DE69902326T2

DE69902326T2 - Bildkorrektur für ein geneigtes Gehäuse in einem Mehrschicht-Computertomograph

Info

Publication number: DE69902326T2
Application number: DE69902326T
Authority: DE
Inventors: Hui Hu
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1998-08-25
Filing date: 1999-08-20
Publication date: 2003-03-20
Anticipated expiration: 2019-08-21
Also published as: IL131401A0; EP0981996B1; JP4465062B2; IL131401A; DE69902326D1; EP0981996A1; US6229869B1; JP2000083947A

Description

Die Erfindung bezieht sich allgemein auf Computer-Tomographiesysteme und insbesondere auf eine Bildrekonstruktion, bei der eine Abtastung (Scan) mit einem schwenkbaren Gestell ausgeführt wird, wobei ein Vielscheiben-Computer-Tomographiesystem verwendet wird.
In einer typischen CT Systemkonfiguration projiziert eine Röntgenquelle einen fächerförmigen Strahl bzw. Bündel, das kollimiert wird, um in einer XY-Ebene von einem kartesischen Koordinatensystem zu liegen, und diese wird im allgemeinen als die "Bildebene" bezeichnet. Der Röntgenstrahl tritt durch das abzubildende Objekt, wie beispielsweise einen Patienten hindurch. Nachdem der Strahl durch das Objekt geschwächt worden ist, trifft er auf ein Feld von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität der geschwächten Strahlstrahlung, die an dem Detektorfeld empfangen wird, ist abhängig von der Schwächung des Röntgenstrahles durch das Objekt. Jedes Detektorelement oder jede Zelle des Feldes erzeugt ein getrenntes elektrisches Signal, das ein Maß der Bündelschwächung an dem Detektorort ist. Die Schwächungsmessungen von allen Detektorzellen werden getrennt gewonnen, um ein Transmissionsprofil zu erzeugen.
In typischen CT Systemen rotieren die Röntgenquelle und das Detektorfeld mit einem Gestell innerhalb der. Bildebene und um das abzubildende Objekt herum, so dass sich der Drehwinkel, an dem der Röntgenstrahl das Objekt schneidet, konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgenschwächungsmessungen, d. h. Projektionsdaten, aus dem Detektorfeld an einem bestimmten Drehwinkel des Gestells wird als eine Ansicht bzw. "View" bezeichnet. Eine Abtastung bzw. "Scan" des Objektes weist einen Satz von Ansichten auf, die an unterschiedlichen Drehwinkeln des Gestells oder Ansichtswinkeln während einer Umdrehung von der Röntgenquelle und dem. Detektor gemacht wird. Bei einer Abtastung werden die Projektionsdaten verarbeitet, um ein Bild zu konstruieren, das ei ner zweidimensionalen Scheibe bzw. Slice durch das Objekt entspricht. Dieser Prozess wird Bildrekonstruktion genannt, und es gibt viele Bildrekonstruktionstechniken. Ein derartiges Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten wird in der Technik als die gefilterte Rückprojektionstechnik bezeichnet. Dieser Prozess wandelt die Schwächungsmessungen von einer Abtastung in ganze Zahlen, die "CT-Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten" genannt werden und die verwendet werden, um die Helligkeit von einem entsprechenden Pixel auf einem Kathodenstrahlröhrenschirm zu steuern und folglich das Bild zu erzeugen.
Üblicherweise werden Bildscheiben so gewonnen, dass jede Scheibe senkrecht zu einer Längsachse des Patienten ist, d. h. die Scheiben sind im wesentlichen parallel zueinander und in der z- Richtung im Abstand angeordnet. Häufig ist es jedoch vorzuziehen, Scheiben bei einer nicht-senkrechten Orientierung zu gewinnen, um gewisse Strukturen innerhalb des Patienten besser sichtbar zu machen. Beispielsweise sind Scheiben unter Winkeln ungleich 90 Grad zur Längsachse des Patienten, d. h. nicht-senkrechte Scheiben, bevorzugt, wenn gewisse innere Organe studiert werden.
Um für eine derartige Winkelorientierung zu sorgen, wird das Gestell des Systems so geschwenkt, dass die Drehachse der Röntgenquelle oder die Gestellachse relativ zur Achse des Patienten schräg ist. Das Gestell wird um einen Schwenkpunkt so geschwenkt, dass das Gestell in unterschiedlichen Schwenkwinkeln angeordnet werden kann. Ein Kodierer oder irgendein anderer Wandler ist mit dem Gestell gekoppelt, um den Schwenkwinkel zu erfassen. Die Winkelorientierung (Theta) des Gestells um den Schwenkpunkt, wie er durch den Kodierer oder Wandler angegeben wird, wird einem Steuerprozessor zugeführt, der programmiert ist, um den Betrieb des Systems zu steuern.
Die Verwendung eines schwenkbaren Gestells, um Bilder zu erhalten, ist jedoch in einem System problematisch, das viele Detektorreihen in der z-Richtung hat, was als ein "Multislice-System bekannt ist. Die Projektionsdaten, die durch ein Multislice-System gewonnen werden, weisen Daten auf, die aufgrund der vielen Detektorreihen in der z-Richtung unterschiedliche Drehmittelpunkte enthalten. Übliche Bildrekonstruktionsverfahren nehmen jedoch an, dass die Daten die gleiche Drehmitte haben. Bei der Rekonstruktion des Bildes aus den Projektionsdaten, die gegenwärtige System verwenden, bewirken die unterschiedlichen Drehmitten, dass die Bildmitte nach oben oder unten verschoben wird.
Weiterhin werden für axiale CT Abtastungen, auch bekannt als Stopp- und Schuss-Abtastungen, wird durch die gegenwärtigen Tischindexierverfahren ein Fehler in ein Multislice-System eingeführt. Gegenwärtige Systeme bewegen den Tisch für jede Scheibe um die Dicke des Röntgenstrahls in der z-Richtung vor. Bei einem geschwenkten Gestell und vielen Detektorreihen hat diese Tischindexierung jedoch einen ungleichförmigen Scheibenabstand zur Folge.
Zusätzlich rufen gegenwärtige Bildrekonstruktionstechniken Probleme für wendelförmige CT Abtastungen unter Verwendung eines schwenkbaren Gestells hervor. Bei einer wendelförmigen CT Abtastung bewegt der Tisch den Patienten konstant in der z-Richtung bei einer spezifizierten Geschwindigkeit, während die Daten für die vorgeschriebene Anzahl von Scheiben gewonnen werden. Eine derartige Abtastung generiert eine einzelne Schraubenlinie (Helix) aus einer wendeiförmigen Fächerbündelabtastung oder, im Falle von Multislice-Systemen, viele Schraubenlinien. Die Schraubenlinie, die durch ein Fächerbündel kartiert ist, erzielt Projektionsdaten, aus denen Bilder in jeder vorgeschriebenen Scheibe rekonstruiert werden können. In einem Multislice- System können Teile der Projektionsdaten aus vielen Fächerbündeln verwendet werden, um eine einzelne Scheibe zu rekonstruie ren. Die unterschiedlichen Rotationsmitten für jeden Abschnitt der Daten, die zum Rekonstruieren des Bildes verwendet werden, bewirken Artefakte und andere Bildfehler für ein Multislice-System. Ferner kombinieren einige gegenwärtige Multislice-Systeme Projektionsdaten vor der oben erwähnten gefilterten Rückprojektionsoperation, um die Rekonstruktionsgeschwindigkeit zu erhöhen. Ein Kombinieren von Projektionsdaten mit unterschiedlichen Rotationsmitten bewirkt jedoch Artefakte und andere Bildfehler in dem rekonstruierten Bild.
Somit hat die Verwendung gegenwärtiger Rekonstruktionstechniken mit einem Multislice-System, das ein schwenkbares Gestell aufweist, Artefakte und andere unakzeptable Defekte in dem Bild zur Folge. Außerdem würde die Implementierung spezieller, neuer Rekonstruktionstechniken nur für Abtastungen mit einem schwenkbaren Gestell in einem Multislice-System zeitraubend und teuer sein und würde Ausnahmen für die gegenwärtigen Standard-Techniken hervorrufen. Deshalb ist es wünschenswert, die gegenwärtiger. Rekonstruktionstechniken beizubehalten und sie in Multislice-Systeme zu integrieren, um Bilder äquivalenter Qualität zu erzeugen.
Die vorliegende Erfindung stellt ein System und ein Verfahren bereit für die genaue Rekonstruktion von Schwenkgestell-Bildern, die Projektionsdaten mit unterschiedlichen Rotationsmitten relativ zu einer longitudinalen Patientenachse auf weisen. Gemäß der Erfindung enthält ein Computer-Tomographiesystem ein Gestell, das eine Öffnung hat, die ein bildgebendes Objekt umschließen kann, und es enthält eine Röntgenquelle und ein gegenüber liegendes Detektorfeld, die jeweils auf gegenüberliegenden Seiten der Öffnung angebracht sind. Eine Ebene zwischen der Röntgenquelle und dem Detektorfeld bildet eine Gestellebene, die entlang einer Längsachse des Objektes positionierbar ist. Der Rahmen ist eingerichtet für eine Schwenkverschiebung der Gestellebene unter einem Schwenkwinkel relativ zur Längsachse. Die Röntgenquelle ist um eine Drehachse senkrecht zu dem Schwenkwinkel drehbar und in der Lage, Röntgenstrahlen aus einem Brennpunkt bei jeder von mehreren Ansichten entsprechend einer Kombination von einem Drehwinkelwert und einem zugeordneten Schwenkwinkelwert zu emittieren. Das Detektorfeld hat mehrere Detektorelemente, die mehrere Fächerbündelebenen zwischen jedem der mehreren Detektorelemente und Röntgenquelle bilden. Jede der mehreren Fächerbündelebenen hat einen Wert der Rotationsmitte entlang der Rotationsachse. Jedes der mehreren Detektorelemente ist in der Lage, die emittierten Röntgenstrahlen an jeder der mehreren Ansichten zu empfangen und Rohprojektionsdaten bereitzustellen, die die Intensität der Röntgenstrahlen anzeigen, die bei jeder der mehreren Ansichten empfangen werden.
Zusätzlich enthält das System ein Computersystem in Kommunikation mit dem Detektorfeld. Das Computersystem hat einen Speicher zum Speichern von Daten einschließlich Daten, die die Rohprojektionsdaten darstellen und den Drehwinkelwert, den Schwenkwinkelwert und den Rotationsmittenwert entsprechend den Rohprojektionsdaten. Das Computersystem enthält ferner Programmsignale, die einen Algorithmus zum Konstruieren von Bilddaten aus den Rohprojektionsdaten darstellen. Der Algorithmus verschiebt die Rotationsmittenwerte, die den Bilddaten zugeordnet sind, um eine Offset- bzw. Versetzungsgröße, die eine Funktion des Schwenkwinkels ist, so dass die Bilddaten um die Längsachse des Objektes zentriert werden.
Die Versetzungsgröße kann definiert sein als Y_shift = dFB·tan(q), wobei dFB die Strecke entlang der Rotationsachse zwischen der Gestellebene und der Fächerbündelebene entsprechend den Rohprojektionsdaten ist, die den Bilddaten zugeordnet sind; und q der Schwenkwinkelwert ist, der den Rohprojektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind.
Das Computersystem kann ferner Programmsignale aufweisen, die einen Algorithmus zur Fehlerkorrektur der Rohprojektionsdaten darstellen, um entsprechende korrigierte Projektionsdaten zu liefern. Der Algorithmus rekonstruiert ferner die korrigierten Projektionsdaten, um die Bilddaten zu liefern.
Der Algorithmus kann die Rotationsmittenwerte, die den Bilddaten zugeordnet sind, die mit jedem der mehreren Fächerbündelebenen verbunden sind, um die Versetzungsgröße verschieben, um die relative Position von allen Bilddaten auszurichten. Alternativ kann der Algorithmus die Rotationsmittenwerte der Projektionsdaten um die Versetzungsgröße verschieben.
Das Computersystem kann ferner Signale aufweisen, die einen Algorithmus darstellen, der das bildgebende Objekt durch die Öffnung in Indexierschritten vorwärts bewegt, die ein Vielfaches von einer Dicke von einer Scheibe der Bilddaten sind, wobei der Indexierschritt, der als D_t bezeichnet ist, definiert ist durch: D_t = t/cos q, wobei t die Dicke der Scheibe der Bilddaten ist und q der Schwenkwinkelwert ist.
Das Detektorfeld kann ferner mehrere Kanäle aufweisen, jeder an einer Winkelverschiebung um die Öffnung herum relativ zur Röntgenquelle. Das Computersystem enthält ferner Programmsignale, die einen Algorithmus zur Fehlerkorrektur der Rohprojektionsdaten darstellen, und liefert entsprechende korrigierte Projektionsdaten. Der Algorithmus gewichtet ferner die korrigierten Projektionsdaten mit einer Gewichtungsfunktion, um gewichtete Projektionsdaten zu liefern, wobei der Algorithmus ferner eine Anzahl von gewichteten Projektionsdaten, die eine Anzahl der Ansichten entsprechen, und eine Anzahl von Fächerbündelebenen kombiniert, um gewichtete Summendaten zu bilden. Und der Algorithmus rekonstruiert ferner die gewichteten Summendaten, um die Bilddaten zu liefern. Der Algorithmus kann den Rotationsmittenwert von allen korrigierten Projektionsdaten um die Versetzungsgröße verschieben. Die Versetzungsgröße kann definiert sein als: Y_shift = dfb·tan(q); wobei dfb = die Strecke entlang der Rotationsachse zwischen der Gestellebene und der Fächerbündelebene entsprechend den Rohprojektionsdaten ist, die den Bilddaten zugeordnet sind, und q = der Schwenkwinkelwert, der den Rohprojektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind.
Das System kann ferner einen Tisch enthalten, der das bildgebende Objekt durch die Öffnung mit einer Tischvorschubgeschwindigkeit s pro Rotation der Röntgenquelle um die Öffnung bewegen kann. Die Versetzungsgröße verschiebt die korrigierten Projektionsdaten entlang der Kanalrichtung für jede Ansicht und jeden Kanal. Die Versetzungsgröße beträgt:
det_shift = atan{(sin(b)·Y0_shift)/Lfb - (cos(b)·Y0_shift)}/det_dgamma
wobei:
b = der Rotationswinkelwert,
Lfb = Strecke von dem Brennpunkt der Röntgenquelle zur Drehachse,
det_dgamma = das Winkelinkrement des Detektorkanals,
Y0_shift = Y_shift + F_shift
wobei:
Y_shift = dFB · tan(q)
wobei:
dFB = Strecke entlang der Drehachse zwischen der Gestellebene und der Fächerbündelebene, die den Rohprojektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind,
q = der Schwenkwinkelwert, der den den Bilddaten zugeordneten Rohprojektionsdaten entspricht, und
F_shift = [-n, -n + 1, . . . n - 1, n]·{(Db)/(2 )}·(s)·tan(q).
Das Computersystem kann ferner Signale aufweisen, die einen Algorithmus darstellen, der das bildgebende Objekt durch die Öffnung bei der Tischgeschwindigkeit s vorschiebt, die definiert ist durch: s = (p·cosq)/t, wobei p = Wendelsteigung, q = der Schwenkwinkelwert, der den Rohprojektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind, und t ist die Dicke von einer Scheibe der Bilddaten an der Längsachse des Patienten.
In ähnlicher Weise offenbart die vorliegende Erfindung ein Verfahren zum Kompensieren eines Gestellschwenkwinkels, wenn Computer-Tomographiebilder von einem Vielfach-Fächerbündel-Detektionssystem erhalten werden. Das Verfahren enthält Gewinnen von Bilddaten enthaltend eine Anzahl von Projektionsdaten, die die Röntgenstrahlschwächung eines bildgebenden Objektes darstellen, die von einer Röntgenquelle emittiert und von einer Detektoranordnung empfangen werden, wobei die Röntgenquelle um eine Öffnung, die das bildgebende Objekt umschließt, und um eine Drehachse rotiert, die senkrecht zu einer Ebene des Gestells ist. Ferner enthält das Verfahren Gewinnen von Daten, die Rotationsmittenwerte darstellen, die den Projektionsdaten entsprechend, und Einstellen der Positionierung der Bilddaten um eine Offset- bzw. Versetzungsgröße, die eine Funktion der Rotationsmittenwerte und des Schwenkwinkelwertes ist.
Weiterhin kann das Verfahren enthalten Gewinnen eines Wertes dpB für die Strecke entlang der Drehachse zwischen einer Gestellebene und einer Fächerbündelebene entsprechend den Projektionsdaten, die den Bilddaten zugeordnet sind, und Ermitteln der Versetzungsgröße: Y_shift = dFB·tan(q), wobei q der Schwenkwinkelwert ist, der den den Bilddaten zugeordneten Rohprojektionsdaten entspricht.
Das Verfahren kann ferner enthalten Gewinnen korrigierter Projektionsdaten auf der Basis von einem zugeführten Fehlerkorrekturwert für alle Projektionsdaten, und Rekonstruieren der korrigierten Projektionsdaten, um die Bilddaten zu liefern. Der Einstellschritt verschiebt den Rotationsmittenwert der Bilddaten, die jedem Detektorfächerbündel zugeordnet ist, um eine Versetzungsgröße, um die relative Position von allen Bilddaten auszurichten. Alternativ verschiebt der Einstellschritt den Ro tationsmittenwert für alle Projektionsdaten um die Versetzungsgröße.
Das Verfahren kann ferner enthalten, dass das bildgebende Objekt durch die Öffnung in Indexierschritten vorgeschoben wird, die ein Vielfaches der Dicke von einer Scheibe der Bilddaten ist. Der Indexierschrittwert, der als D_t bezeichnet ist, ist definiert durch: D_t = t/cos q, wobei t die Dicke von einer Scheibe der Bilddaten ist und q der Schwenkwinkelwert ist.
Zusätzlich kann das Verfahren enthalten, dass korrigierte Projektionsdaten auf der Basis eines zugeführten Fehlerkorrekturwertes für alle Projektionsdaten gewonnen werden. Die korrigierten Projektionsdaten haben jeweils einen entsprechenden Ansichtswert, der den Drehwinkel von der Röntgenquelle darstellt, und einen entsprechenden Kanalwert, der eine Winkelverschiebung von einem Kanal der Detektoranordnung relativ zu der Röntgenquelle darstellt. Das Verfahren enthält ein Gewichten der korrigierten Projektionsdaten mit einer Gewichtungsfunktion, um gewichtete Projektionsdaten zu liefern. Das Verfahren kombiniert eine Anzahl der gewichteten Projektionsdaten, die eine Anzahl von zugeordneten Sichtwinkelwerten haben und eine Anzahl von Fächerbündelebenen des Detektors zugeordnet sind, um gewichtete Summendaten zu bilden. Und das Verfahren enthält ein Rekonstruieren der gewichteten Summendaten, um die Bilddaten zu liefern.
Dieses Verfahren kann auch enthalten, dass eine Wendelsteigung p ermittelt wird, eine Dicke t von einer Scheibe der Bilddaten an einer Längsachse des bildgebenden Objektes ermittelt wird und das bildgebende Objekt durch die Öffnung mit einer Geschwindigkeit s vorgeschoben wird, die definiert ist durch: s = (p·cos q)/t, wobei q der Schwenkwinkelwert des Gestells entsprechend den Rohprojektionsdaten ist, die den Bilddaten zugeordnet sind.
Noch weiterhin kann das Verfahren enthalten, dass ein Wert dFB für die Strecke entlang der Drehachse zwischen einer Ebene des Gestells und der Fächerbündelebene entsprechend den Projektionsdaten gewonnen wird, die den Bilddaten zugeordnet sind. Als nächstes enthält das Verfahren, dass ein Schwenkwinkelwert q gewonnen wird, der den Projektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind, und die Offset- bzw. Versetzungsgröße ermittelt wird: Y_shift = dFB·tan(q).
Zusätzlich enthält das Verfahren ferner ein Vorschieben des bildgebenden Objektes durch die Öffnung bei der Geschwindigkeit s pro Rotation der Röntgenquelle um die Öffnung. In diesem Fall enthält die Detektoranordnung ferner mehrere Kanäle. Und das Verfahren enthält, dass die Versetzungsgröße ermittelt wird, die die korrigierten Projektionsdaten entlang der Kanalrichtung für jede Ansicht und jeden Kanal verschiebt, wobei der Versetzungsgrößenwert beträgt:
det_shift = atan{(sin(b)·Y0_shift)/Lfb - (cos(b)·Y0_shift)}/det_dgamma
wobei:
b = der Drehwinkelwert,
Lfb = Strecke von dem Brennpunkt der Röntgenquelle zur Drehachse,
det_dgamma = Winkelinkrement des Detektorkanals,
Y0_shift = Y_shift + F_shift
wobei:
Y_shift = dFB · tan(q)
wobei:
dFB = Strecke entlang der Drehachse zwischen der Gestellebene und der Fächerbündelebene entsprechend den Rohprojektionsdaten, die den Bilddaten zugeordnet sind,
q = Schwenkwinkelwert entsprechend den Rohprojektionsdaten, die den Bilddaten zugeordnet sind, und
F_shift = [-n, -n + 1, . . . n - 1, n]·{(Db)/(2 )}·(s)·tan(q).
Es wird nun ein Ausführungsbeispiel der Erfindung unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben, in denen:
Fig. 1 ein schematisches Bild von einem CT Bildgebungssystem ist;
Fig. 2 ein schematisches Blockdiagramm von dem in Fig. 1 dargestellten System ist;
Fig. 3 eine Darstellung der Beziehung zwischen der longitudinalen Patientenachse und einer Drehachse von einer Detektoranordnung ist, wenn das Gestell des CT Bildgebungssystems geschwenkt wird; und
Fig. 4 ein Blockdiagramm von einem Bildrekonstruktor ist, der einen Teil des CT Bildgebungssystems gemäß der vorliegenden Erfindung bildet.
In den Fig. 1 und 2 ist ein Computer-Tomographie(CT)-Bildgebungssystem 10 gezeigt, das ein Gestell 12 aufweist, das einen CT Scanner der "dritten Generation" darstellt. Das Gestell 12 hat eine Röntgenquelle 14, das ein Bündel von Röntgenstrahlen 16 in Richtung auf eine Detektoranordnung 18 auf der gegenüberliegenden Seite von dem Gestell 12 projiziert. Die Detektoranordnung 18 ist in Kanäle unterteilt, die durch Detektorelemente 20 gebildet sind, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen abtasten, die durch einen medizinischen Patienten 22 oder ein anderes bildgebendes Objekt hindurch treten. Jedes Detektorelement 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität von einem auftreffenden Röntgenbündel und somit die Schwächung des Bündels darstellt, wenn dieses durch den Patienten 22 hindurch tritt. Während einer Abtastung (Scan) zum Gewinnen von Röntgen-Projektionsdaten drehen sich das Gestell 12 und die darauf angebrachten Komponenten um eine Drehachse 24.
Die Rotation des Gestells 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 werden durch einen Steuermechanismus 26 des CT Systems 20 gesteuert. Der Steuermechanismus 26 enthält eine Röntgensteue rung 28, die Energie und Zeitsteuersignale an die Röntgenquelle 14 liefert, und eine Gestellmotorsteuerung 30, die die Drehgeschwindigkeit und Position des Gestells 12 steuert. Ein Datengewinnungssystem (DAS) 32 in dem Steuermechanismus 26 tastet analoge Projektionsdaten von den Detektorelementen 20 ab und wandelt die analogen Daten in digitale Projektionsdaten für einen nachfolgende Bearbeitung. Ein Bild-Drehkonstruktor 34 nimmt in seinem Speicher 35 die digitalisierten Röntgen-Projektionsdaten aus dem DAS 32 auf und enthält einen Prozessor 37, der den Hochgeschwindigkeits-Bildrekonstruktionsalgorithmus ausführt, wie er durch die Programmsignale definiert ist, der in dem Speicher gespeichert ist. Das rekonstruierte Bild wird als ein Eingang einem Computer 36 zugeführt, der das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert.
Während einer Abtastung wird das Gestell 12 häufig in Bezug auf die z-Achse geschwenkt. Ein Antriebsmechanismus (nicht gezeigt) schwenkt das Gestell 12 um einen Schwenkpunkt (nicht gezeigt) so, dass die Achse der Gestellrotation 24 nicht parallel zur z- Achse ist. Ein mit dem Gestell 12 gekoppelter Kodierer (nicht gezeigt) detektiert den Schwenkwinkel q, d. h. die Größe der Gestellschwenkung um den Schwenk- bzw. Drehpunkt und generiert Pulse, die die Winkelorientierung q des Gestells um den Schwenkpunkt anzeigen. Der Ausgang der Kodierers ist beispielsweise mit dem Computer 36 oder der Gestellmotorsteuerung 30 verbunden.
Der Computer 36 empfängt auch Befehle und Abtastparameter von einem Operator über eine Konsole 40, wie beispielsweise eine Tastatur. Ein zugeordneter Bildschirm 42 von einer Kathodenstrahlröhre gestattet dem Operator, das rekonstruierte Bild und andere Daten von dem Computer 36 zu beobachten. Die vom Operator zugeführten Befehle und Parameter werden von dem Computer 36 verwendet, um Steuersignale und Information an das DAS 32, dis Röntgensteuerung 28 und die Gestellmotorsteuerung 30 zu liefern. Zusätzlich betätigt der Computer 36 eine Tischmotor- Steuerung 44, die einen motorisierten Tisch 46 steuert, um den Patienten 22 in dem Gestell 12 zu positionieren. Für eine axiale Abtastung, die auch als Stopp- und Schuss-Abtastung bekannt ist, indexiert der Tisch 46 den Patienten 22 an einem Ort und gestattet dem Gestell 12, an dem Ort um den Patienten herum zu rotieren. Im Gegensatz dazu bewegt für eine Wendelabtastung der Tisch 46 den Patienten 22 durch eine Öffnung 48 mit einer Tischgeschwindigkeit s, die gleich einer Verschiebung entlang der z-Achse pro einer Umdrehung des Gestells 12 ist.
Wie in Fig. 3 gezeigt ist, sind vier Fächerbündelebenen 50 zwischen vier Reihen von Detektoren 20 und einem Brennpunkt 52 der Röntgenquelle 14 gebildet. Die Gestellebene 54, die die Röntgenquelle 14 und die Detektoranordnung 18 trägt, ist im Winkel von einer vertikalen Position um einen Schwenkwinkel q verschoben, wodurch die Rotationsachse 24 in ähnlicher Weise im Winkel von einer Längsachse 56 des Patienten verschoben ist. Jedes der vier Fächerbündel 50 ist eine Strecke dfb entlang der Drehachse 24 von der Gestellebene 54 zu seinem eigenen isometrischen Rotationszentrum 58 verschoben. Wenn also das Gestell 12 geschwenkt wird, wird das isometrische Rotationszentrum 58 für jedes Fächerbündel 50 von der Längsachse 56 des Patienten um eine gewisse isometrische Versetzungsgröße offfb verschoben.
Die Versetzungsgröße offfb für das Rotationszentrum 58 von jedem Fächerbündel 50 ruft Probleme bei einer Bildrekonstruktion hervor, die typische Rekonstruktionstechniken benutzt. Typische Systeme für sowohl eine axiale als auch wendeiförmige Abtastung gehen davon aus, dass die Rotationsachse 24 und somit das Rotationszentrum 58 für jedes Fächerbündel 50 mit der longitudinalen Achse 56 des Patienten übereinstimmt oder parallel dazu ist. Beispiele von Bildrekonstruktionsalgorithmen, die zum Rekonstruieren eines Bildes aus wendeiförmigen Abtastdaten verwendet werden können, sind in dem US-Patent 5,559,847, US-Patent 5,541,970 und US-Patent 5,606,585 beschrieben. Die Verwendung eines Schwenkgestells 12 mit diesen Systemen bewirkt, dass die Bildmittelpunkte relativ zur longitudinalen Patientenachse 56 verschoben werden. Diese Verschiebung kann Artefakte und andere Fehler in dem rekonstruierten Bild bewirken.
Gemäß Fig. 4 enthält die vorliegende Erfindung einen Bildrekonstruktor 34, der Schwenkungs-kompensierte Bilddaten 60A-D aus einer Rohprojektionsdatenfeld 62A-D liefert, die unterschiedliche Rotationsmittelpunkte 58 haben. Der Bildrekonstruktor weist einen Speicher 35 (Fig. 2) auf zum Speichern verschiedener Daten und Signale, die verschiedene Algorithmen darstellen, wie es nachfolgend erläutert wird. Insbesondere wird jede Ansicht des digitalen Rohdatenfeldes 62A-D aus der DAS 32 für jedes Fächerbündel an entsprechenden Vorprozessoren 64A-D empfangen, wo das entsprechende Bündel vorverarbeitet wird, um verschiedene bekannte Fehler zu korrigieren, wie beispielsweise Bündelhärtung, Versetzungen und Änderungen im Detektor- und Kanalgewinn. Weiterhin wird der negative Logarithmus genommen, um eine korrigierte Projektionsdatenfeld 66A-D zu bilden.
Für eine axiale Abtastung, die auch als eine Schritt- und- Schuss-Abtastung bekannt ist, wird jedes korrigierte Projektionsdatenfeld 66A-D in eine Rekonstruktionsoperation oder einen Algorithmus 68A-D eingegeben, der eine Axialschwenkungs-Kompensationsfunktion oder einen Algorithmus 70A-D verwendet, um ein Bilddatenfeld 72A-D für jedes Fächerbündel zu erzeugen.
Für eine wendeiförmige Abtastung wird ein korrigiertes Projektionsdatenfeld für jedes Bündel 66A-D in eine entsprechende Gewichtungsoperation oder einen Algorithmus 74A-D eingegeben, der eine Wendelschwenkungs-Kompensationsfunktion oder -Algorithmus 76A-D verwendet, um gewichtete und Schwenkungs-kompensierte Projektionsdaten zu liefern. Die gewichteten Projektionsdaten werden in einen entsprechenden Platz in dem gewichteten Projektionsdatenfeld 78A-D geschrieben. Jedes gewichtete Projektionsdatenfeld 78A-D wird summiert 80, um ein summiertes Datenfeld 82 zu liefern. Genauer gesagt, wird für die gleiche Ansicht die Größe von jedem Pixel in dem Feld für das Bündel 1 mit der Größe der entsprechenden Pixel in den Feldern für das Bündel 2, Bündel 3 und Bündel 4 summiert. Das Feld 82 für summierte Daten wird dann in einer Rekonstruktionsoperation oder -algorithmus 68E verwendet, um ein Bilddatenfeld 72E zu erzeugen. Die entstehenden Bildfelder 72A-E können für eine spätere Verwendung gespeichert oder für den Operator angezeigt werden.
Wie oben ausgeführt wurde, ist eine Schwenkungs-Kompensation erforderlich, um die Verwendung von Projektionsdaten mit unterschiedlichen Rotationsmittelpunkten zu korrigieren. Dies führt zu den folgenden zwei Problemen bei der Rekonstruktion. Erstens verschieben sich, wie es für Multislice-CT natürlich ist, die Iso-Zentren 58 der unterschiedlichen Detektorreihen, entsprechend jeder Fächerbündelebene 50, relativ zur Patientenachse um Y_shift wobei
Y_shift = dfb·tan(θ) (1)
Wenn beispielsweise in einer 4 · 5 mm Abtastung das Gestell 30º geschwenkt wird und die zwei entferntesten Fächerbündel ±7,5 mm von der Gestellebene 54 entfernt sind, dann beträgt die größte Verschiebung Y_shift = ±7,5·tan (30º) = ±4,33 mm. Oder für eine 2 · 10 mm Abtastung mit einem Schwenkwinkel von 30º und einer Entfernung der zwei entferntesten Fächerbündel von ±5,0 mm von der Gestellebene 54, dann beträgt die größte Verschiebung Y_shift = 15-tan (30º) = ±2,89 mm. Somit beträgt die größte relative Verschiebung (von den oberen und unteren Detektorreihen) 8,66 mm für 4 · 5 oder 5,78 mm für 2 · 10. Es sei darauf hingewiesen, dass Y_shift die Funktion des Gestellschwenkwinkels und dfb ist. Der Term dfb ist eine Funktion der kollimierten Dicke des Röntgenbündels 16 in der Richtung der Drehachse 24 und des Detektorreihenindex. Deshalb kann Y_shift ermittelt werden, wenn diese Parameter gewählt sind.
Ein zweites und komplexeres Problem tritt mit einer Gestellschwenkung auf, die bei einem wendeiförmigen CT verwendet wird. Bei einer Wendel-CT wird eine weitere Mittenverschiebung F_shift durch eine Z-Filterrekonstruktionsmethode eingeführt, wie es in dem US-Patent 5,606,585 beschrieben ist, wobei
F_shift = [-n, -n + 1, . . . n - 1, n]·{(Db)/(2 )}·(s)·tan(q) (2)
In dieser Gleichung sind n und Db die Parameter von einem z- Kernel, das durch die Z-Filterrekonstruktionsmethode eingeführt wird, wie sie in dem US-Patent 5,606,585 beschrieben ist. Es sei darauf hingewiesen, dass F_shift eine Funktion des Schwenkwinkels des Gestells, der Tischgeschwindigkeit pro Rotation s, der Winkelverschiebung des Filters und dem Kernel-Term ist. Deshalb kann F shift ermittelt werden, wenn diese Parameter gewählt sind.
Eine axiale Abtastung, die das Gestell 12 mit einem Schwenkwinkel q verwendet, enthält nur eine Art der Mittenverschiebung - Y_shift. Diese Verschiebung bewirkt, wenn sie nicht kompensiert wird, dass die isometrischen Mittelpunkte 58 des Bilddatenfeldes 72A-E nach oben oder unten relativ zur longitudinalen Patientenachse 56 um Y_shift verschoben wird. Diese Scheiben-Fehlausrichtung bewirkt Probleme bei Anwendungen wie beispielsweise 3D, MPR und Paging-Modi.
Die Lösung für eine axiale CT besteht darin, die Mittelpunkte von Bildern von sowohl prospektiver als auch retrospektiver Rekonstruktion um einen Betrag gleich Y_shift zu verschieben, aber in der entgegengesetzten Richtung, um die natürliche Mitten-Verschiebung zu kompensieren. Gemäß Fig. 4 stellt die vorliegende Erfindung in vorteilhafter Weise eine axiale Schwenkkompensationsfunktion 70A-D bereit, die gleich Y_shift ist und in der Rekonstruktions-Operation 68A-D verwendet wird, um das Schwenkpunkt-kompensierte Bilddatenfeld 72A-D zu liefern. Die Schwenkkompensation für axiale CT ist exakt und bewirkt keine nachteilige Beeinträchtigung für IQ und Rekonstruktionsgeschwindigkeit.
Bei der gegenwärtigen Fächerbündel-basierten wendeiförmigen Multislice-CT Rekonstruktion werden korrigierte Projektionsdaten 66A-D von unterschiedlichen Detektorreihen, die jeder Fächerbündelebene 50 entsprechen, vor der Rekonstruktionsoperation 68E verknüpft. Diese Projektionsdaten-Verknüpfung ist das Schlüsselkonzept, das für eine grob 4 : 1 Datenkompression sorgt und deshalb eine Verarbeitung von Multislice-Daten mit den gegenwärtigen Fächerbündel-Rekonstruktionssystemen innerhalb gegenwärtiger Geschwindigkeitsspezifikationen ermöglicht. Die Unmöglichkeit, diese Verknüpfung anzuwenden, bedeutet eine viel längere Rekonstruktionszeit, vier Mal länger, und eine unterschiedliche Datenverarbeitungs-Architektur zur Schwenkgestell- Rekonstruktion.
Die vorliegende Erfindung stellt in vorteilhafter Weise eine angenäherte Schwenkkompensationslösung für eine wendeiförmige CT Abtastung bereit. Wie allgemein oben in Bezug auf Fig. 4 beschrieben wurde, verschiebt zur Kompensation der Mitten-Verschr-ebung die vorliegende Erfindung korrigierte Projektionsdaten 66A-D entlang der Kanalrichtung (x-Richtung) um det_shift für jede Ansicht und jede Detektorreihe und jeden z-Kernel- Term, wie es nachfolgend gezeigt ist:
det_shft = atan{(sin(b)·Y0_shift)/Lfb - (cos(b)·Y0_shift)}/det_dgamma (3)
wobei:
Y0_shift = Y_shift + F_shift (4)
Lfb == der Abstand von dem Röntgen-Brennpunkt 52 zur Drehachse 24 (Fig. 4), und
det_dgamma = das Winkelinkrement von einem Detektorkanal Dg, wobei g der Kanalwinkelwert ist.
Im allgemeinen erfordert das Verschieben auch ein erneutes Abtastungen (Resampeln) der Projektionssdaten durch Interpolationen. Weiterhin wird ein Schärfungs-Kernel, das als ein Randverbesserungs-Filter wirkt, in Kanalrichtung angewendet, um die Glättung aufgrund der oben erwähnten Interpolation zu kompensieren. Das Schärfungs-Kernel kann mit dem Rekonstruktions-Kernel kombiniert sein. Dieses Schwenkungskompensationsverfahren gestattet, dass Projektionsdaten vor einer gefilterten Rückprojektion kombiniert bzw. verknüpft werden. Somit bleibt die Datenverarbeitungsarchitektur die gleiche für Wendel-CT Abtastungen, die ein schwenkbares Gestell verwenden.
Zusätzlich bewirken Anwendungen mit Schwenkgestell Ungenauigkeiten in der Bildrekonstruktion, weil die Fächerbündelebenen 50 die longitudinale Patientenachse 56 nicht an der gleichen Stelle schneiden, wie es eine Anwendung mit einem nicht geschwenkten Gestell tun würde. Dieser Unterschied ruft Probleme in der Bildrekonstruktion hervor, die auf der Bündelposition bei einem nicht geschwenkten Gestell beruhen.
Bei axialen CT Abtastungen, die ein Schwenkgestell benutzen, besteht eine Diskrepanz zwischen der Dicke t des Röntgenbündels 16 und dem Scheibenpositions-Inkrement. Diese Diskrepanz ruft ein Problem hervor, wobei zu berücksichtigen ist, dass typische Systeme den Tisch 46 um n mal t indexieren, wobei n = 4 oder 2 beispielsweise für ein 4 oder 2 Scheibensystem. Die Verwendung der typischen Indexierung des Tisches 46 in einem Multislice- System hat einen ungleichförmigen Scheibenabstand zur Folge. Bei einer Gestellschwenkung kann das tatsächliche Scheibenpositionsinkrement bei einem axialen CT, die als D_t bezeichnet und entlang der longitudinalen Patientenachse 56 gemessen ist, wie folgt formuliert werden:
D_t = (t)/cos(q) (5)
wobei t die Bündeldicke ist und q der Schwenkwinkelwert des Gestells ist, wie er oben definiert ist. Deshalb, D_t¹ t, wenn das Gestell 12 geschwenkt wird. Beispielsweise gilt in einem 4 · 5 Modus mit q = 30º, D_t = 5/cos (30º) = 5,77 mm. In ähnlicher Weise gilt für einen 2 · 10 Modus mit q = 30º, D_t = 10/cos(30º) = 11,54 mm. Somit hat ein Vorschub des Tisches 46 um n mal t einen ungleichen Scheibenabstand zur Folge. Deshalb muss stattdessen der Tisch um ein n mal D_t vorgeschoben werden. Beispielsweise wird in einem 4 · 5 mm Modus mit q = 30º der Tisch 46 um 23,08 mm anstatt um 20 mm inkrementiert.
In ähnlicher Weise bewirkt bei einer Wendelabtastung die Diskrepanz zwischen der Bündeldicke t bei nicht-geschwenktem und geschwenktem Gestell Rekonstruktionsprobleme. Die Rekonstruktions-Algorithmen beruhen in dem typischen nicht geschwenkten Fall auf einer Wendelsteigung, die gleich der Tischgeschwindigkeit dividiert durch die Bündeldicke ist. Aufgrund des Schwenkwinkels q sollte jedoch die Wendelsteigung definiert sein als:
p = (s/t)·cos(q) (6)
wobei s, t und q die Tischgeschwindigkeit, Bündeldicke bzw. Schwenkwinkel sind, wie sie oben definiert sind. Beispielsweise erfordert in dem 4 · 1,25 mm Modus mit 25 Grad Gestellschwenkung eine Wendelabtastung mit 3 : 1 Steigung eine Tischgeschwindigkeit von 4,15 mm/Rotation anstatt 3,75 mm/Rotation. Somit stellt das System gemäß der vorliegenden Erfindung eine Tischgeschwindigkeit und einen Indexier-Offset bereit, um der Diskrepanz in der Dicke t des Röntgenbündels 16 an der longitudinalen Patientenachse 56 zwischen den geschwenkten und nicht geschwenkten Abtastungen Rechnung zu tragen.
Somit schaffen das System und das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung eine Schwenkungskompensation, die das Bildverschmieren stark verringert. Als eine Folge gestatten das System und das Verfahren gemäß der Erfindung die Verwendung von Schwenkgestell-Abtastungen, während eine hohe Bildqualität und ohne eine signifikante, nachteilige Beeinträchtigung der Rekonstruktionszeit geliefert wird. Deshalb sorgt die vorliegende Erfindung für die genaue Rekonstruktion von Schwenkgestellbildern, die Projektionsdaten mit unterschiedlichen Rotationsmitten relativ zu der longitudinalen Patientenachse aufweisen.

Claims

1. Computer-Tomographiesystem (10) enthaltend:

ein Gestell (12), das eine Öffnung (48) hat, die ein bildgebendes Objekt umschließen kann, und eine drehbar angebrachte Röntgenquelle (14) und eine gegegenüber liegende Detektoranordnung (18) aufweist, wobei eine Ebene zwischen der Röntgenquelle (14) und der Detektoranordnung (18) eine Gestellebene bildet, die entlang einer Längsachse (56) des Objektes positionierbar ist, wobei das Gestell (12) zu einer Schwenkverschiebung der Gestellebene unter einem Schwenkwinkel relativ zu der Längsachse in der Lage ist,

wobei die Röntgenquelle (14) um eine Drehachse (24) senkrecht zu dem Schwenkwinkel drehbar ist und Röntgenstrahlen (16) von einem Brennpunkt an jeder von einer Anzahl von Sichten (Views) emittieren kann, die einer Kombination von Drehwinkelwert und einem zugeordneten Schwenkwinkelwert entspricht,

wobei die Detektoranordnung (18) eine Anzahl von Detektorelementen (20) aufweist, die eine Anzahl von Fächerbündelebenen zwischen jedem der mehreren Detektorelemente (20) und der Röntgenquelle (14) bilden, wobei jede der mehreren Fächerbündelebenen einen Rotationsmittenwert entlang der Rotationsachse (24) hat und jedes der mehreren Detektorelemente (20) die emittierten Röntgenstrahlen (16) an jeder der mehreren Sichten empfangen kann und Rohprojektoionsdaten liefert, die die Intensität der Röntgenstrahlen (16) anzeigen, die an jeder der mehreren Sichten empfangen werden, und

ein Computersystem (34 und 36) in Verbindung mit der Detektoranordnung (18), wobei das Computersystem (34 und 36) einen Speicher hat zum Speichern von Daten, die Daten einschließen, die die Rohprojektionsdaten darstellen, und der Drehwin kelwert, der Schwenkwinkelwert und der Rotationsmittenwert den Rohprojektionsdaten entsprechen, wobei das Computersystem (34 und 36) ferner Programmsignale aufweist, die einen Algorithmus zum Konstruieren von Bilddaten aus den Rohprojektionddaten darstellen, wobei der Algorithmus die den Bilddaten zugeordneten Rotationsmittenwerte um eine Versetzungsgrösse verschiebt, die eine Funktion des Schwenkwinkels ist, so daß die Bilddaten um die Längsachse (56) des Objektes zentriert sind.

2. System (10) nach Anspruch 1, wobei die Versetzungsgrösse beträgt:

Y_shift = dFB · tan(q)

wobei:

dFB = die Strecke entlang der Drehachse zwischen der Gestellebene und der Fächerbündelebene (50), die den Rohprojektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind, und

q = der Schwenkwinkelwert, der den den Bilddaten zugeordneten Rohprojektionsdaten entspricht.

3. System (10) nach Anspruch 1, wobei das Computersystem (34 und 36) ferner Programmsignale aufweist, die einen Algorithmus zur Fehlerkorrektur der Rohprojektionsdaten darstellen, und entsprechende korrigierte Projektionsdaten liefert, wobei der Algorithmus ferner die korrigierten Projektionsdaten rekonstruiert, die die Bilddaten liefern.

4. System (10) nach Anspruch 3, wobei der Algorithmus die Rotationsmittenwerte, die den Bilddaten zugeordnet sind, die mit jeder der mehreren Fächerbündelebenen (50) verbunden sind, um die Versetzungsgrösse verschiebt, um die relative Position von allen der mehreren Bilddaten auszurichten.

5. System (10) nach Anspruch 3, wobei der Algorithmus die Rotationsmittenwerte der Projektionsdaten um die Versetzungsgrösse verschiebt.

6. System (10) nach Anspruch 1, wobei das Computersystem (34 und 36) ferner Signale aufweist, die einen Algorithmus darstellen, der das bildgebende Objekt durch die Öffnung (48) in Indexierschritten vorschiebt, die ein Vielfaches von einer Dicke einer Scheibe der Bilddaten sind, wobei der Indexierschritt, der als D_t bezeichnet ist, definiert ist durch:

D_t = t/cos q

wobei t die Dicke der Scheibe der Bilddaten ist und q der Schwenkwinkelwert ist.

7. System (10) nach Anspruch 1, wobei die Detektoranordnung (18) ferner eine Anzahl von Kanälen enthält, jeder an einer Winkelverschiebung um die Öffnung (18) relativ zu der Röntgenquelle (14), und wobei das Computersystem (34 und 36) ferner Programmsignale aufweist, die einen Algorithmus zur Fehlerkorrektur der Rohprojektionsdaten darstellen, und entsprechende korrigierte Projektionsdaten liefert, wobei der Algorithmus die korrigierten Projektionsdaten mit einer Gewichtungsfunktion wichtet, um gewichtete Projektionsdaten zu liefern, wobei der Algorithmus ferner eine Anzahl von gewichteten Projektionsdaten, die einer Anzahl von Sichten entsprechen, und eine Anzahl von Fächerbündelebenen (50) kombiniert, um gewichtete Summendaten zu bilden, wobei der Algorithmus ferner die gewichteten Summendaten rekonstruiert, um die Bilddaten zu liefern.

8. System (10) nach Anspruch 7, wobei der Algorithmus den Rotationsmittenwert von allen korrigierten Projektionsdaten um die Versetzungsrösse verschiebt.

9. System (10) nach Anspruch 8, wobei die Versetzungsgrösse beträgt:

Y_shift = dpa·tan(q)

wobei:

dFB = Strecke entlang der Drehachse zwischen der Gestellebene und der Fächerbündelebene (50), die den Rohprojektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind, und

10. System (10) nach Anspruch 8, wobei ferner ein Tisch (46) vorgesehen ist, der das bildgebende Objekt durch die Öffnung mit einer Tischvorschubgeschwindigkeit s pro Rotation der Röntgenquelle um die Öffnung (48) bewegen kann, und wobei die Versetzugsgrösse die korrigierten Projektionsdaten entlang der Kanalrichtung für jede Sicht und jeden Kanal verschiebt und die Versetzungsgrösse beträgt:

det_shift = atan{(sin(b)·Y0_shift)/Lfb - (cos(b)·Y0_shift)}/det_dgamma.

b = der Rotationswinkelwert,

Lfb = Strecke von dem Brennpunkt der Röntgenquelle zur Drehachse,

det_dgamma = das Winkelinkrement des Detektorkanals,

Y0_shift = y_shift + F_shift

wobei:

Y_shift = dFB · tan(q)

wobei:

dFB = Strecke entlang der Drehachse zwischen der Gestellebene und der Fächerbündelebene, die den Rohprojektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind, und

q = der Schwenkwinkelwert, der den den Bilddaten zugeordneten Rohprojektionsdaten entspricht, und

F_shift = [-n, -n + 1, . . . n - 1, n]·{(Db)/(2O)}·(s)tan(q).

11. System nach Anspruch 10, wobei das Computersystem ferner Signale aufweist, die einen Algorithmus darstellen, der das bildgebende Objekt durch die Öffnung mit der Tischgeschwindigkeit s vorschiebt, die definiert ist durch:

s = (p·cosq)/t

wobei:

p = Wendelsteigung,

q = der Schwenkwinkelwert, der den Rohprojektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind, und

t die Dicke einer Scheibe der Bilddaten an der Längsachse des Patienten ist.

12. Verfahren zum Kompensieren eines Gestellschwenkwinkels, wenn Computer-Tomographiebilder von einem Vielfach- Fächerbündel-Detektionssystem erhalten werden, wobei das Verfahren die Schritte enthält:

(a) Gewinnen von Bilddaten enthaltend eine Anzahl von Projektionsdaten, die die Röntgenstrahlenschwächung eines bildgebenden Objektes darstellen, die von einer Röntgenquelle emittiert und von einer Detektoranordnung empfangen werden, wobei die Röntgenquelle um eine Öffnung, die das bildgebende Objekt umschließt, und um eine Drehachse rotiert, die senkrecht zu einer Ebene des Gestells ist,

(b) Gewinnen von Daten, die Rotationsmittenwerten entsprechen, die den Projektionsdaten zugeordnet sind, und

(c) Einstellen der Positionierung der Bilddaten um eine Versetzungsgrösse, die eine Funktion der Rotationsmittenwerte und des Schwenkwinkelwertes ist.

13. Verfahren nach Anspruch 12, ferner die Schritte enthaltend:

(a) Gewinnen eines Wertes dFB für die Strecke entlang der Drehachse zwischen der Gestellebene und der Fächerbündelebene, die den Rohprojektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind, und

(b) Ermitteln der Versetzungsgrösse:

Y_shift = dFB·tan(q)

wobei q = der Schwenkwinkelwert, der den den Bilddaten zugeordneten Rohprojektionsdaten entspricht.

14. Verfahren nach Anspruch 12, wobei ferner die Schritte vorgesehen sind, daß korrigierte Projektionsdaten gewonnen werden, die auf einem angewendeten Fehlerkorrekturwert für jedes der Projektionsdaten basieren, und die korrigierten Projektionsdaten rekonstruiert werden, um die Bilddaten zu liefern.

15. Verfahren nach Anspruch 14, wobei der Einstellschritt den Rotationsmittenwert der Bilddaten, die jedem Detektorfächerbündel zugeordnet sind, um eine Versetzungsgrösse verschiebt, um die relative Position von allen Bilddaten auszurichten.

16. Verfahren nach Anspruch 14, wobei der Einstellschritt den Rotationsmittenwert von jedem der mehreren Projektionsdaten um die Versetzungsgrösse verschiebt.

17. Verfahren nach Anspruch 12, wobei ferner der Schritt vorgesehen ist, daß das bildgebende Objekt durch die Öffnung in Indexierschritten vorgeschoben wird, die ein Vielfaches der Dicke von einer Scheibe der Bilddaten ist, wobei der Indexierschrittwert, der mit D_t bezeichnet ist, definiert ist durch:

D_t = t/cos q

18. Verfahren nach Anspruch 12, ferner die Schritte enthaltend:

(a) Gewinnen von korrigierten Projektionsdaten, die auf einem angewendeten Fehlerkorrekturwert für jedes der mehreren Projektionsdaten basieren, wobei alle korrigierten Projektionsdaten einen entsprechenden Sichtwert, der den Drehwinkel der Röntgenquelle darstellt, und einen entsprechenden Kanalwert haben, der eine Winkelverschiebung von einem Kanal der Detektoranordnung relativ zur Röntgenquelle darstellt,

(b) Gewichten der korrigierten Projektionsdaten mit einer Gewichtungsfunktion, um gewichtete Projektionsdaten zu liefern,

(c) Kombinieren einer Anzahl der gewichteten Projektionsdaten, die eine Anzahl von Sichtwerten haben und einer Anzahl von Detektor-Fächerbündelebenen zugeordnet sind, um gewichtete Summendaten zu bilden, und

(d) Rekonstruieren der gewichteten Summendaten, um die Bilddaten zu liefern.

19. Verfahren nach Anspruch 18, der Einstellschritt den Rotationsmittenwert, der jedem der korrigierten Projektionsdaten zugeordnet ist, um die Versetzungsgrösse verschiebt.

20. Verfahren nach Anspruch 19, ferner die Schritte enthaltend:

(a) Gewinnen eines Wertes dps für die Strecke entlang der Drehachse zwischen der Gestellebene und der Fächerbündelebene, die den Rohprojektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind,

(b) Gewinnen eines Schwenkwinkelwertes q, der den Projektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind, und

(c) Ermitteln der Versetzungsgrösse;

Y_shift = dFB·tan(q).

21. Verfahren nach Anspruch 18, ferner die Schritte enthaltend:

(a) Vorschieben des bildgebenden Objektes durch die Öffnung mit einer Geschwindigkeit s pro Rotation der Röntgenquelle um die Öffnung, und wobei die Detektoranordnung eine Anzahl von Kanälen aufweist, und

(b) Ermitteln der Versetzungsgrösse, die die korrigierten Projektionsdaten entlang der Kanalrichtung für jede Sicht und jeden Kanal verschiebt, wobei der Versetzungsgrössenwert beträgt:

det_shift = atan {(sm(b)·Y0_shift)/Lfb - (cos(b)·Y0_shift)}/det_dgamma

wobei:

b = der Rotationswinkelwert,

Lfb = Strecke von dem Brennpunkt der Röntgenquelle zur Drehachse,

det_dgamma = das Winkelinkrement des Detektorkanals,

Y0_shift = y_shift + F_shift

wobei:

Y_shift = dFB · tan(q)

wobei:

F_shift = [-n, -n + 1, . . . n - 1, n]·{(Db)/(2O)}·(s)tan(q).

22. Verfahren nach Anspruch 18, ferner die Schritte enthaltend:

(a) Ermitteln einer Wendelsteigung p,

(b) Ermitteln einer Dicke t von einer Scheibe der Bilddaten an einer Längsachse des bildgebenden Objektes und

(c) Vorschieben des bildgebenden Objektes durch die Öffnung mit einer Geschwindigkeit s, die definiert ist durch:

s = (p·cosq)/t

wobei:

q = der Gestellschwenkwinkelwert, der den Rohprojektionsdaten entspricht, die den Bilddaten zugeordnet sind.