DE19854471A1

DE19854471A1 - Filter für eine Einzelschnitt-Wendelbildrekonstruktion in einem Computer-Tomographie-System

Info

Publication number: DE19854471A1
Application number: DE19854471A
Authority: DE
Inventors: Hui Hu; Yun Shen
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1997-11-26
Filing date: 1998-11-25
Publication date: 1999-05-27
Also published as: IL127122A0; JPH11226003A; IL127122A; CN1218935A; US5963614A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft im allgemeinen eine Compu ter-Tomographie-(CT-)Abbildung und insbesondere eine Bildrekon struktion unter Verwendung von durch ein CT-System bei einer Einzelschnitt-Wendelabtastung erhaltenen Daten.

Zumindest bei einem bekannten Einzelschnitt-CT-Systemaufbau projiziert eine Röntgenstrahlquelle einen fächerförmigen Strahl, der parallel gerichtet ist, daß er in einer X-Y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems liegt, die im allgemeinen als Abbildungsebene bezeichnet wird. Der Röntgenstrahl fällt durch ein abgebildetes Objekt, wie einen Patienten. Nachdem der Strahl durch das Objekt gedämpft wurde, trifft er auf ein Ein- Reihenarray von Strahlungserfassungseinrichtungen. Die Intensi tät der an dem Erfassungsarray empfangenen gedämpften Strahlung hängt von der Dämpfung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab. Jedes Erfassungselement des Arrays erzeugt ein separates elek trisches Signal, das ein Maß der Strahldämpfung am Erfassungs ort ist. Die Dämpfungsmaße von allen Erfassungseinrichtungen werden zur Erzeugung eines Übertragungsprofils separat erfaßt.

Bei bekannten CT-Systemen der dritten Generation drehen sich die Röntgenstrahlquelle und das Erfassungsarray mit einem Faß lager in der Abbildungsebene und um das abzubildende Objekt, so daß sich der Winkel, an dem der Röntgenstrahl das Objekt schneidet, konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgenstrahldämp fungsmaßen, d. h. Projektionsdaten, von dem Erfassungsarray bei einem Faßlagerwinkel wird als "Ansicht" bezeichnet. Eine "Abtastung" des Objekts umfaßt einen Satz von Ansichten bei un terschiedlichen Faßlagerwinkeln während einer Umdrehung der Röntgenstrahlquelle und der Erfassungseinrichtung.

Bei einer axialen Abtastung werden die Projektionsdaten zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet, das einem zweidimensiona len Schnitt durch das Objekt entspricht. Ein Verfahren zur Re konstruktion eines Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten wird in der Technik als gefiltertes Rückprojektionsverfahren bezeichnet. Bei diesem Verfahren werden die Dämpfungsmaße von einer Abtastung in ganze Zahlen, sogenannte CT-Zahlen oder Houns field-Einheiten umgewandelt, die zur Steuerung der Hellig keit eines entsprechenden Bildelements auf einer Kathoden strahlröhrenanzeigeeinrichtung verwendet werden.

Zur Verringerung der Gesamtabtastzeit kann eine Wendelabtastung durchgeführt werden. Zur Durchführung einer Wendelabtastung wird der Patient bewegt, während die Daten für das vorgeschrie bene Volumengebiet erfaßt werden. Ein derartiges System erzeugt eine einzelne Wendel aus einer Fächerstrahlwendelabtastung. Die durch den Fächerstrahl ausgebildete Wendel liefert Projektions daten, aus denen Bilder an jedem vorgeschriebenen Schritt re konstruiert werden können.

Rekonstruktionsalgorithmen für die Wendelabtastung verwenden typischerweise Wendelgewichtungsalgorithmen, die die erhaltenen Daten als Funktion des Ansichtwinkels und des Erfassungska nalindex gewichten. Insbesondere werden die Daten vor der ge filterten Rückprojektion entsprechend einem Wendelgewichtungs faktor gewichtet, der eine Funktion sowohl des Faßlagerwinkels als auch des Erfassungswinkels ist. Obwohl die bekannten Algo rithmen kompakte Schnittprofile erzeugen, können einige erkenn baren Artefakte in dem rekonstruierten Bild erzeugt werden. Des weiteren resultieren diese Algorithmen in einer Erhöhung der Gesamtstrahlungsdosis für den Patienten und/oder des Rauschens in den rekonstruierten Bildern.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren auszugestalten, das einen wählbaren Kompromiß bezüglich des kompakten Schnittprofils für verringerte Artefakte, Rauschen und Patientendosis liefern. Des weiteren sollte ein flexibler Algorithmus ausgestaltet werden, so daß er bei verschiedenen Wendelabständen entweder die gleiche Menge von mAs oder Rauschverringerung oder die gleiche prozentuale Erhöhung der Bildhalbwertsbreite (FWHM) beibehält. Ferner sollte auch ein Algorithmus ausgestaltet werden, der die Durchführung dieser Aufgaben ohne signifikante Erhöhung der Verarbeitungszeit er leichtert.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe in einem CT-System gelöst, das zur Durchführung einer Einzelschnitt-Wendelabtastung konfi guriert ist und einen Projektionsbereich-z-Filteralgorithmus enthält, der einen modifizierten Gewichtungsfaktor erzeugt. Insbesondere wird bei der Erzeugung des modifizierten Gewich tungsfaktors ein Wendelrekonstruktionsalgorithmus- Gewichtungsfaktor in der Ansichtwinkelrichtung verschoben und zur Erzeugung des modifizierten Gewichtungsfaktors gemittelt. Beispiele von Bildrekonstruktionsalgorithmen, die bei der Re konstruktion eines Bildes aus Daten angewendet werden können, die bei einer Wendelabtastung erhalten werden, sind bei Crawford und King, "Computed Tomography Scanning With Simultaneous Patient Translation", Med. Phys. 17(6), 967-982, 1990, be schrieben.

Bei einem Ausführungsbeispiel wird der Wendelgewichtungsfaktor gemäß dem Faßlagerwinkel (β), dem Erfassungswinkel (γ) und ei nem Filterkern (h(i)) entsprechend folgender Gleichung modifi ziert:

wobei
γ der Erfassungswinkel,
β der Faßlagerwinkel,
W(β,γ) der durch den Wendelrekonstruktionsalgorithmus erzeugte ursprüngliche Gewichtungskoeffizient,
Δβ die Verschiebung entlang der Ansichtwinkelrichtung und
h(i) die bei der i-ten verschobenen Version angewendete Gewich tung ist.

Der Filterkern (h(i)) kann wie nachstehend beschrieben zur Aus bildung einer Bildglättung, d. h. zur Verringerung des Rauschens und von Bildartefakten, oder zur Erhöhung der Bildschärfe aus gewählt werden. Der modifizierte Gewichtungsfaktor ist somit eine verschobene und gewichtete Durchschnittsversion des ur sprünglichen Gewichtungsfaktors.

Die Bildhalbwertsbreite (FWHM) kann beruhend auf dem Wendelab stand zur Ausbildung einer konstanten Verringerung des Rau schens eingestellt werden. Die prozentuale Erhöhung von FWHM ist eine Funktion des Wendelabstands, wie es nachstehend näher beschrieben ist. Die Menge der bei der Rekonstruktion eines Bildes verwendeten Projektionsdaten ist unabhängig vom Wen delabstand fest. Alternativ dazu wird eine grob konstante pro zentuale Erhöhung von FWHM aufrechterhalten, während der Betrag der Verringerung von mAs oder des Rauschens sich mit der Erhö hung des Wendelabstands verringert. Bei dieser Alternative ist die bei der Rekonstruktion eines Bildes verwendete Projektions datenmenge auch eine Funktion der Wendelabstände.

Die vorstehend beschriebenen Filter erreichen dies für ver schiedene Wendelabstände: das Filter hält die gleiche Menge bzw. den gleichen Betrag von mAs oder der Rauschverringerung aufrecht, oder hält die gleiche prozentuale Erhöhung von FWHM aufrecht. Diese Filter erleichtern auch die Verringerung von Artefakten und erhöhen die Verarbeitungszeit nicht wesentlich.

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

Fig. 1 eine bildliche Darstellung eines CT-Abbildungssystems,

Fig. 2 ein schematisches Blockschaltbild des in Fig. 1 darge stellten Systems,

Fig. 3 eine graphische Darstellung der prozentualen Erhöhung von FWHM bezüglich des Wendelabstands entsprechend einem Aus führungsbeispiel und

Fig. 4 eine graphische Darstellung des Wendelabstands bezüglich einer prozentualen Verringerung in mAs entsprechend einem ande ren Ausführungsbeispiel.

In den Fig. 1 und 2 ist ein Einzelschnitt-Computer- Tomographie-(CT-)Abbildungssystem 10 gezeigt, das ein Faßlager 12 aufweist, das eine CT-Abtasteinrichtung der dritten Genera tion 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 proji ziert. Das Erfassungsarray 18 wird durch eine Reihe von Erfas sungselementen 20 gebildet, die zusammen die projizierten Rönt genstrahlen erfassen, die durch einen medizinischen Patienten 22 hindurchfallen. Jedes Erfassungselement 20 erzeugt ein elek trisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Rönt genstrahls und somit die Dämpfung des Strahls darstellt, wenn er durch den Patienten 22 hindurchfällt. Während einer Abta stung zur Erfassung von Röntgenstrahlprojektionsdaten drehen sich das Faßlager 12 und die daran angebrachten Komponenten um einen Drehmittelpunkt 24.

Die Drehung des Faßlagers 12 und der Betrieb der Röntgenstrahl quelle 14 werden durch eine Steuereinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 enthält eine Röntgen strahlsteuereinrichtung 28, die die Röntgenstrahlquelle 14 mit Energie und Zeitsignalen versorgt, und eine Faßlagermotorsteu ereinrichtung 30, die die Drehgeschwindigkeit und Position des Faßlagers 12 steuert. Ein Datenerfassungssystem (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet analoge Daten von den Erfassungs elementen 20 ab und wandelt die Daten in digitale Signale zur nachfolgenden Verarbeitung um. Eine Bildrekonstruktionseinrich tung 34 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgen strahldaten von dem Datenerfassungssystem 32 und führt eine Bildrekonstruktion mit hoher Geschwindigkeit durch. Das rekon struierte Bild wird einem Computer 36 als Eingangssignal zuge führt, der das Bild in einer Massenspeichereinrichtung 38 spei chert.

Der Computer 36 empfängt auch Befehle und Abtastparameter von einem Bediener über eine Konsole 40, die eine Tastatur auf weist. Eine assoziierte Anzeigeeinrichtung 32 ermöglicht es dem Bediener, das rekonstruierte Bild und andere Daten von dem Com puter 36 zu überwachen. Die von dem Bediener zugeführten Befeh le und Parameter werden vom Computer 36 zur Ausbildung von Steuersignalen und Informationen für das Datenerfassungssystem 32, die Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 und die Faßlagermo torsteuereinrichtung 30 verwendet. Außerdem bedient der Compu ter 36 eine Tischmotorsteuereinrichtung 44, die einen motori sierten Tisch 46 zur Positionierung des Patienten 22 im Faßla ger 12 steuert. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Abschnitte des Patienten 22 durch eine Faßlageröffnung 48.

Die bekannten Wendelrekonstruktionsalgorithmen können im allge meinen in Wendelextrapolations-(HE-) oder Wendelinterpolations- (HI-)Algorithmen eingeteilt werden. Diese Algorithmen wenden typischerweise einen Gewichtungsfaktor bei den Projektionsdaten zur Rekonstruktion eines Bildes an. Dieser Gewichtungsfaktor beruht im allgemeinen sowohl auf dem Fächerwinkel als auch dem Ansichtwinkel.

Jedes mittels eines Wendelrekonstruktionsalgorithmus erzeugte Bild entspricht, wie es vorstehend beschrieben ist, einem zwei dimensionalen Schnitt durch den Patienten 22. Jedes Bild ent hält typischerweise während nur einer Drehung des Faßlagers 12 erfaßte Projektionsdaten, oder Daten aus 2π. Wie es vorstehend beschrieben ist, können derartige erzeugte Bilder Artefakte und Rauschen insbesondere am Beginn und am Ende einer Drehung d. h. bei β=0 oder β=2π aufweisen.

Die folgende Beschreibung von Filteralgorithmen und der Bild qualität nimmt manchmal insbesondere auf Projektionsdaten Be zug. Die Filteralgorithmen sind allerdings nicht auf die Aus übung in Verbindung mit derartigen Projektionsdaten beschränkt und können auch mit Bilddaten angewendet werden. Des weiteren sind die Algorithmen nicht auf besondere Wendelbildrekonstruk tionsalgorithmen ausgerichtet. Vielmehr können die Filteralgo rithmen in Verbindung mit vielen verschiedenen Arten von Wen delrekonstruktionsalgorithmen verwendet werden. Ferner ist die Filterung bei einem Ausführungsbeispiel im Computer 36 imple mentiert, der beispielsweise in der Massenspeichereinrichtung 38 gespeicherte Daten verarbeitet. Es sind aber auch viele an dere alternative Implementationen möglich.

Bei einem bestimmten Beispiel enthält ein in einem Einschnitt- System mit einer Reihe von Erfassungseinrichtungen bei Projek tionsdaten während einer Rekonstruktion anzuwendender Wendelre konstruktionsalgorithmus einen Gewichtungsfaktor W(β,γ) gemäß jedem Faßlagerwinkel β und Erfassungswinkel γ. Erfindungsgemäß lautet der modifizierte Gewichtungsfaktor W_f(β,γ):

wobei
γ der Erfassungswinkel,
β der Faßlagerwinkel,
W(β,γ) der Gewichtungskoeffizient, angewendet bei oder gemäß einem Wendelrekonstruktionsalgorithmus,
Δβ die Verschiebung entlang der Ansichtwinkelrichtung und
h(i) die bei der i-ten verschobenen Version angewandte Gewich tung ist.

Der modifizierte Gewichtungsfaktor W_f(β,γ) ist eine verschobene und gewichtete Durchschnittsversion der Wendelgewichtungsfunk tion. Die Kernlänge beträgt 2n+1 Terme. In den meisten Fällen reicht n=1 bzw. 3 Terme aus. Der modifizierte Gewichtungsfaktor W_f(β,γ) wird bei den Projektionsdaten zur Erzeugung von bezüg lich z gemittelten Schnitten angewendet. Daten aus mehr als ei ner Umdrehung, d. h. aus mehr als 2π, werden zur Erzeugung der z-gemittelten Schnitte verwendet. Durch die Verwendung von Da ten aus mehr als einer Umdrehung können Diskontinuitäten ohne wesentliche Erhöhung der Schnittbreite geglättet werden.

Bei einer bekannten Einzelschnitt-Wendelrekonstruktion werden die Schnittprofile und das Bildrauschen rekonstruierter Bilder primär durch eine Röntgenstrahlkollimation, die Patientenzu fuhrgeschwindigkeit, das Röntgenröhrenausgangssignal und die Gewichtungsfunktion W(β,γ) bestimmt. Erfindungsgemäß wirkt sich zusätzlich der Filterkern h(i) auch auf die Schnittprofile und das Bildrauschen aus. Ist der Filterkern h(i) gleich (1,1,1), werden die Bildartefakte und das Rauschen verringert, d. h. das Bild wird geglättet. Demnach können durch die Auswahl des Fil terkerns h(i) Kompromisse zwischen dem Schnittprofil und dem Bildrauschen geschlossen werden.

Die Profilbreite des resultierenden z-gemittelten Schnitts be zieht sich sowohl auf das intrinsische Schnittprofil, d. h. das ursprüngliche Schnittprofil ohne eine z-Filterung, als auch auf den Filterkern. Der Bereich des Filterkerns wird durch 2nΔβ dargestellt. Die genaue Form des Profils des resultierenden Schnitts wird auch durch den Kern h(i) beeinflußt. Demnach kann gegenüber bekannten Algorithmen die resultierende Schnittpro filbreite breiter als die intrinsische Schnittprofilbreite sein. Daher wird das Bildrauschen reduziert. Außerdem wird an genommen, daß das für eine zufriedenstellende Bilderzeugung er forderliche Röntgenröhrenausgangssignal verringert werden kann.

Gemäß einem Ausführungsbeispiel wird FWHM beruhend auf dem Wen delabstand zur Ausbildung einer konstanten Verringerung des Rauschens eingestellt. Insbesondere ist die prozentuale Erhö hung von FWHM eine Funktion des Wendelabstands, wie es in Ta belle I dargestellt ist. Die zur Rekonstruktion eines Bildes verwendete Projektionsdatenmenge ist unabhängig vom Wendelab stand fest.

Tabelle I

Die prozentuale Erhöhung von FWHM (relativ zu der der HE- Rekonstruktion des entsprechenden Abstands) ist in der dritten Spalte von Tabelle I aufgelistet und in Fig. 3 als Funktion des Wendelabstands aufgetragen.

Die prozentuale Erhöhung in FWHM steht im Verhältnis zu der FWHM der HE-Rekonstruktion bei dem entsprechenden Wendelabstand und der entsprechenden Kollimation, wie es in Fig. 3 und in Ta belle I gezeigt ist. Beispielsweise wird bei einer 5 mm- Kollimation und bei einer 1 : 1-Wendelabstand-CT eine 37%ige Verringerung von mAs bei einer 10%igen Erweiterung von FWHM (von 5 mm auf 5,5 mm) erreicht. Allerdings wird bei einer 1,5 : 1- Wendelabstand-CT der gleiche Betrag der Verringerung in mAs mit einer 33%igen Erweiterung von FWHM (von 5,45 mm auf 7,25 mm) er reicht. Bei diesem Beispiel werden Projektionsdaten aus einer 1,6-Drehung zur Rekonstruktion eines Bildes unabhängig vom Wen delabstand verwendet.

Gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel wird eine grob konstan te prozentuale Erhöhung von FWHM aufrechterhalten, während sich der Betrag der Verringerung von mAs oder des Rauschens mit der Erhöhung des Wendelabstands verringert. Die zur Rekonstruktion eines Bildes verwendete Projektionsdatenmenge ist auch eine Funktion der Wendelabstände.

Beispielsweise ist die mAs-Verringerung für das Filter zum Auf rechterhalten einer groben 10%igen Erhöhung von FWHM bei einem Wendelabstand von 1 : 3 in der vierten Spalte der Tabelle II auf gelistet und in Fig. 4 als Funktion der Wendelabstände aufge tragen. Die Veränderungen von FWHM und die zur Rekonstruktion eines Bildes erforderliche Projektionsdatenmenge sind auch in der dritten und fünften Spalte der Tabelle II aufgetragen.

Tabelle II

Das Filter ist eine Funktion des Wendelabstands, die durch eine Kurvenanpassung bezüglich eines Satzes vordefinierter Punkte angenähert werden kann. Diese Punkte sind in Tabelle III aufge listet, und die Funktion ist:

Δβ = 2π (a0 + a1 p + a2 p² + a3 p³ + a4 p⁴ + a5 p⁵)

wobei Δβ die Winkelverschiebung, p der Wendelabstand und a ein aus der Kurvenanpassung hergeleiteter Koeffizientensatz ist. Die Werte für a sind in Tabelle IV gegeben. Ein einfacher Drei- Punkt-Kern (h=[1,1,1,]) reicht zur Kurvenanpassung aus. Die zur Rekonstruktion eines Bildes verwendete Projektionsdatanmenge kann als 1+2.Δβ/2π-Drehung berechnet werden, die auch eine Funktion der Wendelabstände darstellt.

Tabelle III

Tabelle IV

α0	0,24922
α1	0,90792
α2	-1,63913
α3	1,034665
α4	-0,28467
α5	0,029039

Die vorstehend beschriebenen Filter liefern für verschiedene Wendelabstände, daß das Filter die gleiche Menge an mAs oder Rauschverringerung aufrechterhält, oder die gleiche prozentuale Erhöhung von FWHM aufrechterhält. Derartige Filter können ohne signifikante Erhöhung der Verarbeitungszeit implementiert wer den.

Erfindungsgemäß sind Filteralgorithmen offenbart, die Kompro misse zwischen einer Schnittprofilerweiterung und der Rausch- und mAs-Verringerung bieten. Bei einem Ausführungsbeispiel wird die Halbwertsbreite beruhend auf dem Wendelabstand zur Ausbil dung einer konstanten Verringerung des Rauschens eingestellt. Die prozentuale Erhöhung der Halbwertsbreite ist eine Funktion des Wendelabstands. Die zur Rekonstruktion eines Bildes verwen dete Projektionsdatenmenge ist unabhängig vom Wendelabstand fest. Bei einem anderen Ausführungsbeispiel wird eine grob kon stante prozentuale Erhöhung der Halbwertsbreite aufrechterhal ten, während der Betrag der Verringerung von mAs oder des Rau schens sich mit der Erhöhung des Wendelabstands verringert. Die zur Rekonstruktion eines Bildes verwendete Projektionsdatenmen ge ist auch eine Funktion der Wendelabstände. Diese Filter er reichen für verschiedene Wendelabstände, daß das Filter den gleichen Betrag der mAs- oder Rauschverringerung aufrechter hält, oder die gleiche prozentuale Erhöhung der Halbwertsbreite aufrechterhält. Diese Filter können ohne signifikante Erhöhung der Verarbeitungszeit implementiert werden.

Claims

1. System (10) zur Erzeugung eines Tomographiebildes eines Objekts (22) unter Verwendung von aus einer einzelnen Erfas sungsreihe bei einer Wendelabtastung erfaßten Daten, mit einer Verarbeitungseinrichtung (36)
zur Erzeugung eines Wendelgewichtungsfaktors,
zur Erzeugung eines modifizierten Gewichtungsfaktors auf der Grundlage des erzeugten Wendelgewichtungsfaktors, wobei der modifizierte Gewichtungsfaktor W_f(β,γ) gegeben ist durch
wobei
γ der Erfassungswinkel,
βder Faßlagerwinkel,
W(β,γ) der Wendelgewichtungskoeffizient,
Δβdie Verschiebung entlang der Ansichtwinkelrichtung und
h(i) die bei der i-ten verschobenen Version angewendete Gewich tung ist, und
wobei eine im wesentlichen konstante Verringerung des Rau schens ausgebildet wird und die Bildhalbwertsbreite eine Funk tion des Wendelabstands ist, und
zur Anwendung des modifizierten Gewichtungsfaktors bei den Daten.

2. System nach Anspruch 1, wobei der modifizierte Gewich tungsfaktor bei Projektionsdaten angewendet wird.

3. System nach Anspruch 1, wobei der modifizierte Gewich tungsfaktor bei Bilddaten angewendet wird.

4. System (10) zur Erzeugung eines Tomographiebildes eines Objekts (22) unter Verwendung von aus einer einzelnen Erfas sungsreihe bei einer Wendelabtastung erfaßten Daten, mit einer Verarbeitungseinrichtung (36)
zur Erzeugung eines Wendelgewichtungsfaktors,
zur Erzeugung eines modifizierten Gewichtungsfaktors auf der Grundlage des erzeugten Wendelgewichtungsfaktors, wobei der modifizierte Gewichtungsfaktor W_f(β,γ) gegeben ist durch
wobei
γ der Erfassungswinkel,
βder Faßlagerwinkel,
W(β,γ) der Wendelgewichtungskoeffizient,
Δβdie Verschiebung entlang der Ansichtwinkelrichtung und
h(i) die bei der i-ten verschobenen Version angewendete Gewich tung ist, und
wobei eine konstante prozentuale Erhöhung der Bildhalb wertsbreite aufrechterhalten wird und sich ein Betrag der Rauschverringerung mit der Erhöhung des Wendelabstands verrin gert und
zur Anwendung des modifizierten Gewichtungsfaktors bei den Daten.

5. System nach Anspruch 4, wobei eine zur Rekonstruktion eines Bildes verwendete Projektionsdatenmenge eine Funktion des Wendelabstands ist.

6. System nach Anspruch 4, wobei eine konstante prozentua le Erhöhung der Bildhalbwertsbreite durch Anpassung eines Fil ters als Funktion des Wendelabstands aufrechterhalten wird, wo bei die Funktion gegeben ist durch:
Δβ = 2π (a0 + a1 p + a2 p² + a3 p³ + a4 p⁴ + a5 p⁵)
wobei Δβ die Winkelverschiebung, p der Wendelabstand und a ein aus einer Kurvenanpassung hergeleiteter Koeffizientensatz ist.

7. System nach Anspruch 4, wobei der modifizierte Gewich tungsfaktor bei Projektionsdaten angewendet wird.

8. System nach Anspruch 4, wobei der modifizierte Gewich tungsfaktor bei Bilddaten angewendet wird.