DE19748668A1

DE19748668A1 - Nicht-Gleichmäßigkeits-Korrektur eines Erfassungseinrichtungs-Z-Achsengewinns bei einem Computer-Tomographie-System

Info

Publication number: DE19748668A1
Application number: DE1997148668
Authority: DE
Inventors: Hui Hu; Guy M Besson; Hui David He
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1996-12-23
Filing date: 1997-11-04
Publication date: 1998-06-25
Also published as: JPH10295685A; IL122524A0; US5734691A; IL122524A

Description

Die Erfindung betrifft im allgemeinen eine Computer- Tomographie-Abbildung und insbesondere eine Korrektur von Bilddaten bezüglich eines in derartige Daten aufgrund der Zu sammensetzung der Ausgangssignale von Röntgenstrahlerfas sungszellen mit unterschiedlichen individuellen Gewinnen ein geführten Fehlers.

Bei zumindest einem bekannten Computer-Tomographie- (CT-)Systemaufbau projiziert eine Röntgenstrahlquelle einen fächerförmigen Strahl, der parallel gerichtet ist, daß er in einer X-Y-Ebene eines Karthesischen Koordinatensystems liegt, die im allgemeinen als Abbildungsebene bzw. -fläche bezeich net wird. Der Röntgenstrahl fällt durch den abzubildenden Ge genstand, wie einen Patienten. Nachdem der Strahl durch den Gegenstand gedämpft ist, trifft er auf eine Anordnung bzw. ein Array von Strahlungserfassungseinrichtungen. Die Intensi tät der an dem Erfassungsarray empfangenen gedämpften Strah lung hängt von der Dämpfung des Röntgenstrahls durch den Ge genstand ab. Jedes Erfassungselement des Arrays erzeugt ein separates elektrisches Signal, das ein Maß der Strahldämpfung an dem Erfassungsort ist. Die Dämpfungsmaße von allen Erfas sungseinrichtungen werden separat zur Erzeugung eines Über tragungsprofils erfaßt.

Bei bekannten CT-Systemen der dritten Generation drehen sich die Röntgenstrahlquelle und das Erfassungsarray mit einem Faßlager in der Abbildungsebene und um den abzubildenden Ge genstand, so daß sich der Winkel, an dem der Röntgenstrahl den Gegenstand schneidet, konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgenstrahldämpfungsmaßen, d. h. Projektionsdaten, von dem Erfassungsarray bei einem Faßlagerwinkel wird als Ansicht be zeichnet. Eine Abtastung des Gegenstands umfaßt einen Satz von Ansichten bei unterschiedlichen Faßlagerwinkeln, oder An sichtwinkeln, während einer Umdrehung der Röntgenstrahlquelle und der Erfassungseinrichtung. Bei einer axialen Abtastung werden die Projektionsdaten zur Ausbildung eines Bildes ver arbeitet, das einem zweidimensionalen Schnitt durch den Ge genstand entspricht. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten wird in der Tech nik als gefiltertes Rückprojektionsverfahren bezeichnet. Bei diesem Verfahren werden die Dämpfungsmaße von einer Abtastung in ganze Zahlen, sogenannte CT-Zahlen oder Hounsfield- Einheiten umgewandelt, die zur Steuerung der Helligkeit eines entsprechenden Bildelements auf einer Kathodenstrahlröhrenan zeigeeinrichtung verwendet werden.

Bei CT-Systemen verwendete Erfassungseinrichtungen beinhalten Erfassungseinrichtungen, die im allgemeinen als zweidimensio nale (2D-)Erfassungseinrichtungen bekannt sind. Bei derarti gen zweidimensionalen Erfassungseinrichtungen bildet eine Vielzahl von Erfassungszellen separate Spalten, wobei die Spalten in Reihen eingeteilt sind. Bei einem Computer- Tomographie-System (CT-System) mit einer derartigen zweidi mensionalen Erfassungseinrichtung, das manchmal auch als Mehrschnittsystem bezeichnet wird, wird die Intensität von Erfassungseinrichtungsmaßen bzw. Erfassungseinrichtungsmes sungen durch die Kombination mehrfacher Erfassungseinrich tungsausgangssignale entlang der z-Richtung erhalten. Diese Ausgangssignale werden einem Datenfassungssystem als Ein gangssignale zugeführt. Falls die zusammenzusetzenden bzw. zu kombinierenden Erfassungseinrichtungsausgangssignale aus Er fassungseinrichtungen mit unterschiedlichen individuellen Ge winnen erhalten werden, stellt das kombinierte Signal eine gewichtete Summe der eingehenden Erfassungseinrichtungssigna le dar, wobei die unterschiedlichen Erfassungseinrichtungsge winne eine unterschiedliche Gewichtung verursachen. Der durch die Erfassungseinrichtungsgewinnunterschiede eingeführte Feh ler ist gegenstandsabhängig und kann nicht durch eine Stan dardgewinnkalibrierung beseitigt werden.

Zur genaueren Erzeugung eines Bildes aus derartigen Daten ist bekannt, den Fehler aufgrund der Kombination der Daten von Röntgenstrahlerfassungszellen mit unterschiedlichen individu ellen Gewinnen zu schätzen. Ein Algorithmus zur Schätzung des Fehlers ist in "DETECTOR Z-AXIS GAIN CORRECTION FOR A CT SY STEM", US-Patent-Anmeldenummer 08/376,813, eingereicht am 23. Januar 1995 von der Anmelderin beschrieben. Derartige Algo rithmen setzen die mathematische Annahme voraus, daß das z- Profil eines Röntgenstrahls näherungsweise eine rechteckige Form hat. Gleichermaßen wird bei derartigen Algorithmen ange nommen, daß die Norm von Erfassungseinrichtungs-Gewinn-z- Profilen eine rechteckige Form aufweist und daß die Erfas sungseinrichtungen nicht merklich von der Norm abweichen.

Es ist jedoch bekannt, daß das z-Profil eines Röntgenstrahls manchmal nicht näherungsweise gleich einer rechteckigen Form ist. Gleichermaßen nähert sich die Norm der Erfassungsein richtungs-Gewinn-z-Profile nicht immer an eine rechteckige Form an, und somit ist bekannt, daß die Erfassungseinrichtun gen merklich von der Norm abweichen.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein Bild aus Daten ungeachtet der Form des Röntgenstrahl-x-Profils genauer zu erzeugen. Außerdem soll ein Bild ungeachtet der Form der Erfassungseinrichtungs-Gewinn-Profile genauer erzeugt werden. Ferner soll eine derartige Abbildung ohne merkliche Erhöhung der Systemkosten ausgebildet werden.

Diese und weitere Aufgaben werden durch ein System gelöst, bei dem gemäß einem Ausführungsbeispiel der Fehler in Projek tionsdaten, der sich aus der Kombination der Daten von Rönt genstrahlerfassungszellen mit unterschiedlichen individuellen Gewinnen ergibt, korrigiert wird. Das heißt, bei dem vorlie genden Algorithmus wird der Fehler aufgrund der Kombination der Daten von Röntgenstrahlerfassungszellen mit unterschied lichen individuellen Gewinnen geschätzt. Der geschätzte Feh ler wird von den Projektionsdaten abgezogen, wodurch ein der artiger Fehler aus den Projektionsdaten beseitigt wird.

Gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung werden tatsäch liche Erfassungszellengewinnprofile zur Bestimmung eines Norm-Erfassungszellengewinnprofils verwendet. Das Norm- Erfassungszellengewinnprofil wird durch lokale Durchschnitts bildung der Erfassungszellengewinnprofile bestimmt. Durch Verwendung der lokalen Durchschnittsbildung ist die Norm nicht rechteckig und stellt eine langsame Kanal-zu-Kanal- Änderung zwischen Erfassungszellen bereit. Des weiteren wird angenommen, daß die Erfassungszellengewinne, wenn überhaupt, um einen kleinen Betrag von der bestimmten Norm abweichen.

Außerdem werden effektive Erfassungszellengewinnprofile an statt der tatsächlichen Erfassungszellengewinnprofile zur Fehlerkorrektur verwendet. Das heißt, es werden das z-Profil des Röntgenstrahls über die Erfassungszellen und die tatsäch lichen Erfassungszellengewinnprofile zur Erzeugung effektiver Erfassungszellengewinnprofile verwendet. Die effektiven Er fassungszellengewinnprofile werden in einem Korrekturalgo rithmus zur Korrektur des Fehlers in den Projektionsdaten verwendet, der sich aus der Kombination der Daten von Rönt genstrahlerfassungszellen mit unterschiedlichen individuellen Gewinnen ergibt. Die effektiven Erfassungszellengewinnprofile können mittels eines nicht rechteckigen Röntgenstrahls be rechnet werden und ermöglichen somit eine Fehlerkorrektur in Systemen mit nicht rechteckigen Röntgenstrahlen.

Die effektiven Erfassungszellengewinnprofile und die bestimm te Norm werden in einem Algorithmus zur Korrektur der Fehler verwendet. Nach der Korrektur der Daten von den Röntgenstrah lerfassungszellen zur Strahlhärtung gehen die Daten durch ein Hochpaßfilter zur Beseitigung von Daten hindurch, die relativ langsame Änderungen, d. h. niedrige Frequenz, darstellen. Die Hochpaßfilterung liefert eine näherungsweise rauhe bzw. grobe Trennung der Fehlerdaten von den wahren Signaldaten.

Die Fehlerdaten werden dann zugeschnitten und ansicht gemittelt, um Hochfrequenz-Dateninhalte zu entfernen, die wahre Signaldaten sind. Das heißt, einige tatsächliche Daten aus dem zu rekonstruierenden Bild weisen eine hohe Frequenz auf und sollten herausgefiltert werden. Durch das Zuschneiden und die Ansichtmittelung werden die Hochfrequenz- Gegenstandsdaten entfernt, während die Fehlerdaten aufgrund der Erfassungseinrichtungsgewinnänderung beibehalten werden.

Beruhend auf der zugeschnittenen und Ansicht-gemittelten Schätzung werden Intensitätsgefälleschätzungen entlang der z- Richtung erzeugt. Dann wird eine auf derartigen Gefälleschät zungen beruhende Fehlerschätzung bestimmt. Eine derartige Fehlerschätzung wird dann von den korrigierten Strahlhär tungsdaten zur Entfernung der Fehlerdaten aus den Projekti onsdaten subtrahiert. Auf diese Weise werden Fehler aufgrund von z-Achsen-Gewinnänderungen der Erfassungszellen korri giert.

Das vorstehend beschriebene System ermöglicht die genaue Schätzung von Fehlern aufgrund der Änderung von Erfassungs zellengewinnprofilen. Des weiteren ermöglicht das System die Korrektur mit nicht rechteckförmigen Röntgenstrahlprofilen. Außerdem wird in dem System eine nicht rechteckförmige Norm der Erfassungszellengewinnprofile ausgebildet, wodurch Arte fakte in einem angezeigten Bild verringert werden. Das System erhöht auch die Kosten des Abbildungssystems nicht merklich.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispie len unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung beschrie ben. Es zeigen:

Fig. 1 eine bildliche Darstellung eines CT-Abbildungssystems,

Fig. 2 ein schematisches Blockschaltbild des in Fig. 1 veran schaulichten Systems,

Fig. 3 eine schematische Darstellung eines Strahlbrennpunkts, eines Kollimators und einer Erfassungseinrichtung,

Fig. 4 eine Darstellung einer Spalte von Erfassungszellen ei ner Erfassungseinrichtung und zugehöriger Steuerungen,

Fig. 5 eine Erfassungszellendatenkombination für Bildschnitte verschiedener Dicke und

Fig. 6 ein Ablaufdiagramm einer Folge von Verarbeitungs schritten gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung.

In den Fig. 1 und 2 ist ein Computer-Tomographie- (CT-)Abbildungssystem 10 gezeigt, das ein Faßlager 12 ent hält, das eine CT-Abtasteinrichtung der dritten Generation darstellt. Das Faßlager 12 weist eine Röntgenstrahlquelle 14 auf, die Röntgenstrahlen 16 in Richtung eines Erfassungsar rays 18 auf der entgegengesetzten Seite des Faßlagers 12 pro jiziert. Das Erfassungsarray 18 wird aus Erfassungselementen 20 gebildet, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die durch einen medizinischen Patienten 22 hin durchfallen. Jedes Erfassungselement 20 erzeugt ein elektri sches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgen strahls und somit die Dämpfung des Strahls darstellt, wenn er durch den Patienten 22 hindurchfällt. Während einer Abtastung zur Erfassung von Röntgenstrahlprojektionsdaten drehen sich das Faßlager 12 und die daran angebrachten Komponenten um ei nen Drehmittelpunkt 24.

Die Drehung des Faßlagers 12 und der Betrieb der Röntgen strahlquelle 14 werden durch eine Steuereinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 enthält ei ne Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28, die die Röntgenstrahl quelle 14 mit Energie und Zeitsignalen versorgt, und eine Faßlagermotorsteuereinrichtung 30, die die Drehgeschwindig keit und Position des Faßlagers 12 steuert. Ein Datenerfas sungssystem (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet ana loge Daten von den Erfassungselementen 20 ab und wandelt die Daten in digitale Signale zur nachfolgenden Verarbeitung um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgenstrahldaten von dem Datenerfas sungssystem 32 und führt eine Bildrekonstruktion mit hoher Geschwindigkeit durch. Das rekonstruierte Bild wird einem Computer 36 als Eingangssignal zugeführt, der das Bild in ei ner Massenspeichereinrichtung 38 speichert.

Der Computer 36 empfängt auch Befehle und Abtastparameter von einer Bedienungsperson über ein Bedienpult 40, das eine Ta statur aufweist. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhrenanzeige einrichtung 42 ermöglicht es der Bedienungsperson, das rekon struierte Bild und andere Daten von dem Computer 36 zu über wachen. Die von der Bedienungsperson zugeführten Befehle und Parameter werden durch den Computer 36 zur Ausbildung von Steuersignalen und Informationen für das Datenerfassungssy stem 32, die Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 und die Faßla germotorsteuereinrichtung 30 verwendet. Außerdem bedient der Computer 36 eine Tischmotorsteuereinrichtung 44, die einen motorisierten Tisch 46 zur Positionierung des Patienten 22 in dem Faßlager 12 steuert. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Ab schnitte des Patienten 22 durch eine Faßlageröffnung 48.

Gemäß Fig. 3 geht ein Röntgenstrahl 16 von einem Brennpunkt 50 der Quelle 14 (nicht gezeigt in Fig. 3) aus. Der Röntgen strahl 16 wird durch einen Kollimator 52 vor dem Patienten parallel gerichtet und in Richtung der Erfassungszelle 20 des Erfassungsarrays 18 projiziert. Eine im allgemeinen als Fä cherstrahlebene bezeichnete Ebene bzw. Fläche 54 enthält die Mittellinie des Brennpunkts 50 und die Mittellinie des Strahls 16.

Der Kollimator 52 weist eine im wesentlichen kreisförmige Querschnittsform auf, und eine Apertur bzw. Öffnung 56 er streckt sich durch den Kollimator 52. Eine Vielzahl anderer (nicht gezeigter) Kollimatoröffnungen bzw. Kollimatorapertu ren können auch in dem Kollimator 52 ausgebildet sein und sich durch diesen erstrecken, wobei jede Öffnung einer beson deren Schnittbreite entspricht. Beispielsweise kann die Öff nung 56 einer Schnittbreite von 10 mm entsprechen, und eine andere Öffnung kann einer Schnittbreite von 7 mm entsprechen. Ist eine Abtastung für einen 10 mm-Schnitt durchzuführen, wird die Öffnung 56 mit dem erwarteten Röntgenstrahlbrennpunkt 50 ausgerichtet angeordnet, und schränkt den von dem Brennpunkt 50 projizierten Strahl 16 auf 10 mm ein. Der Kollimator 52 ist in der Technik bereits bekannt.

Fig. 4 zeigt eine Spalte von Erfassungszellen 100, die mit Schaltern (beispielsweise Feldeffekttransistoren (FETs)) 102 verknüpft sind. Die Erfassungsspalte 100 besteht aus einer Vielzahl in einer Spalte angeordneter Erfassungszellen. Ob wohl nicht gezeigt, besteht eine vollständige Erfassungsein richtung aus einer Vielzahl von Erfassungsspalten, die Erfas sungszellenreihen entlang der z-Achse bilden. Wie es vorste hend beschrieben ist, erzeugt jede Erfassungszelle ein elek trisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Rönt genstrahls und somit die Dämpfung des Strahls darstellt, wenn er durch einen Patienten hindurchfällt. Das Ausgangssignal jeder Zelle wird über die FETs 102 Vorverstärkern 104 zuge führt, die Analog-Digital-Wandlern 106 ein verstärktes Signal zuführen. Das digitalisierte Signal wird dann dem Computer 36 zur weiteren Verarbeitung und Bildrekonstruktion zugeführt.

Im Betrieb steuern die Feldeffekttransistoren 102 die Zufuhr von Ausgangssignalen von jeder Erfassungszellenreihe zu den Vorverstärkern 104. Beispielsweise werden die Feldeffekttran sistoren 102 unter der Steuerung einer (nicht gezeigten) Schaltersteueranordnung geöffnet und geschlossen. Wenn ein besonderer Feldeffekttransistor geschlossen wird, wird das Ausgangssignal der entsprechenden Erfassungszelle dem Vorver stärker 104 zugeführt. Ist der Feldeffekttransistor offen, wird dem Vorverstärker 104 von einer derartigen Zelle kein Signal zugeführt.

Die Feldeffekttransistoren 102 können eine oder mehr als eine Erfassungszelle während einer spezifischen Abtastzeit freige ben. Beispielsweise kann eine Erfassungszelle in einer Spalte während jeder Abtastzeit freigegeben werden. Es können auch zwei Zellen während jeder Abtastzeit freigegeben werden. Die Vorverstärker 104 führen den Analog-Digital-Wandlern 106 ein verstärktes Ausgangssignal derartiger Signale zu.

Die Anzahl von in jedem Kanal während jeder Abtastzeit akti vierten Zellen wird durch die Schnittdimensionen des zu re konstruierenden Bildes bestimmt. Wie es in Fig. 5 gezeigt ist, sind beispielsweise 16 Erfassungszellen in einer Spalte angeordnet. Obwohl in Fig. 5 horizontal dargestellt, ist selbstverständlich, daß die Zellen in Fig. 5 der in Fig. 4 gezeigten Spalte entsprechen. Es ist auch selbstverständlich, daß entweder mehr oder weniger als 16 Zellen in einer Spalte angeordnet sein können. Die oberste Spalte 110 entspricht den Zellenausgangssignalen für einen Bildschnitt, der eine Größe von 4×1,25 mm hat. Die unterste Spalte 116 entspricht den Zellenkombinationen für einen Bildschnitt, der eine Größe von 4×5,00 mm hat.

In einem dünnen Schnitt (beispielsweise einem Schnitt von 4×1,25 mm) wird keine Summierung von Erfassungszellen durchge führt. Bei einem dickeren Schnitt (beispielsweise einem Schnitt von 4×2,50 mm), wird eine Erfassungszellensummierung durchgeführt. Wie es in Fig. 5 gezeigt ist, werden für den 4×2,50 mm-Schnitt zwei Zellen summiert, wie es in Spalte 2 (112) und durch die Schraffierung gezeigt ist. Für den 4×3,75 mm-Schnitt (Spalte 3 (114)) werden drei Zellen sum miert, und für den 4×5,00 mm-Schnitt (Spalte 4 (116)) werden vier Zellen summiert. Eine derartige Summierung wird bei der Rekonstruktion von Bildern für dickere Schnitte durchgeführt, da bei dickeren Schnitten eine geeignete Überdeckung erhalten und die Verarbeitungszeit durch Summation der Erfassungszel lenausgangssignale wie vorstehend beschrieben verringert wer den kann.

Bei der Summierung von Erfassungszellenausgangssignalen wird ein Fehler in das summierte Signal aufgrund der Tatsache ein geführt, daß jede Erfassungszelle einen unterschiedlichen Ge winn aufweist. Wenn die Erfassungszellenausgangssignale sum miert werden, ist der Fehler aufgrund der unterschiedlichen Gewinne in dem resultierenden Signal enthalten (beispielsweise in der digitalisierten Signalausgabe durch den Analog-Digital-Wandler 106).

Ein bekannter Algorithmus zur Korrektur der Projektionsdaten auf Fehler, die sich aus kombinierten Signalen von Erfas sungszellen mit unterschiedlichen Gewinnen ergeben, ist in "DETECTOR Z-AXIS GAIN CORRECTION FOR A CT SYSTEM", Patentan meldenummer 08/376,813, eingereicht am 23. Januar 1995 von der Anmelderin beschrieben. Unter Verwendung eines derartigen Algorithmus werden dem Computer 36 (Fig. 2) zugeführte Daten typischerweise zuerst vorverarbeitet (durch den Computer 36), um verschiedene bekannte Fehler, wie eine Strahlhärtung zu korrigieren. Der Algorithmus wird dann zur Ausbildung eines Teils einer derartigen Vorverarbeitung nach der Strahlhär tungskorrektur aber vor der PCAL-Korrektur implementiert.

Der bekannte Algorithmus stützt sich auf die Annahmen, daß das z-Profil des Röntgenstrahls 16 im allgemeinen eine recht eckige Form aufweist und daß die Norm der Erfassungsein richungs-Gewinn-z-Profile ebenso eine im allgemeinen rechtec kige Form aufweist. Unter der Annahme, daß vier Erfassungs einrichtungen in der z-Richtung zur Festlegung eines 5 mm- Schnitts kombiniert werden, arbeitet der bekannte Algorithmus wie folgt. Die zu kombinierenden vier Erfassungseinrichtungen weisen individuelle Gewinne g_k auf, wobei k = 1, 2, 3, 4. Die Röntgenstrahlintensität für jede individuelle Erfassungsein richtung ergibt sich zu I_k, wobei k = 1, 2, 3, 4. Die als Y bezeichneten gemessenen Daten ergeben sich folgendermaßen:

Zur Normalisierung der Erfassungseinrichtungsgewinne wird die Form der Norm für im allgemeinen rechteckig gehalten, und die Gewinn-normalisierten Daten I_m ergeben sich zu:

wobei G der Durchschnittsgewinn bzw. mittlere Gewinn der zu betrachtenden Kombination ist, d. h.:

Die mit bezeichnete gewünschte Messung ist:

Der Gewinn jeder individuellen Erfassungseinrichtung wird ausgedrückt durch:

g_k= G + δg_k (5)

wobei δg_k der verbleibende Teil von g_k ist. Die physikalische Bedeutung von δg_k ist die Gewinnänderung der Erfassungsein richtungen. Unter Verwendung der Gleichung (5) mit Gleichung (2), mit Faktorisierung von G und unter Einbeziehung von Gleichung (4) ergibt sich:

Gleichung (6) bezieht sich auf das wahre Signal I, das aus den gemessenen Daten erhaltene Signal I_m und den Fehler auf grund der Erfassungseinrichtungs-z-Achsen-Gewinnänderung.

Mit der Näherung log(1+x) ≈ x und I_m ≈ I, kann Gleichung (6) geschrieben werden:

-log(I) ≈ -log (_m) + ΔE (7a)

wobei

Der Algorithmus entfernt somit den z-Achsenfehler.

Der vorstehend beschriebene Algorithmus ist jedoch dann nicht besonders effektiv, wenn (1) die Form des Profils des Rönt genstrahls 16 nicht rechteckig oder (2) die Form der Norm der Erfassungseinrichtungsgewinnprofile nicht rechteckig ist. Das Profil des Röntgenstrahls 16 ist oft nicht rechteckig. Insbe sondere ist das Profil des Röntgenstrahls 16 nicht rechtec kig, wenn sowohl die Röntgenstrahlumbra als auch die Röntgen strahlpenumbra zur Abbildung verwendet werden. Gleichermaßen ist die Form der Norm der Erfassungseinrichtungsgewinnprofile oft nicht rechteckig. Außerdem ist es zur Sicherstellung ei ner langsamen Kanal-zu-Kanal-Änderung zwischen Erfassungsein richtungen oft wünschenswert, daß die Norm nicht rechteckig ist. Der vorliegende Algorithmus korrigiert gemäß einem Aus führungsbeispiel mittels eines Röntgenstrahls eines nicht rechteckigen Profils erfaßte Projektionsdaten. Der vorliegen de Algorithmus ist auch für eine nicht rechteckige Norm der Erfassungseinrichtungsgewinnprofile ausgebildet, während gleichzeitig eine langsame Kanal-zu-Kanal-Änderung zwischen Erfassungseinrichtungen ausgebildet wird.

Gemäß einem Ausführungsbeispiel werden dem Computer 36 (Fig. 2) zugeführte Daten typischerweise zuerst (durch den Computer 36) vorverarbeitet, um verschiedene bekannte Fehler, wie eine Strahlhärtung zu korrigieren. Der vorliegende Korrekturalgo rithmus könnte zur Ausbildung eines Teils einer derartigen Vorverarbeitung nach einer Strahlhärtungskorrektur aber vor einer PCAL-Korrektur implementiert werden, wie es in Fig. 6 gezeigt ist.

Unter Bezugnahme auf das in Fig. 6 gezeigte Ablaufdiagramm wird angenommen, daß z Erfassungseinrichtungen in der z- Richtung zur Definition eines Schnitts kombiniert werden. Es wird auch angenommen, daß x Kanäle von Erfassungseinrichtun gen zu dem Bildschnitt beitragen. Die Erfassungseinrichtungen weisen tatsächliche Erfassungseinrichtungsgewinnprofile g (x, z) auf, wobei x der Kanalindex und z der z-Ortsindex ist. Tatsächliche Erfassungseinrichtungs-Gewinn-z-Profile g (x, z) werden (in x) zur Normalisierung der Erfassungseinrichtungs gewinnprofile lokal gemittelt. Insbesondere definiert der lo kale Durchschnitt bzw. das lokale Mittel (in x) der tatsäch lichen Erfassungseinrichtungs-Gewinn-z-Profile g (x, z) die Normfunktion der Erfassungseinrichtungsgewinnprofile.

Das heißt, es wird angenommen, daß ein individuelles Erfas sungszellenausgangssignal zu X₁(i, j) für eine Erfassungszel le 20 im i-ten Kanal in der l-ten Reihe der j-ten Ansicht de finiert ist. Nachdem an einer derartigen Zelle rohe Daten er faßt wurden, werden eine Offset-Korrektur, eine Bezugsnorma lisierung, eine Kanalexpandierung und eine Ansichtmittelung durchgeführt. Der resultierende Erfassungszellengewinn für eine derartige Erfassungszelle wird durch Xv₁(i) dargestellt.

Der vorliegende Korrekturalgorithmus korrigiert Bildartefak te, die sich aus einem z-Achsengefälle in der Projektionsin tensität ergeben, die durch eine ungleichmäßige Patientenana tomie verursacht wird, die mit der Änderung der Erfassungs zelle zu Zellengewinnunterschieden zusammenspielt. Wie es vorstehend beschrieben ist, wird eine z-Achsengefälle- Gewinnkalibrierung zur Bestimmung individueller Erfassungs zellengewinne und zur Erzeugung von z-Achsen-Gefälle- Korrekturvektoren durchgeführt. Das Röntgenstrahlprofil für die gemessenen Zellgewinne wird dann zur Verringerung von Ar tefakten korrigiert, die durch die Verwendung eines nicht gleichmäßigen Röntgenstrahlprofils während einer derartigen Zellengewinnmessung verursacht werden.

Das heißt, es wird ein nicht-gleichmäßiges Röntgenstrahlpro fil unter Verwendung der Erfassungszellengewinndaten ge schätzt. Da sich das Röntgenstrahlprofil langsam in der x- Richtung ändert, kann das Röntgenstrahlprofil durch Tiefpaß filterung der rohen Erfassungszellengewinndaten auf der x- Achse geschätzt werden. Beispielsweise kann das Röntgen strahlprofil durch Durchführung einer Vielfachpunkt- Impulsspitzen-Mittelung (multiple point box-car averaging) des normalisierten Roherfassungseinrichtungsgewinns geschätzt werden, wobei die Normalisierung spaltenweise bezüglich des maximalen Gewinnwerts in der Spalte durchgeführt wird.

Bei einem speziellen Beispiel wird das Röntgenstrahlprofil durch Normalisierung von Rohgewinndaten bezüglich eines maxi malen Gewinnwerts entlang der z-Richtung für jeden Kanal ge schätzt. Die normalisierten Daten über ns Kanäle werden dann wie folgt gemittelt:

wobei bp₁(s) das geschätzte Strahl- und Erfassungseinrich tungsprofil ist, das über ns Kanäle für eine Erfassungszelle in einer l-ten Reihe und einem s-ten Abschnitt gemittelt ist.

Zur Erleichterung eines glatten Übergangs kann beispielsweise eine Impulsspitzenmittelung (Box-Car-Mittelung) abschnitts weise zumindest mit einigen überlappenden Kanälen durchge führt werden.

Das geschätzte Profil bp₁(s) wird dann abschnittsweise bezüg lich maximaler Werte folgendermaßen normalisiert:

Das geschätzte Profil BP₁(s) enthält sowohl das Röntgen strahlprofil als auch ein Durchschnitts- Erfassungseinrichtungsgewinnprofil über ns Kanäle entlang der x-Richtung.

Das geschätzte Profil BP₁(s) wird dann zur Normalisierung von Zellengewinnen Xv₁(i) für jeden lokalen Abschnitt s folgen dermaßen verwendet:

für i = ns/4 + s.ns/2,. . .ns.3/4 + s.ns/2, s = 0, 1, . . . S

W eine Schnittbreite und
Xc₁ ein normalisierter Zellengewinn ist.

Alternativ dazu kann das geschätzte Profil BP₁(s) zur Norma lisierung von Zellengewinnen Xv₁(i) für jeden Abschnitt s wie folgt verwendet werden:

für i = ns/4 + s.ns/2,. . .ns.3/4 + s.ns/2, s = 0, 1 . . . S

Aus den Gleichungen (9a) und (9b) ist es ersichtlich, daß das Korrekturverfahren mit einer Taylor-Entwicklung erster Ord nung korreliert ist, wobei die Terme zweiter und höherer Ord nung weggelassen sind. Die Abschnittsanzahl und Kanalanzahl in einem Abschnitt können ausgewählt werden, so daß sie bei spielsweise beruhend auf einer IQ-Simulation einer z-Achsen- Gefällekorrektur optimiert werden, da sie die Effektivität bzw. Leistung des Korrekturalgorithmus verbessern können.

Dieser normalisierte Gewinn, d. h. Xc₁(i)^w, wird auch als ef fektives Erfassungseinrichtungsgewinnprofil g_eff(x, z) be zeichnet und ist kanalabhängig. Außerdem sorgt ein derartiger normalisierter Gewinn für eine Kanal-zu-Kanal-Änderung, die zur Reduzierung der Erzeugung von Artefakten langsam genug ist. Außerdem sorgt eine derartige lokale Durchschnittsbil dung bzw. Mittelung für im wesentlichen kleine Abweichungen zwischen tatsächlichen Erfassungseinrichtungs-Gewinn-z- Profilen g(x, z) und dem normalisierten Erfassungseinrich tungsgewinnprofil.

Wie es vorstehend beschrieben ist, verwendet der vorliegende Algorithmus auch die tatsächlichen Erfassungseinrichtungsge winnprofile g(x, z) zur Erzeugung effektiver Erfassungsein richtungsgewinnprofile g_eff(x, z). Die effektiven Erfassungs einrichtungsgewinnprofile g_eff(x, z) sind mit den tatsächli chen Erfassungseinrichtungsgewinnprofilen g(x, z) gemäß der allgemeinen Vergleichung verknüpft:

g_eff(x, z) = I₀(x, z).g(x, z) (10)
wobei I₀(x, z) die z-Profile des Röntgenstrahls 16 an einer Erfassungseinrichtung am Kanal x und am Ort z bezeichnet.

Die Form der Profile des Röntgenstrahls 16 wird entsprechend dem Brennpunkt 50, der Kollimatoröffnung 56 und der Geometrie des Röntgenstrahls 16 bestimmt. Insbesondere definieren die Mittellinie des Röntgenstrahls 16, die Breite der Kollimator öffnung 56 und die Größe des Fokalpunkts 50 die z-Profile des Röntgenstrahls 16. Die Breite der Kollimatoröffnung 56, die Größe des Fokalpunkts bzw. Brennpunkts 50 und der Ort der Mittellinie können vor einer Abtastung gemessen werden. Bei spielsweise kann der Ort der Mittellinie durch einen z- Positionssensor bestimmt werden. Derartige Werte können auch unter Verwendung bekannter analytischer Modelle genähert wer den. Derartige Werte können dann beispielsweise in dem Compu ter 36 zur Verwendung während einer Abtastung gespeichert werden. Alternativ dazu können die effektiven Erfassungsein richtungsgewinnprofile g_eff(x, z) direkt mittels der Kolli matoröffnung 56 entsprechend sowohl der Umbra als auch Penum bra des Röntgenstrahls 16 gemessen werden.

Die bestimmten effektiven Erfassungseinrichtungsgewinnprofile g_eff(x, z) werden zur Bestimmung und Korrektur eines Fehlers in den Projektionsdaten verwendet. Beispielsweise wird wieder angenommen, daß vier Erfassungseinrichtungen in einem Kanal x in der z-Richtung zur Definition eines Schnitts kombiniert werden. Die Anzahl von kombinierten Erfassungseinrichtungen kann sich natürlich ändern und könnte kleiner oder größer als 4 sein (beispielsweise könnte die Anzahl kombinierter Erfas sungseinrichtungen im allgemeinen durch die Bezeichnung "nz" dargestellt werden). Jede Erfassungseinrichtung weist ein ef fektives Gewinnprofil g_effk auf, wobei k = 1, 2, 3, 4. Die Röntgenstrahlintensität an jeder individuellen Erfassungsein richtung ist I_k, wobei k = 1, 2, 3, 4. Die mit Y bezeichneten gemessenen Daten werden wie folgt modelliert:

Die Gewinn-normalisierten Daten I_m ergeben sich zu:

wobei G der Durchschnittsgewinn der zu betrachtenden Kombina tion ist, d. h.:

Die mit bezeichnete gewünschte Messung ist:

Der Gewinn jeder individuellen Erfassungseinrichtung wird ausgedrückt durch:

g_effk = G + δg_effk (15)

wobei δg_effk der verbleibende Teil von g_effk ist. Die physikali sche Bedeutung von δg_effk ist die Gewinnänderung der Erfas sungseinrichtungen. Unter Verwendung der Gleichung 15 mit Gleichung 12, Faktorisierung von G und unter Bezugnahme auf die Gleichung 14 ergibt sich:

Gleichung 16 betrifft das wahre Signal I, das aus den gemes senen Daten erhaltene Signal I_m und den Fehler aufgrund der Erfassungseinrichtungs-z-Achsen-Gewinnänderung.

Mit der Näherung log(1 + x) ≈ x und I_m ≈ I, kann Gleichung 14 geschrieben werden:

-log(I) ≈ -log (_m) + ΔE (17a)

wobei

Ist das z-Profil des ankommenden Röntgenstrahlflusses I_k be kannt, können die Gleichungen 17a und 17b zur Beseitigung des x-Achsenfehlers verwendet werden. Eine genaue Schätzung von I_k ist zur genauen Beseitigung eines derartigen Fehlers wich tig.

Die Gleichung 17b gilt für jeden Datenpunkt. Somit ergeben sich im ganzen (Nx×Nz) Gleichungen, wobei Nx und Nz jeweils die Anzahl von Datenabtastwerten pro Ansicht entlang der Fä cherstrahlrichtung (der x-Richtung) und entlang der Richtung senkrecht zum Fächerstrahl (der z-Richtung) darstellen. Ob wohl diese Gleichungen gleichzeitig verwendet werden können, werden gemäß einer Ausgestaltung des vorliegenden Algorithmus lediglich die Daten aus der gleichen Erfassungseinrichtungs reihe (dem gleichen z-Ort) zur Lösung der simultanen Glei chungen verknüpft. Insbesondere bezeichnet i den x-Index (den Kanalindex), wobei i = 1, 2, . . . n. Daraus ergeben sich n Gleichungen:

wobei i = 1, . . ., n.

Eine genaue und stabile Lösung kann mittels einer Hochpaßver sion von Gleichung 18 erreicht werden. Ein linearer Hochpaß operator H[f(x)] kann wie folgt definiert werden:

H[f(x)] = f(x) - Lowpass [f(x)] (19)

wobei Lowpass [f(x)] eine Tiefpaßversion von f(x) ist. Bei spielsweise kann ein Mehrpunkt-Impulsspitzen- (Box-Car-)Mittel bzw. -Durchschnitt verwendet werden. Bei An wendung dieses Operators bei Gleichung 18 ergibt sich:

wobei i=1, . . . ,n.

In Gleichung 20 wird angenommen, daß der Teil von I(x_i,z_k)/ (x_i), der das z-Achsen-Problem hervorruft, sich relativ langsam in der x-Richtung ändert, und daher aus dem Hochpaß operator heraus faktorisiert werden kann. Gleichung 20 bildet eine mathematische Grundlage zum Übereinstimmungsvergleich der Erfassungseinrichtungsfingerabdrücke, wie sie durch die Hochpaßgewinne definiert sind, mit dem Fehlerterm.

Über einen gewissen Bereich kann I(x_i,z_k)/(x_i) weiter mit tels einigen Niedrigfrequenz-Basisfunktionen genähert werden. Beispielsweise wird folgendes unter Verwendung einer Energie reihenentwicklung erhalten:

Der c₀(x_i)-Term liefert keinen Beitrag zur z-Achsen-Korrektur und wird daher ignoriert. Somit wird lediglich der lineare Term im Hinblick auf z in dem zweiten Teil von Gleichung 21 zurückbehalten. Unter der Annahme eines Gefälleterms nur in z, kann Gleichung 20 geschrieben werden als:

H[ΔE(x_i)] ≈ H[(3(g_eff4(x_i)-g_eff1(x_i))+(g_eff3(x_i))- g_eff2(x_i)))/G(x_i)]c₁(x_i)Δz (22)

Da der Fehlerterm lediglich von Gewinnänderungen abhängt, be aufschlagt eine fehlerhafte bzw. falsche Gefälleschätzung solche Kanäle nicht mit einem Fehlerterm, die keine Gewinnän derungen aufweisen.

Die Funktion c₁(x_i) kann des weiteren wie folgt entwickelt werden:

Die entsprechenden Koeffizienten können durch Lösung der Gleichungen 20 oder 22 im Sinne der kleinsten Quadrate be stimmt werden.

Obwohl in Gleichung 20 oder 22 H[ΔE(x)] unbekannt ist, kann es geschätzt werden. Beispielsweise kann ein Wert durch die entsprechende Hochpaßversion der Projektionsdaten P(x_i), d. h. H[ΔE(x)] ≈ H[P(x)] angenähert werden, wie es durch Gleichung 17a nahegelegt ist. H[P(x)] enthält nicht nur die Fehler auf grund der Erfassungseinrichtungsgewinnänderung sondern ent hält auch Hochfrequenzen, die zu dem abzubildenden Gegenstand gehören. Zum Erhalten robuster und stabiler Korrekturen soll te eine Schätzung von H[ΔE(x)], die die Hochfrequenzinhalte von dem Gegenstand unter Beibehaltung der Fehler aufgrund der Erfassungseinrichtungsgewinnänderung minimiert, verwendet wer den.

Die folgenden zwei Verfahren können zur Verbesserung der H[ΔE(x)]-Schätzung verwendet werden:

1) c_M bezeichnet den maximalen Wert von c₁(x_i) bei klinischen Anwendungen. Dann folgt aus Gleichungen 20 und 21:
|H[ΔE(x_i)]| ≦ c _Mf(x_i) i = 1, . . ., n (24a)
f(x_i) ist eine Funktion lediglich der Erfassungseinrichtungs gewinneigenschaften und kann vorausberechnet werden. Somit kann die H[ΔE(x)]-Schätzung, die die Gleichung 24a nicht er füllt, wie folgt zugeschnitten werden:
2) Die H[ΔE(x)]-Schätzung aus Gleichung 25 kann über Ansich ten zur weiteren Unterdrückung der Hochfrequenzinhalte gemit telt werden, die zu dem abzubildenden Gegenstand gehören.

Mit der verbesserten Schätzung von H[ΔE(x)] können die ent sprechenden Koeffizienten in Gleichung 23 im Sinn der klein sten Quadrate bestimmt werden. Die Basisfunktionentwicklung arbeitet gut beim Passendmachen eines kleinen Bereichs. Wenn der Anpassungsbereich groß ist, kann er in Unterbereiche un terteilt und getrennt passend gemacht werden. Es kann auch ein Ineinander-Verlaufen-Lassen zur Sicherstellung eines glatten Übergangs zwischen Unterbereichen angewendet werden.

Die Genauigkeit dieses Passendmachens kann durch Berechnung der Korrelationskoeffizienten, die als r bezeichnet sind, be wertet werden. h(r) bezeichnet den Genauigkeitsindex, wobei 0≦h(r)≦1. Je größer der Wert von h(r) ist, desto genauer ist die Anpassung. Somit kann die Endschätzung von I(x_i,z_k)/ (x_i) auf folgende Arten ausgedrückt werden:

wobei S eine Schätzung von I(x_i,z_k)/(x_i) ist, die durch an dere bekannte Verfahren hergeleitet wird. Wenn einmal die Funktion I(x_i,z_k)/(x_i) bestimmt ist, können die Gleichungen 17a und 17b zur Entfernung des z-Achsenfehlers verwendet wer den.

Zur Verringerung der Implementationslast kann es ausreichen, die I(x_i,z_k)/(x_i)-Schätzung einmal alle sieben Ansichten zu aktualisieren. Das Intervall zur Aktualisierung der Simulati on kann durch Versuche bestimmt werden.

In Fig. 6 ist eine Ausgestaltung des vorliegenden Korrek turalgorithmus in dem gestrichelten Kästchen 150 umrissen. Gemäß Fig. 6 kann der Algorithmus nach einer Strahlhärtungs korrektur 152 aber vor der PCAL-Korrektur 154 angewendet wer den und enthält folgende fünf Schritte: 1) Hochpaßfilterung, 2) Zuschneiden, 3) Ansichtmittelung, 4) Gefälleschätzung und 5) Fehlererzeugung. In Fig. 6 bezeichnen j und i die Ansicht- und Kanalindices.

Der erste Schritt der Hochpaßfilterung ist in Gleichung 19 beschrieben. Der zweite Schritt des Zuschneidens ist in Glei chung 25 beschrieben, wobei die Nächst-Obere-Grenzzahl- Funktion cl(x_i) in Gleichung 24a beschrieben ist. Die An sichtmittelung ist der dritte Schritt in Fig. 6.

Der vierte Schritt zur Erzeugung einer Gefälleschätzung ist ein wichtiger Schritt in dem vorliegenden Algorithmus. Die NC Mittelkanäle, bei denen die Korrektur anzuwenden ist, werden in NS Abschnitte unterteilt, wobei ND Kanäle in jedem Ab schnitt vorhanden sind und NL Kanäle zwischen angrenzenden Abschnitten überlappen. Das Gefälle wird abschnittsweise ge schätzt. x_i0 bezeichnet den ersten Kanal in dem I-ten Ab schnitt. mx + I ist die Anzahl von in Gleichung 21 zurückge haltener Terme. Für den I-ten Abschnitt wird eine (mx + 1)× ND Matrix (b_{is, r, 1}) wie folgt definiert:

b_{is, r, 1}=(f(x_i0+1) (l-0,5ND)^r für l=0,. . ., ND-1 und r=0, . . ., mx (27a)

B_{is, 1 r}) bezeichnet die inverse Matrix von (b_{is, r, 1}). (B_{is, l r}) ist eine ND×(mx + 1)-Matrix. Des weiteren sind die Funktio nen F_r(X₁₀₊₁) wie folgt definiert:

F_r(x_i) = K(x₁-x₀) (l-0,5ND)^r (28)

für l = 0, . . ., ND - 1 und r = 0, . . ., mx
wobei K(x₁-x₀) eine Funktion zum Ineinander-Verlaufen-Lassen ist, um eine glatten Übergang von Abschnitt zu Abschnitt si cherzustellen. Ein Beispiel der Ineinander-Verlaufs-Funktion ist wie folgt gegeben:

Mit der Definition von (B_{is, 1, r}) und F_r(X₁) wie vorstehend be schrieben, kann der vierte Schritt wie in Fig. 6 dargestellt ausgeführt werden.

Die Erfassungseinrichtungs-Z-Gefälle-Empfindlichkeitsfunktion DS(s) ist wie folgt definiert:

Daher kann der fünfte Schritt der Fehlererzeugung wie in Fig. 6 dargestellt durchgeführt werden.

Die nächstobere Grenzzahlfunktion cl(x_i), die Gefälleschät zungsmatrix (B_{is, 1, r}) und die Erfassungseinrichtungs-Z- Gefälle-Empfindlichkeit DS(x_i) hängen nur von der Erfassungs einrichtungseigenschaft und der Schnittdicke ab, und können daher während der Erfassungseinrichtungsgewinnbestimmung vor ausberechnet werden. F_r(x₁) wird durch die Parameter ND und NL und mx bestimmt, und kann auch vorausberechnet werden.

Beispielparameter des in Fig. 6 veranschaulichten Algorithmus sind nachstehend aufgelistet.
NC: Anzahl zu korrigierender Kanäle (650),
NS: Anzahl der Abschnitte (14),
ND: Anzahl der Kanäle in jedem Abschnitt (60),
NL: Anzahl überlappender Kanäle zwischen Abschnitten (15),
mx und mz: Anzahl der Terme in der Basisfunktionentwicklung (5, 1),
VA: Anzahl der zu mittelnden Ansichten (0, 15),
NV: Anzahl von Ansichten zwischen zwei angrenzenden Fehlerak tualisierungen (0),
FS: Hp-Filtergröße (3),
C_M: Faktor der Nächstobere-Grenzzahl-Funktion.

Der vorstehend beschriebene Korrekturalgorithmus kann bei ei ner Vielzahl von Erfassungszellen in der z-Richtung verwendet werden. Beispielsweise kann der vorstehend beschriebene Algo rithmus in Verbindung mit einem Zwillingsschnitt-CT-System implementiert sein, einem System mit zwei Reihen von Erfas sungszellen in der z-Richtung. Gleichermaßen kann ein derar tiger Algorithmus in Verbindung mit einem Einzelschnitt-CT- System implementiert sein. Alternativ dazu kann ein derarti ger Algorithmus bei Mehrschnitt-CT-Systemen mit mehr als zwei Reihen von Erfassungszellen in der z-Richtung implementiert werden.

Aus der vorstehenden Beschreibung der Ausführungsbeispiele ist ersichtlich, daß die Aufgaben der Erfindung gelöst wer den. Obwohl die Erfindung ausführlich beschrieben und veran schaulicht wurde, ist es natürlich selbstverständlich, daß dies nur der Veranschaulichung dient und nicht als Einschrän kung der Erfindung verstanden werden kann. Beispielsweise ist das hierin beschriebene CT-System ein System der dritten Ge neration, bei dem sich sowohl die Röntgenstrahlquelle als auch die Erfassungseinrichtung mit dem Faßlager drehen. Die Erfindung kann aber auch bei vielen anderen CT-Systemen, auch bei Systemen der vierten Generation, verwendet werden, bei denen die Erfassungseinrichtung eine stationäre Vollring- Erfassungseinrichtung ist und sich nur die Röntgenstrahlquel le mit dem Faßlager dreht. Die Erfindung kann auch in Verbin dung mit Stopp- und Aufnahme- sowie Wendelabtastungs-CT- Systemen verwendet werden. Außerdem kann der beschriebene Korrekturalgorithmus in Verbindung sowohl mit Einzelschnitt- als auch Mehrschnitt-CT-Systemen verwendet werden. Obwohl bei einer Ausgestaltung beschrieben wurde, daß die Erfindung bei Daten angewendet wird, die der Strahlhärtungskorrektur nach folgen, kann die Erfindung auch an verschiedenen anderen Stellen in der Datenkorrektur/Verarbeitung implementiert wer den.

Erfindungsgemäß werden bei einer Ausgestaltung Fehler auf grund der Änderung von Erfassungszellengewinnen in der z- Richtung korrigiert, die in durch eine Abtastung in einem Computer-Tomographie-System erhaltenen Daten enthalten sind. Das Computer-Tomographie-System enthält eine Röntgenstrahl quelle, die einen Röntgenstrahl von einem Brennpunkt aus durch eine Kollimatoröffnung und in Richtung einer Erfas sungseinrichtung mit einer Vielzahl von Erfassungszellen imi tiert. Die Geometrie des Röntgenstrahls, die Breite der Kol limatoröffnung und die Fokalpunktgröße werden zur Bestimmung des z-Profils des Röntgenstrahls über die Erfassungszellen verwendet. Ein derartiges z-Profil wird zur Identifizierung effektiver Erfassungszellengewinne verwendet. Die identifi zierten effektiven Erfassungszellengewinne werden anstelle der tatsächlichen Erfassungszellengewinne zur Korrektur von Fehlern aufgrund der Änderung von Erfassungszellengewinnen verwendet. Insbesondere werden die identifizierten effektiven Erfassungszellengewinne in einem bekannten Korrekturalgorith mus zur Korrektur von Fehlern verwendet. Ein lokales Mittel in einer x-Richtung tatsächlicher Erfassungszellengewinn-z- Profile wird zur Bestimmung eines nicht rechteckigen Norm- Erfassungseinrichtungs-Gewinn-z-Profils verwendet. Gemäß ei ner Ausgestaltung der Erfindung werden die Daten nach der Korrektur der Bilddaten bezüglich einer Strahlhärtung durch ein Hochpaßfilter zur Entfernung von Daten hindurchgeführt, die relativ langsame Änderungen bzw. Änderungen geringer Fre quenz darstellen. Dann werden die gefilterten Daten zuge schnitten und Ansicht-gemittelt, um Hochfrequenzdateninhalte aufgrund des abzubildenden Gegenstands zu entfernen. Dann wird eine Gefälleschätzung erzeugt. Unter Verwendung der Ge fälleschätzung wird eine Fehlerschätzung erzeugt. Die Fehler schätzung wird dann beispielsweise von den strahlgehärteten korrigierten Daten subtrahiert. Infolgedessen werden Fehler aufgrund der z-Achsen-Gewinnänderung der Erfassungszellen aus dem Projektionsdatenarray entfernt.

Claims

1. Verfahren zur Korrektur von Projektionsdaten bezüg lich eines Erfassungszellengewinnfehlers bei einem Computer- Tomographie-System (10), wobei das System eine Röntgenstrahl quelle zur Projektion eines Röntgenstrahls (16) in Richtung einer Erfassungseinrichtung (18) enthält, die Erfassungsein richtung eine Vielzahl von Erfassungszellen (20) aufweist und die Projektionsdaten aus Ausgangssignalen von den Erfassungs zellen erzeugt werden, gekennzeichnet durch die Schritte:
Bestimmen tatsächlicher Erfassungseinrichtungsgewinnpro file,
Bestimmen effektiver Erfassungseinrichtungsgewinnprofile und
Bestimmen eines Fehlers in Projektionsdaten unter Ver wendung der bestimmten tatsächlichen Erfassungseinrichtungs gewinnprofile und der bestimmten effektiven Erfassungsein richtungsgewinnprofile.

2. Verfahren nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch den Schritt
Bestimmen eines Norm-Erfassungseinrichtungsgewinn profils.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmung eines Norm-Erfassungseinrichtungsgewinnprofils den Schritt
Erhalten eines lokalen Mittels der bestimmten tatsächli chen Erfassungseinrichtungsgewinnprofile aufweist.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmung effektiver Erfassungseinrichtungsgewinn profile den Schritt
Bestimmen eines z-Profils des Röntgenstrahls aufweist.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmung effektive Erfassungseinrichtungsgewinnpro file den Schritt
Multiplizieren des bestimmten z-Profils des Röntgen strahls und der bestimmten tatsächlichen Erfassungseinrich tungsgewinnprofile aufweist.

6. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenstrahlquelle einen Brennpunkt (50) und einen Kollimator (52) enthält und die Bestimmung des z-Profils des Röntgenstrahls die Schritte
Bestimmen einer Breite der Kollimatoröffnung (56),
Bestimmen einer Brennpunktgröße und
Bestimmen einer Fächerstrahlgeometrie aufweist.

7. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmung eines Fehlers in Projektionsdaten die Schritte
Hochpaßfiltern (1) der Daten,
Zuschneiden (2) der hochpaßgefilterten Daten,
Ansichtmitteln (3) der zugeschnittenen Daten,
Erzeugen einer Gefälleschätzung (4) beruhend auf den An sicht-gemittelten Daten und
Identifizieren (5) der Fehlerdaten unter Verwendung der Gefälleschätzung aufweist.

8. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Computer-Tomographie-System ein Einzelschnittsystem ist.

9. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Computer-Tomographie-System ein Mehrschnittsystem ist.

10. Vorrichtung zur Erzeugung eines Tomographiebildes eines Gegenstands (22) aus Projektionsdaten, wobei die Vor richtung eine Röntgenstrahlquelle (14) und eine Erfassungs einrichtung (18) aufweist und die Erfassungseinrichtung eine Vielzahl von Erfassungszellen (20) enthält,
dadurch gekennzeichnet, daß
die Vorrichtung die von den Erfassungszellen erhaltenen Projektionsdaten bezüglich eines Fehlers korrigiert, der sich aus unterschiedlichen individuellen Gewinnen der Zellen er gibt, und eine Einrichtung
zur Bestimmung tatsächlicher Erfassungseinrichtungsge winnprofile,
zur Bestimmung effektiver Erfassungseinrichtungsgewinn profile und
zur Bestimmung eines Fehlers in Projektionsdaten unter Verwendung der bestimmten tatsächlichen Erfassungseinrich tungsgewinnprofile und der bestimmten effektiven Erfassungs einrichtungsgewinnprofile aufweist.

11. Vorrichtung nach Anspruch 10, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zur Bestimmung eines Norm- Erfassungseinrichtungsgewinnprofils.

12. Vorrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeich net, daß die Vorrichtung zur Bestimmung des Norm-Erfassungs einrichtungsgewinnprofils eine Einrichtung zum Erhalten eines lokalen Mittels der bestimmten tatsächlichen Erfassungsein richtungsgewinnprofile aufweist.

13. Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeich net, daß die Vorrichtung zur Bestimmung effektiver Erfas sungseinrichtungsgewinnprofile eine Einrichtung zur Bestim mung eines z-Profils des Röntgenstrahls aufweist.

14. Vorrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeich net, daß die Vorrichtung zur Bestimmung effektiver Erfas sungseinrichtungsgewinnprofile eine Einrichtung zur Multipli kation der bestimmten z-Profile des Röntgenstrahls und der bestimmten tatsächlichen Erfassungseinrichtungsgewinnprofile aufweist.

15. Vorrichtung nach Anspruch 13, gekennzeichnet durch einen Brennpunkt (50) und einen Kollimator (52) mit einer Öffnung (56), wobei die Vorrichtung zur Bestimmung des z- Profils des Röntgenstrahls eine Einrichtung
zur Bestimmung einer Breite der Kollimatoröffnung,
zur Bestimmung einer Brennpunktgröße und
zur Bestimmung einer Fächerstrahlgeometrie aufweist.

16. Vorrichtung nach Anspruch 15, gekennzeichnet durch einen Computer (36) mit einem Speicher (38), wobei zumindest die bestimmte Breite der Kollimatoröffnung in dem Computer speicher gespeichert wird.

17. Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeich net, daß die Erfassungseinrichtung zumindest eine Reihe von Erfassungszellen in einer z-Richtung aufweist.

18. Vorrichtung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeich net, daß die Erfassungseinrichtung zumindest zwei Reihen von Erfassungszellen in der z-Richtung aufweist.