 2 e) for generating parallel fan beams in several planes is arranged upstream of the radiator ( 1 ) or integrated into the radiator.

13. Computer tomograph according to claim 12, wherein the layer images and voxel data in mutually independent layers be reconstructed.

14. Computer tomograph according to claim 12, wherein the detector ( 4 ) is preceded by an additional layer collimator ( 16 ).

15. Computer tomograph according to one of claims 1 to 14, the dose for the individual measuring zones after that in the zone maximum weakening can be varied.

16. Computer tomograph according to claim 15, wherein the dose to additionally varies depending on the projection angle (α) can be.

17. Computer tomograph according to one of claims 1 to 16, in which the measurement sequence is controlled so that zones are measured successively in un different detector position (a to e) and the measurement data to complete sinograms (projections from an angular range of 360 ° and projections which extend over the entire object angle) are put together for all layers measured simultaneously and a cone beam reconstruction is then carried out ( FIG. 5).

18. Computer tomograph according to one of claims 1 to 16, in which the measurement sequence is controlled in such a way that zones are measured successively in different detector positions (a to c) and the measurement data form partial sinograms (projections from an angular range of 360 ° and projections, which extend over half the object angle plus a symmetrical portion) are put together for all layers measured at the same time and then a cone beam reconstruction is carried out ( FIG. 5).

19. Computer tomograph according to one of claims 1 to 16, which the measuring sequence is controlled so that one after the other in different detector position zones are measured and the measurement data for partial sinograms (projections from a Angular range <360 ° and projections that cover the whole Extend object angle) for all measured simultaneously Layers are put together and then one Cone beam reconstruction is being performed.

20. Computer tomograph according to claim 17, 18 or 19, in which Version with distributed focus and simple slice recon structure for the parallel layers in volume.

21. Computer tomograph according to one of claims 1 to 20, for the dynamic display of subareas of an object ( 5 ), the measurement sequence being controlled in such a way that the outer area of the object ( 5 ) is scanned in preparation and then only the actual subbe in a continuous measurement is measured richly and the partial projections are supplemented by estimates from outside ( FIG. 6).

22. Computer tomograph according to claim 21, in which, according to the movement phases of the object to be displayed, the outer area is measured and stored several times and then in the measurement in the inner area corresponding to a derivation of movement data (eg EKG lead 15 ), the respective outer areas be used to supplement the measurement data.

23. Computer tomograph according to claim 21 or 22, in which an outer area A1 is measured and the mirror-image area A2 is generated by complementary interpolation ( FIG. 6b).

24. Computer tomograph according to claim 21 or 22, wherein only one data set from a projection angle range of approximately 180 ° is used for the reconstruction and for each half-cycle a complete voxel data set is generated which describes the volume to be examined ( FIG. 6b).

25. Computer tomograph according to claim 21 or 22, wherein the image construction computer ( 10 , 11 ) is equipped so that the complete voxel data records are generated and displayed synchronously with the scanning.

26. Computer tomograph according to claim 21 or 22, wherein in addition to the calculation of the voxel data records, at the same time secondary sections through the part of the object ( 5 ) to be examined and shaded surfaces of parts of the object ( 5 ) or from the organ to be examined in the image construction computer ( 10 , 11 ) are calculated and displayed on the monitor ( 13 ).

27. Computer tomograph according to claim 26, wherein the additional calculated secondary sections and surface images from the Already scanned area can be displayed step by step and with the progress of the measurement and reconstruction of the Layers are expanded each time (Growing MPR).

28. Computer tomograph according to one of claims 1 to 26, where the object ( 5 ) is moved relative to the measuring system level and by systematically moving the detector ( 4 ) between fixed predetermined measuring positions, a spiral scan is sufficient, the sufficient measurement data for a reconstruction of slice images or voxel data in the entire spiral range ( FIG. 7).

29. Computer tomograph according to claim 28, in which the Meßum runs are divided so that at maximum possible movement (z-direction) of the object ( 5 ) by the measuring system ( 1 , 4 ), the areas not occupied with measured values each from an existing or subsequent circulation can be replaced with measured values from the correct position ( FIG. 7).

30. Computer tomograph according to claim 28, in which the object ( 5 ) is moved at a lower than the maximum possible speed by the measuring system and in which overlapping measurement data are added up by means of weighted interpolation and processed by a cone beam reconstruction method ( FIG . 8).

31. Computer tomograph according to claim 29 or 30, wherein the measured and supplemented measurement data according to a Cone-beam reconstruction algorithm can be processed.

32. Computer tomograph according to claim 29 or 30, wherein the Measured values from the individual detector positions (zones) separates into sectional images or voxel data after one Cone beam reconstruction procedures can be calculated and applied finally the pictures with the partial information are added up the.

33. Computer tomograph according to claim 29 or 30, with a radiator ( 1 ) with a distributed focus ( 14 d) and collimator ( 2 e), so that fan beams running parallel to the measuring system level are created and a 2D reconstruction for calculating the slice images and voxel data can be used.

34. Computer tomograph according to one of claims 1 to 33, in instead of individual arithmetic units and special memory programmable computer or a parallel computer for through management of the various processing steps becomes.