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1. WO2003024332 - PROCEDE ET DISPOSITIF MEDICAL CONÇU POUR METTRE EN OEUVRE CE PROCEDE

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[ DE ]

Beschreibung

Verfahren und zur Durchführung dieses Verfahrens ausgebildete medizinische Einrichtung

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Restauration eines Signals eines defekten Kanals eines eine Vielzahl von Kanälen aufweisenden Strahlendetektors, mittels dessen Projektionen aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen aufgenommen wer-den und dessen Kanäle jeweils ein Detektorelement mit nachgeschalteter Kanalelektronik aufweisen. Die Erfindung betrifft außerdem eine zur Durchführung dieses Verfahrens ausgebildete medizinische Einrichtung, insbesondere ein CT (Computertomo-graphie) -Gerät .

Die Computertomographie dient z.B. in der medizinischen Diagnostik dazu, überlagerungsfreie Schichtbilder zu erzeugen. Diese Schichtbilder werden im Falle der Röntgen-Computertomo-graphie mit Hilfe eines Computers aus Daten berechnet, die während eines kreis- oder spiralförmigen Umlaufs einer Röntgenröhre und eines geeigneten Detektors um den Patienten aufgezeichnet werden (siehe Kalender, W. A. : Computertomographie. Grundlagen, Gerätetechnologie, Bildqualität, Anwendungen. Publicis MCD Verlag, München, 2000) . Ziel ist, Schicht-bilder in möglichst kurzer Zeit zu erhalten.

Herkömmliche CT-Geräte mit einem sog. Einzeilendetektor, d.h. einem Detektor, der eine einzige Detektorzeile, d.h. zeilenartige Anordnung von Detektorelementen, aufweist, sind auf-grund ihrer zu geringen Datenerfassungsrate nicht in der Lage, den wachsenden klinischen Anforderungen (hochauflösende Aufnahme kompletter Organe in einer Atempause, großvolu ige Gefäßdarstellungen, räumliche Darstellungen anatomischer Strukturen mit isotroper und hoher Auflösung) gerecht zu wer-den.

Zwar könnte die Datenerfassungsrate durch eine Verringerung der Umlaufzeit von Röntgenröhre und Detektor erhöht werden, jedoch stößt man dabei bald an mechanische Grenzen. Um dennoch eine weitere Erhöhung der Datenerfassungsrate zu ermöglichen, wurden in jüngster Zeit CT-Geräte mit sog. Mehrzeilendetektor, d.h. einem Detektor, der mehrere Zeilen, z.B. 4 Zeilen, von Detektorelementen aufweist, entwickelt (siehe Kalender a.a.O.).

Eine weiter erhöhte Datenerfassungsrate durch sog. Flächendetektoren, d.h. Mehrzeilendetektoren mit hoher Zeilenzahl (beispielsweise 64 Detektorzeilen) wird angestrebt und ist Gegenstand der aktuellen Entwicklung.

Ist ein Detektorkanal fehlerhaft oder gänzlich defekt, führt dessen verfälschtes oder fehlendes Signal zu Inkonsistenzen in der Gesamtdatenmenge, die sich nachteilig auf die Qualität der rekonstruierten Schichtbilder auswirken: Je nach Zahl der betroffenen Kanäle und Art des Fehlers erscheinen ring- bis linienförmige Artefakte, die Strukturen im untersuchten Objekt überdecken und damit günstigstenfalls vom Betrachter lediglich als störend empfunden werden, häufig aber die Diagnose nachteilig beeinflussen oder ganz unmöglich machen.

In Fig. la ist ein mit einem CT-Gerät mit völlig intaktem Detektor aufgenommenes Schichtbild des Schulterbereichs eines menschlichen Patienten dargestellt. Sind beispielsweise 64 von 2688 Kanälen des Detektors defekt, so erhält man für den Fall, dass die defekten Kanäle unabhängig von der tatsächlich auf dem entsprechenden Detektorelement auftreffenden Zahl von Röntgenquanten jeweils eine konstante Signalhöhe aufweisen, ein gemäß Fig. lb stark artefaktbehaftetes Schichtbild. Der Einfachheit halber wird im Folgenden unabhängig davon, ob ein Kanal gänzlich defekt ist oder nur fehlerhaft arbeitet, stets von einem defekten Kanal gesprochen.

Ursache für einen defekten Kanal können sowohl Defekte im ei-gentlichen Detektorelement selbst, als auch Defekte in der nachgeschalteten Signalverarbeitungselektronik sein. Behoben werden kann ein Defekt daher durch Austausch des betreffenden Detektorelementes und/oder des betreffenden Teils der Signalverarbeitungselektronik. Ein solcher Austausch ist jedoch zeit- und kostenintensiv.

Es sind deshalb Verfahren entwickelt worden, die es ermöglichen, die Signale defekter Kanäle zu restaurieren, um so auf einen Austausch verzichten oder diesen wenigstens so weit hinauszögern zu können, dass keine Unterbrechung des Betriebs des CT-Geräts erforderlich ist. Bei Anwendung eines aus der DE 199 21 763 AI bekannten Korrekturverfahrens erhält man statt des Schichtbildes gemäß Fig. lb das Schichtbild gemäß Fig. lc, das zwar deutlich artefaktärmer, aber bei weitem nicht artefaktfrei ist.

Bei Mehrzeilendetektoren mit N Zeilen beträgt die Anzahl der Kanäle das N-fache der Anzahl der bei einem Einzeilendetektor vorhandenen Kanäle. Bei Mehrzeilendetektoren, insbesondere aber bei Flächendetektoren steigt somit die Wahrscheinlichkeit für einen Defekt gegenüber einem Einzeilendetektor um mindestens das N-fache. Der wirtschaftliche Einsatz von Mehrzeilen- und Flächendetektoren ist daher wegen der hohen Wahrscheinlichkeit, häufig Detektorelemente oder Teile der Sig-nalverarbeitungselektronik austauschen zu müssen, in Frage gestellt .

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die Voraussetzungen für einen praktischen und ökonomischen Einsatz von Mehrzei-len- und Flächendetektoren dadurch zu schaffen, dass ein für solche Detektoren geeignetes Verfahren zur Restauration des Signals eines defekten Kanals und eine medizinische Einrichtung zur Durchführung eines solchen Verfahrens angegeben wird.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe mit den Merkmalen des Patentanspruches 1 bzw. 10 gelöst.

Demnach wird ein zu restaurierendes Signal aus den Nachbar-Signalen der jeweils aktuellen sowie wenigstens einer weiteren Projektion restauriert.

Da auch auf Signale wenigstens einer weiteren Projektion zurückgegriffen wird, wird eine besonders realitätsgetreue Res-tauration erreicht, mit der Folge, dass in der Regel weder nachteilige Einflüsse für die Diagnose entstehen, noch vom Betrachter als störend oder irritierend empfundene Artefakte in dem unter Heranziehung der restaurierten Signale ermittelten Schichtbild sichtbar sind, und zwar ohne dass ein Aus-tausch des oder der defekten Kanäle erforderlich ist. Da das Verfahren auf bereits vorliegende Signale zugreift, arbeitet es schnell genug, um auch bei hohen Datenerfassungsraten oder geringen Umlaufzeiten von Röntgenröhre und Detektor zum Einsatz kommen zu können.

Wie aus Fig. ld ersichtlich ist, die ein mit Hilfe des erfindungsgemäßen Verfahrens aus den gleichen Signalen wie bei Fig. lb gewonnenes Schichtbild zeigt, treten durch fehlerhafte oder verfälschte Signale hervorgerufene Fehler im rekon-struierten Schichtbild tatsächlich nicht mehr in Erscheinung, d.h. das erfindungsgemäße Verfahren liefert in der Tat praktisch artefaktfreie Schichtbilder.

Besonders vorteilhaft ist es, gemäß einer Variante der Erfin-dng zur Restauration die Daten einer sogenannten Achter- Nachbarschaft derjenigen Projektion, in der das Signal zu rekonstruieren ist (im folgenden aktuelle Projektion genannt) und die Daten der Achter-Nachbarschaft der der aktuellen Projektion zeitlich direkt vorhergehenden Projektion (im Folgen-den vorhergehende Projektion genannt) zu verwenden.

Im Rahmen der Erfindung können auch Verfahren angewendet werden, die Daten erweiterter Nachbarschaften, beispielsweise von Vierundzwanziger-Nachbarschaften, verwenden und/oder un-ter zusätzlicher Hinzunahme von Daten von Projektionen arbeiten, die zeitlich vor der vorhergehenden Projektion oder zeitlich nach der aktuellen Projektion liegen.

Des weiteren kann die Erfindung auch bei Geräten Anwendung finden, deren Detektorsystem relativ zu dem Untersuchungsobjekt nicht auf einer kreis- oder spiralförmigen Bahn um ein Drehzentrum rotiert, sondern sich entlang einer andersgearteten Trajektorie bewegt.

Die Begriffe "aktuelle Projektion", "(zeitlich direkt) vorhergehende Projektion" und "(zeitlich) benachbarte Projektion" werden im Hinblick auf den Umstand verwendet, dass die Projektionen zeitlich aufeinanderfolgend aufgenommen werden, so dass ein den Projektionen entsprechender Datenstrom ent-steht. - Demnach sind benachbarte Projektionen solche Projektionen, die in einer solchen zeitlichen - und natürlich auch örtlichen - Relation zur aktuelle Projektion stehen, dass die in ihnen enthaltenen Daten zur Restauration des Signals eines defekten Kanals bezüglich der aktuellen Projektion geeignet sind. Benachbarte Projektionen können wie erwähnt zeitlich nach der aktuellen Projektion, aber auch vor der (direkt) vorhergehenden Projektion liegen.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von in den beigefügten schematischen Zeichnungen dargestellten Ausführungsbeispielen erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 Schichtbilder des Schulterbereichs eines menschlichen Patienten, wobei Fig. la ein fehlerfreies
Schichtbild, Fig. lb das gleiche mit einem mehrere defekte Kanäle aufweisenden Detektorsystem aufgenommene und daher artef ktbehaftete Schichtbild,
Fig. lc ein mit Hilfe eines bekannten Korrekturverfahrens aus den gleichen Signalen wie bei Fig. lb
gewonnenes Schichtbild und Fig. Id ein mit Hilfe
des erfindungsgemäßen Verfahrens aus den gleichen
Signalen wie bei Fig. lb gewonnenes Schichtbild
ist,

Fig. 2 und 3 in prinzipieller Darstellung eine Einrichtung
zur Anwendung des Verfahrens nach der Erfindung,

Fig. 4 die dem erfindungsgemäßen Verfahren zugrundeliegenden geometrischen Verhältnisse, und

Fig. 5 bis 7 die für das Verfahren herangezogenen Signale
der beiden verwendeten Projektionen und den
Ξntstehungsort dieser Signale.

In den Fig. 2 und 3 ist ein zur Durchführung des erfindungs-dungsgemäßen Verfahrens geeignetes CT-Gerät der 3. Generation dargestellt. Dessen insgesamt mit 1 bezeichnete Messanordnung weist eine insgesamt mit 2 bezeichnete Röntgenstrahlenquelle mit einer dieser vorgelagerten quellennahen Strahlenblende 3 (Fig. 3) und ein als flächenhaftes Array von mehreren Zeilen und Spalten von Detektorelementen - eines von diesen ist in Fig. 2 mit DA-,,, bezeichnet - ausgebildetes Detektorsystem 5 mit einer diesem vorgelagerten detektornahen Strahlenblende 6 (Fig. 3) auf. In Fig. 2 sind der Übersichtlichkeit halber nur acht Zeilen von Detektorelementen D^„ dargestellt, das
Detektorsystem 5 kann jedoch, was in der Fig. 3 punktiert angedeutet ist, weitere Zeilen von Detektorelementen Ok,n aufweisen.

Die Röntgenstrahlenquelle 2 mit der Strahlenblende 3 einerseits und das Detektorsystem 5 mit der Strahlenblende 6 andererseits sind in aus der Fig. 3 ersichtlicher Weise an einem Drehrahmen 7 einander derart gegenüberliegend angebracht, dass ein im Betrieb des CT-Geräts von der Röntgenstrahlenquelle 2 ausgehendes, durch die einstellbare Strahlenblende 3 eingeblendetes, pyramidenförmiges Röntgenstrahlenbündel, dessen Randstrahlen mit RS bezeichnet sind, auf das Detektorsys-tem 5 auftrifft. Dabei ist die Strahlenblende 6 dem mittels der Strahlenblende 3 eingestellten Querschnitt des Röntgenstrahlenbündels entsprechend so eingestellt, dass nur derjenige Bereich des Detektorsystems 5 freigegeben ist, der von dem Röntgenstrahlenbündel unmittelbar getroffen werden kann. Dies sind in dem in den Fig. 2 und 3 veranschaulichten Betriebsmodus acht Zeilen von Detektorelementen D*,«, die im Folgenden als aktive Zeilen bezeichnet werden. Die weiteren punktiert angedeuteten Zeilen sind von der Strahlenblende 6 abgedeckt und daher nicht aktiv. Jede Zeile von Detektorele-menten Ok,n weist eine Anzahl K von Detektorelementen auf

(z.B. K- 612) , wobei k - 1 bis K der sogenannte Kanalindex ist. Die aktiven Zeilen L„ von Detektorelementen D^„ sind in Fig. 3 mit Li bis ΛΓ bezeichnet, wobei n = l bis N der Zeilenindex ist .

Bei dem Detektorelement D2 , handelt es sich also um das Detektorelement des Kanals Är=244 der 7. Detektorzeile (n = l) .

Das Röntgenstrahlenbündel weist den in Fig. 2 und 3 eingetra-genen Kegelwinkel ß auf, bei dem es sich um den Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in einer die Systemachse Z und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt. Der Fächerwinkel φ des Röntgenstrahlenbündels, bei dem es sich um den Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels in einer rechtwinklig zur Systemachse Z angeordneten und den Fokus F enthaltenden Ebene handelt, ist in Fig. 2 eingetragen.

Der Drehrahmen 7 kann mittels einer Antriebseinrichtung 22 um die Systemachse Z in Rotation versetzt werden. Die Systemachse Z verläuft parallel zu der z-Achse eines in Fig. 2 dargestellten räumlichen rechtwinkligen Koordinatensystems.

Die Spalten des Detektorsystems 5 verlaufen ebenfalls in Richtung der z-Achse, während die Zeilen, deren Breite b in Richtung der z-Achse gemessen wird und beispielsweise 1 mm beträgt, quer zu der Systemachse Z bzw. der z-Achse verlau-fen.

Um ein Untersuchungsobjekt, z.B. einen Patienten P, in den Strahlengang des Röntgenstrahlenbündels bringen zu können, ist eine Lagerungsvorrichtung 9 vorgesehen, die parallel zu der Systemachse Z, also in Richtung der z-Achse verschiebbar ist, und zwar derart, dass eine Synchronisation zwischen der Rotationsbewegung des Drehrahmens 7 und der Translationsbewegung der Lagerungsvorrichtung in dem Sinne vorliegt, dass das Verhältnis von Translations- zu Rotationsgeschwindigkeit kon-stant ist, wobei dieses Verhältnis einstellbar ist, indem ein gewünschter Wert für den Vorschub h der LagerungsVorrichtung pro Umdrehung des Drehrahmens gewählt wird.

Es kann also ein Volumen eines auf der Lagerungsvorrichtung 9 befindlichen Untersuchungsobjekts im Zuge einer Volumenabtastung untersucht werden, wobei die Volumenabtastung in Form einer Spiralabtastung in dem Sinne vorgenommen werden kann, dass unter gleichzeitiger Rotation der Messeinheit 1 und Translation der Lagerungsvorrichtung 9 mittels der Messein-heit pro Umlauf der Messeinheit 1 eine Vielzahl von Projektionen aus verschiedenen Projektionsrichtungen aufgenommen wird. Bei der Spiralabtastung bewegt sich der Fokus F der Röntgenstrahlenquelle relativ zu der LagerungsVorrichtung 9 auf einer in Fig. 2 mit S bezeichneten Spiralbahn.

Die während der Spiralabtastung aus den Detektorelementen jeder aktiven Zeile des Detektorsystems 5 parallel ausgelesenen, den einzelnen Projektionen entsprechenden Messdaten werden in einer vorzugsweise auf dem Drehrahmen 7 angeordneten Datenaufbereitungseinheit 10 einer Analog/Digital-Wandlung unterzogen, serialisiert und an einen Bildrechner 11 übertra-gen. Die Datenaufbereitungseinheit 10 enthält in nicht dargestellter Weise für jedes der Detektorelemente eine diesem nachgeschaltete, auch als Kanalelektronik bezeichnete Signalverarbeitungselektronik .

Alternativ zu einer Spiralabtastung kann auch der Vorschub h = 0 eingestellt werden, mit der Folge, dass sich der Fokus F auf einer Kreisbahn bewegt. Diese Betriebsart wird meist als Tomogrammabtastung bezeichnet. Auch im Falle einer Tomogrammabtastung wird pro Umlauf der Messeinheit 1 eine Vielzahl von Projektionen aus verschiedenen Projektionsrichtungen aufgenommen .

Nach einer Vorverarbeitung der Messdaten, d.h. der Projektionen, in einer Vorverarbeitungseinheit 12 des Bildrechners 11 gelangt der resultierende Datenstrom zu einer Rekonstruktionseinheit 13, die aus den Messdaten CT-Bilder von gewünschten Schichten des Untersuchungsob ekts rekonstruiert, und zwar im Falle einer Spiralabtastung nach einem an sich bekannten Verfahren der Spiralinterpolation (z.B. 180LI- oder 360LI-Interpolation) und im Falle einer Tomogrammabtastung nach einem ebenfalls an sich bekannten Verfahren.

Die CT-Bilder setzen sich aus matrixartig angeordneten Pixeln zusammen, wobei die Pixel der jeweiligen Bildfläche zugeord-net sind, jedem Pixel eine CT-Zahl in Hounsfield Units (HU) zugeordnet ist und die einzelnen Pixel entsprechend einer CT- Zahl/GrauwertSkala in einem ihrer jeweiligen CT-Zahl entsprechenden Grauwert dargestellt werden.

Die von der Schichtbildrekonstruktionseinheit 13 aus den Pro-jektionen rekonstruierten Schichtbilder werden auf einer an den Bildrechner 11 angeschlossenen Anzeigeeinheit 16, z.B. einem Monitor, dargestellt.

Da das CT-Gerät gemäß den Fig. 2 und 3 zur Ausführung eines noch im Einzelnen zu beschreibenden erfindungsgemäßen Verfahrens zur Restauration der Signale defekter Kanäle des Detektorsystems 5 ausgebildet ist, weist der Bildrechner außerdem eine Signalrestaurationseinrichtung 14 und einen dieser zugeordneten Zwischenspeicher 15 auf.

Die Röntgenstrahlenquelle 2, beispielsweise eine Röntgenröhre, wird von einer Generatoreinheit 17 mit den notwendigen Spannungen und Strömen, beispielsweise der Röhrenspannung U, versorgt. Um diese auf die jeweils notwendigen Werte einstel-len zu können, ist der Generatoreinheit 17 eine Steuereinheit 18 mit Tastatur 19 zugeordnet, die die notwendigen Einstellungen gestattet.

Auch die sonstige Bedienung und Steuerung des CT-Gerätes er-folgt mittels der Steuereinheit 18 und der Tastatur 19, was dadurch veranschaulicht ist, dass die Steuereinheit 18 mit dem Bildrechner 11 verbunden ist.

Unter anderem kann die Anzahl N der aktiven Zeilen von De-tektorelementen Ok,n und damit die Position der Strahlenblenden 3 und 6 eingestellt werden, wozu die Steuereinheit 18 mit den Strahlenblenden 3 und 6 zugeordneten Verstelleinheiten 20 und 21 verbunden ist. Weiter kann die Rotationszeit τ eingestellt werden, die der Drehrahmen 7 für eine vollständige Umdrehung benötigt, was dadurch veranschaulicht ist, dass die dem Drehrahmen 7 zugeordnete Antriebseinheit 22 mit der Steuereinheit 18 verbunden ist.

Im Falle des Defekts eines oder mehrerer der Kanäle des Detektorsystems 5 - der Defekt kann durch das jeweilige Detektorelement selbst und/oder die diesem nachgeschaltete Kanal-elektronik bedingt sein - wird das Signal jedes defekten Kanals auf Basis des erfindungsgemäßen Verfahrens restauriert.

Dazu wird in einer einer ersten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens entsprechenden ersten Betriebsart während der Aufnahme der jeweils aktuellen Projektion das entsprechend dem jeweils vorliegenden Defekt in der aktuellen Projektion gänzlich fehlende oder verfälschte Signal des defekten Kanals auf Basis von in dem Zwischenspeicher 15 abgelegten Signalen der dem defekten Kanal benachbarten Kanäle der direkt vorher-gehenden Projektion und den Signalen der entsprechenden Kanäle der aktuellen Projektion restauriert. Dies geschieht in der Signalrestaurationseinrichtung 14.

Die Restauration der Signale des defekten Kanals erfolgt in der ersten Betriebsart auf Basis der Signale einer Achter-Nachbarschaft ( =8) von dem defekten Kanal D unmittelbar benachbarten Kanälen. Diese Kanäle sind in Fig. 5 der Einfachheit halber nur mit 1 bis 8 bezeichnet, wobei der defekte Kanal mit D bezeichnet ist. Dabei handelt es sich bei den Kanälen 4 und 5 um Kanäle, die zu der gleichen Detektorzeile wie der defekte Kanal D gehören. Die Kanäle 6 bis 8 gehören zu der in z-Richtung unmittelbar vor der den defekten Kanal D enthaltenden Detektorzeile befindlichen Detektorzeile, während die Kanäle 1 bis 3 zu der in z-Richtung unmittelbar nach der den defekten Kanal D enthaltenden Detektorzeile angeordneten Detektorzeile gehören. Befindet sich also der defekte Kanal in der Detektorzeile L3, so liegen die Kanäle 4 und 5 ebenfalls in der Detektorzeile L3, die Kanäle 6 bis 8 in der Detektorzeile L2 und die Kanäle 1 bis 3 in der Detektorzeile L4- Bei der Aufnahme der aktuellen Projektion, in der gemäß
Fig. 4 der Fokus die Position Fa und der Detektor die Position 5a einnehmen, liefern die Kanäle der Achter-Nachbarschaft des defekten Kanals D wie im linken Teil der Fig. 5 angedeu-tet die Signale sal bis sa8. Die Randstrahlen für die aktuelle Projektion sind in der Fig. 4 für das Röntgenstrahlenbündel insgesamt mit RSa und für das die Achter-Nachbarschaft des defekten Kanals D treffende Teil-Röntgenstrahlenbündel mit sa4 und sa5 bezeichnet. Das von dem Röntgenstrahlenbündel erfasste kreisförmige Messfeld ist in Fig. 4 mit MF bezeichnet.

Bei der Aufnahme der der aktuellen Proj ektion direkt vorangehenden Projektion nahmen der Fokus und der Detektor die in Fig. 4 mit Fv und 5V bezeichneten Positionen ein, wobei die zugehörigen Randstrahlen des Röntgenstrahlenbündels mit RSV und die zugehörigen Randstrahlen des Teil-Röntgen-strahlenbündels sv4 und sv5 bezeichnet sind. Die bei der Aufnahme der der aktuellen Projektion direkt vorhergehenden Pro-j ektion auftretenden Ausgangssignale der Achter-Nachbarschaft des defekten Kanals D sind im rechten Teil der Fig. 5 mit svl bis sv8 bezeichnet. Diese Signale sind wie erwähnt in dem Zwischenspeicher 15 gespeichert.

Auf Grundlage der Signals sal bis sa8 und svl bis sv8 erfolgt die Restauration des Signals Dr des defekten Kanals für die aktuelle Projektion folgendermaßen:

Aus den Signalen dieser Kanäle berechnet die Signalrestaura-tionseinrichtung 14 in einem ersten Restaurationsschritt einen vorläufigen Korrekturwert v über

v = 0.25• (sa4 + sa5 + sv4 + sv5)

Um den Einfluss sich senkrecht zur Bildebene (Zeichenebene in Fig. 4) ändernder Objektstrukturen zu erfassen, berechnet die Signalrestaurationseinrichtung 14 für die Detektorzeilen oberhalb und unterhalb der den defekten Kanal enthaltenden Zeile analog vorläufige Korrekturwerte o und u :

o - 0.25 • (sal + sa3+ svl + sv3)

= 0.25 • (sa6 + sa8 + sv6 + svS)

Das restaurierte Signal Dr berechnet die Signalrestaurations-einrichtung 14 aus den vorläufigen Korrekturwerten v, o und u bevorzugt über

Dr = v - 0.5 (o - sal + u — sal)

oder aber auch über

Dr = v - 0.5 - [(sa2/o) + (sal/u)) .

In der vorstehend für eine aktuelle Projektion beschriebenen Weise wird während des Abtastvorgangs für alle aufgenommenen Projektionen vorgegangen, so dass ein hinsichtlich der Signale des defekten Kanals korrigierter Datenstrom entsteht, auf den die Schichtbildrekonstruktionseinheit 13 zur Rekonstruktion der Schichtbilder zugreift. D.h. die Schichtbilder werden von der Schichtbildrekonstruktionseinheit 13 auf Basis der die jeweils restaurierten Signale des defekten Kanals enthaltenden Projektionen rekonstruiert und wie erwähnt auf der Anzeigeeinheit 16 zur Darstellung gebracht. Dabei wird in der beschriebenen Weise vorgegangen, unabhängig davon, ob eine Spiral- oder eine Tomogrammabtastung durchgeführt wird.

Wie anhand der Fig. 4 deutlich wird, bewegen sich die Rönt-genstrahlenquelle 1 und das Detektorsystem 5 gemeinsam auf einer spiral- bzw. kreisförmigen Trajektorie um die in Fig. 4 senkrecht zu der Zeichenebene stehende Systemachse Z, wobei die Signale der einzelnen Projektionen jeweils in zu der direkt vorhergehenden Projektion unterschiedlicher Winkelstel- lung der Verbindungslinie von Fokus F und Mitte des Detektors 5 erfasst werden.

Von dieser Weiterbewegung des Fokus F und des Detektorsystems 5 von Projektion zu Projektion macht das erfindungsgemäße Verfahren Gebrauch. Diese Weiterbewegung und die Verwendung von Signalen aus der Nachbarschaft des defekten Kanals der jeweils aktuellen und der jeweils direkt vorhergehenden Projektion ermöglichen nämlich erst die Restauration, d.h. Ap-proximation, des Signals des defekten Kanals durch Mittelwerte aus Nachbarssignalen in der beschriebenen Weise, die sicherstellt, dass der den NachbarSignalen zugrundeliegende Strahlenweg durch das zu untersuchende Objekt im Mittel möglichst wenig von dem zu dem defekten Kanal D gehörigen Strah-lenweg abweicht. Jeder aus dem Strahlenweg der Röntgenstrahlung von dem Fokus F zu dem defekten Kanal resultierende Beitrag zur Schwächung der Anfangsintensität der von dem Fokus F ausgehenden Röntgenstrahlung wird daher durch Beiträge der zur Mittelwertbildung herangezogenen Signale der Kanäle aus der Nachbarschaft des defekten Kanals D besonders gut approximiert. Basis ist dabei die Auswahl derjenigen Nachbarkanäle eines defekten Kanals, die sich in derselben Detektorzeile befinden und bei denen der mittlere Abstand der Verbindungslinie vom Ort des Röhrenfokus zum Zeitpunkt der Aufnahme der Projektion zur Mitte des Kanals von der Verbindungslinie vom Ort des Röhrenfokus zum defekten Kanal der aktuellen Projektion am kleinsten ist.

Somit wird insgesamt eine möglichst genaue Approximation be-wirkt. Eine auch nur annähernd ähnlich genaue Approximation wäre ohne die Ausnutzung der beschriebenen Weiterbewegung bzw. ohne die Verwendung von Signalen aus der aktuellen und zumindest einer weiteren Projektion, im Falle der beschriebenen Betriebsart der direkt vorhergehenden Projektion nicht, möglich.

Bei der gezeigten Restaurationsvariante wird also die Existenz von unverfälschten Signalen der Kanäle der Achternachbarschaft des defekten Kanals vorausgesetzt.

In der ersten Betriebsart kann der Zwischenspeicher 15 sehr klein sein, da immer nur die Daten der jeweils vorhergehenden Projektion vorhanden sein müssen und nach der Korrektur der Daten der aktuellen Projektion mit diesen überschrieben werden können, da diese Daten für die Korrektur der nächsten (aktuellen) Projektion ihrerseits die Daten der vorhergehenden Projektion darstellen.

Im Falle einer mittels der Tastatur 19 wählbaren alternativen zweiten Betriebsart findet eine Variante der Erfindung Anwen-düng, bei der die Restauration des Signals des defekten Kanals analog zur ersten Betriebsart erfolgt, jedoch gemäß Fig. 6 unter Verwendung dreier zeitlich benachbarter Projektionen. Diese Variante lässt sich zur Restauration von Signalen defekter Kanäle der zeitlich gesehen mittleren Projektion an-wenden. Es werden dann also zusätzlich die Signale sfl bis sf8 berücksichtigt.

Es sind wieder jeweils für v, o und u Mittelwerte über die entsprechenden sechs Signale der jeweiligen Detektorzeile zu bilden.

Den vorläufigen Korrekturwert v berechnet die Signalrestaurationseinrichtung 14 über

v = —• (sa4 + sa5 + sv4 + sv5 + sf4 + sf5)
6

Für die vorläufige Korrekturwerte o und u gilt :

o = — • (sal + sa3 + svl + sv3 + sfl + sf3)
6 u = — • (sa6 + sa8 + sv6 + sv8 + sf6 + sfS)
6

Das restaurierte Signal Dr berechnet die Signalrestaurations-einrichtung 14 aus den vorläufigen Korrekturwerten v, o und u bevorzugt analog der voranstehend beschriebenen Variante über

Dr - v -0.5 • (o - sal + ιι - sal)

oder über

Dr =
.

Im Falle einer mittels der Tastatur 19 als weitere Alternati-ve wählbaren dritten Betriebsart findet eine Variante der

Erfindung Anwendung, bei der die Restauration des Signals des defekten Kanals unter Verwendung der Signale einer Vierundzwanziger-Nachbarschaft ( =24) auf Basis der jeweils aktuellen und der dieser vorausgehenden Projektion erfolgt.

Demnach werden gemäß Fig. 7 zusätzlich die Signale sa9 bis sa24 und sv9 bis sv24 berücksichtigt. Unter der Annahme, dass der defekte Kanal in der Detektorzeile L3 liegt, gehören die Signale sa23, sa4 , sa5 und sal5 sowie sv23, sv4 , sva5 und svl5 zu den ebenfalls in der Detektorzeile L3 liegenden Kanälen 23, 4, 5 und 15. Die Signale sa22, sa6, sa7 , sa8 und sal6 sowie sv22, sv6, sv7 , sv8 und svl6 gehören zu den in der Detektorzeile L2 liegenden Kanälen 22, 6, 7, 8 und 16; die Signale sa21, sa20, sal9 , sal8 und sal7 sowie sv21, sv20, svl9, svl8 und svl7 gehören zu den in der Detektorzeile Li liegenden Kanälen 21, 20, 19, 18 und 17. Dagegen gehören die Signale sa24, sal, sa2 , sa3 und sal4 sowie sv24, svl, sv2 , sv3 und svl4 zu den in der Detektorzeile L4 liegenden Kanälen 24, 1, 2, 3 und 14; die Signale sa9 , salO, sall, sal2 und sal3 sowie sv9, svlO, svll, svl2 und svl3 gehören zu den in der Detektorzeile L5 liegenden Kanälen 9, 10, 11, 12 und 13.

Aus den Signalen dieser Kanäle berechnet die Signalrestaura-tionseinrichtung 14 den vorläufigen Korrekturwert v über

v = 0.125 • (sv23 + sv4 + sv5 + svl5 + sa23 + sa4 + sa5 + sal5)

Um den Einfluss sich senkrecht zur Bildebene (Zeichenebene in Fig. 4) ändernder ObjektStrukturen zu erfassen, sind für die in z-Richtung vor und nach der den defekten Kanal enthaltenden Detektorzeile liegenden Detektorzeilen nunmehr vier vorläufige Korrekturwerte o ,p und u, w erforderlich:

o = 0.125 • (sv9 + svlO + svl2 + svl3 + sa9 + salO + sä!2 + säl3)
p = 0.125 • (sv24 + svl + sv3 + sv!4 + sa24 + sal + sa3 + sal4)
u = 0.125 • (sv22 + sv6 + svS> + sv!6 + sa22 + sa6 + sa& + sal6)
w = 0.125 • (sv21 + sv20 + sv!8 + svll + sa21 + sa20 + salS, + sall)

Das restaurierte Signal Dr berechnet die Signalrestaurationseinrichtung 14 aus den vorläufigen Korrekturwerten v, o, p, u und w bevorzugt über



oder über


Auch die dritte Betriebsart kann analog zu der zweiten Betriebsart dahingehend abgewandelt werden, dass außer den Signalen der der aktuellen Projektion direkt vorausgehenden Projektion auch Signale einer der aktuellen Projektion unmittel-bar nachfolgenden Projektion in die Korrektur einbezogen werden.

Bei den beschriebenen Ausführungsbeispielen wird der Einfluss von Signalen benachbarter Detektorzeilen jeweils mit einem Wichtungsfaktor von eins berücksichtigt. Es können jedoch auch Wichtungsfaktoren kleiner eins zur Anwendung kommen, die den in z-Richtung gemessenen Abstand der jeweiligen Detektorzeile von der den defekten Kanal enthaltenden Detektorzeile berücksichtigen, wobei der Wichtungsfaktor um so kleiner ist, je größer der Abstand ist.

Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels werden Signale nur eines defekten Kanals restauriert. In analoger Weise können auch die Signale mehrerer defekter Kanäle restauriert werden, wobei Voraussetzung für die Anwendbarkeit der Erfindung ist, dass jeder defekte Kanal von einer die jeweils verwendete Größe aufweisenden Nachbarschaft intakter Kanäle umgeben ist.

Bei den Detektorelementen kann es sich im Rahmen der Erfindung sowohl um Detektorelemente handeln, die die auftreffenden Strahlungsquanten direkt in elektrische Signale wandeln, als auch um Detektorelemente, die die auftreffenden Strahlungsquanten indirekt mit Hilfe eines Szintillators und einer Photodiodenanordnung in elektrische Signale wandeln.

Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele wird die Relativbewegung zwischen der Messeinheit 1 und der Lagerungsvorrichtung 9 jeweils dadurch erzeugt, dass die Lagerungsvor-richtung 9 verschoben wird. Es besteht im Rahmen der Erfin- düng jedoch auch die Möglichkeit, die Lagerungsvorrichtung 9 ortsfest zu lassen und statt dessen die Messeinheit 1 zu verschieben. Außerdem besteht im Rahmen der Erfindung die Möglichkeit, die notwendige Relativbewegung durch Verschiebung sowohl der Messeinheit 1, als auch der LagerungsVorrichtung 9 zu erzeugen.

Das konusförmige Röntgenstrahlenbündel weist im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels einen rechteckigen Quer-schnitt auf. Im Rahmen der Erfindung sind jedoch auch andere Querschnittsgeometrien möglich.

Im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen findet ein CT-Gerät der dritten Generation Verwen-düng, d.h. die Röntgenstrahlenquelle und das Detektorsystem werden während der Bilderzeugung gemeinsam um die Systemachse verlagert. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT-Geräten der vierten Generation, bei denen nur die Röntgenstrahlenquelle um die Systemachse verlagert wird und mit ei-nem feststehenden Detektorring zusammenwirkt, Verwendung finden, sofern es sich bei dem Detektorsystem um ein mehrzelliges Array von Detektorelementen handelt .

Auch bei CT-Geräten der fünften Generation, d.h. CT-Geräten, bei denen die Röntgenstrahlung nicht nur von einem Fokus, sondern von mehreren Foken einer oder mehrerer um die Systemachse verlagerter Röntgenstrahlenquellen ausgeht, kann das erfindungsgemäße Verfahren Verwendung finden, sofern das Detektorsystem ein mehrzelliges Array von Detektorelementen aufweist.

Das im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen verwendete CT-Gerät weist ein Detektorsystem mit nach Art einer orthogonalen Matrix angeordneten Detektor-elementen auf. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT-Geräten Verwendung finden, deren Detektorsystem in einer anderen Weise als flächenhaftes Array angeordnete Detektorelemente aufweist.

Die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele betreffen die medizinische Anwendung der Erfindung. Die Erfindung kann jedoch auch außerhalb der Medizin Anwendung finden, beispielsweise bei der zerstörungsfreien Materialprüfung mittels eines CT-Geräts .

Die beschriebenen Ausführungsbeispiele sind nur beispielhaft zu verstehen, insbesondere auch hinsichtlich des beschriebenen Aufbaus des Bildrechners 11. Z.B. können die Signalrestaurationseinheit 14 und der Zwischenspeicher 15 auch Bestandteile einer gesonderten Recheneinheit sein.

Zusammenfassend ist zu sagen, dass die Erfindung ein Korrekturverfahren zur Verfügung stellt, mit dem Signale fehlerhaft arbeitender oder gänzlich defekter Kanäle des Datenaufnähme-Systems einer' medizinischen Einrichtung, insbesondere eines CT-Geräts, restauriert werden können: Das Signal eines während einer Projektion fehlerhaft arbeitenden oder gänzlich defekten Detektorkanals wird aus den Signalen der dem Kanal benachbarten Kanäle derselben Projektion und aus den entsprechenden Signalen der dieser Projektion zeitlich vorhergehen-den und/oder nachfolgenden Projektion oder Projektionen berechnet. Die Berechnung kann beispielsweise unter Verwendung einer Signalrestaurationseinrichtung und einer Zwischenspeichereinrichtung erfolgen.

Somit ist es insbesondere möglich, ein CT-Gerät, insbesondere in der medizinischen Diagnostik, trotz defekter Kanäle mit möglichst geringer Qualitätseinbuße der rekonstruierten
Schichtbilder zu betreiben, beziehungsweise nach Eintritt eines Defekts weiterzubetreiben. Die auf Grundlage von res-taurierte Signale enthaltenden Projektionen rekonstruierten

Schichtbilder sind sehr gut bewertbar und von störenden Bild- artefakten frei, selbst wenn die Signale einzelner Detektorelemente gänzlich fehlen.