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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur
Korrektur der Extrafokalstrahlung einer Röntgenröhre bei
Bildaufnahmen mit einem Computertomographen, mit dem von
Detektorkanälen zumindest einer Detektorzeile des Computertomographen
erhaltene Messdaten einer Logarithmierung und Rückprojektion
unterzogen werden, um die Bildaufnahmen zu erhalten.
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Ein Computertomograph umfasst unter anderem eine
Röntgenröhre, zumindest eine Detektorzeile mit einzelnen
Röntgendetektoren, im Folgenden auch als Detektorkanäle bezeichnet, und
einen Patientenlagerungstisch. Die Röntgenröhre und die
Röntgendetektoren sind an einer Gantry angeordnet, welche während
der Messung um den Patientenlagerungstisch bzw. eine parallel
zu diesem verlaufende Untersuchungsachse rotiert. Alternativ
hierzu können die Röntgendetektoren auch auf einem
feststehenden Detektorring um den Patientenlagerungstisch angeordnet
sein, wobei sich nur die Röntgenröhre mit der Gantry bewegt.
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Der Patientenlagerungstisch ist in der Regel relativ zu der
Gantry entlang der Untersuchungsachse verschiebbar. Die
Röntgenröhre erzeugt ein in einer Schichtebene senkrecht zur
Untersuchungsachse fächerförmig aufgeweitetes Strahlenbündel.
Die Begrenzung dieses Strahlenbündels in Richtung der
Schichtdicke wird durch die Größe bzw. den Durchmesser des
Fokus auf dem Targetmaterial der Röntgenröhre und eine oder
mehrere im Strahlengang des Röntgenstrahlbündels angeordnete
Blenden eingestellt. Auch der Winkel der fächerförmigen
Aufweitung des Strahlenbündels wird durch eine vor der
Röntgenröhre angeordnete Blende festgelegt. Das Röntgenstrahlbündel
durchdringt bei Bildaufnahmen mit dem Computertomographen in
der Schichtebene eine Schicht eines Objektes, bspw. eine
Körperschicht eines Patienten, welcher auf dem
Patientenlagerungstisch gelagert ist, und trifft auf die der Röntgenröhre
gegenüberliegenden Röntgendetektoren der Detektorzeile auf.
Der Winkel, unter dem das Röntgenstrahlbündel die
Körperschicht des Patienten durchdringt und ggf. die Position des
Patientenlagerungstisches relativ zur der Gantry verändern
sich während der Bildaufnahme mit dem Computertomographen
kontinuierlich.
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Bei der Messung mit einem Computertomographen werden mehrere
Sätze von Messdaten erhalten, die unterschiedlichen
Projektionen der jeweiligen durchstrahlten Schicht entsprechen. Ein
Satz von Projektionen, welche an verschiedenen Positionen der
Gantry während der Umdrehung der Gantry um den Patienten
aufgenommen wurden, wird als Scan bezeichnet. Der
Computertomograph nimmt viele Projektionen an verschiedenen Positionen
der Röntgenstrahlquelle relativ zum Körper des Patienten auf,
um ein Bild zu rekonstruieren, welches einem
zweidimensionalen Schnittbild des Körpers des Patienten entspricht. Hierfür
werden die Messdaten zunächst nach deren Logarithmierung mit
einem Faltungskern gefaltet, der unter Berücksichtigung der
physikalischen Zusammenhänge und des Messsystems bestimmte
Bildeigenschaften erzeugt und anschließend zur Rekonstruktion
des zweidimensionalen Schichtbildes in den kartesischen
Ortsraum des Bildes transformiert. Diese Technik wird auch als
gefilterte Rückprojektion bezeichnet. Die bei der Faltung
eingesetzten Faltungskerne werden je nach gewünschter
Bildeigenschaft erstellt bzw. sind für eine Vielzahl von derartigen
Bildeigenschaften bekannt. Bei diesen Bildeigenschaften kann
es sich bspw. um eine hohe Ortsauflösung oder um eine gute
Niedrigkontrastdetektierbarkeit handeln. Mit einem geeigneten
Faltungskern kann die gewünschte Bildeigenschaft in dem
rekonstruierten Schichtbild erreicht werden.
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Bei Bildaufnahmen mit Computertomographen können jedoch
Bildartefakte auftreten, die auf die mit der Röntgenröhre
erzeugte unerwünschte Extrafokalstrahlung zurückgehen. Die
Extrafokalstrahlung entsteht außerhalb des Brennflecks der
Röntgenröhre durch rückgestreute Elektronen, die auf die Anode der,
Röntgenröhre zurückfallen. Bei Erzeugung dieser
Extrafokalstrahlung in der Umgebung des Brennflecks bzw. Fokus der
Röntgenröhre kann diese nicht durch die röhrenseitige Blende
zur Begrenzung des fächerförmigen Strahles ausgeblendet
werden und wird von den Detektorkanälen der Detektorzeile mit
erfasst. Diese von der verwendeten Röntgenröhre abhängige
Extrafokalstrahlung führt bspw. zu dem sog. Cupping-Effekt in
Kopftomogrammen Erwachsener oder zum sog. Halo-Effekt in
Kopftomogrammen von Kindern.
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Zur Unterdrückung der unerwünschten Bildartefakte durch
Extrafokalstrahlung werden bisher die eingesetzten Faltungskerne
für die gefilterte Rückprojektion geeignet manipuliert, um
eine verbesserte Bildqualität zu erhalten. Die Faltungskerne
unterscheiden sich jedoch in Abhängigkeit von dem jeweils
untersuchten Objekt bzw. Objektbereich. Sie müssen bspw. je
nach untersuchter Körperregion (Kopf oder Körper) und Alter
des Patienten (Erwachsener oder Kind) unterschiedlich sein.
Weiterhin müssen diese Faltungskerne an jeden
Computertomographen angepasst werden und liefern zudem keine optimalen
Bildergebnisse hinsichtlich der Unterdrückung der
Extrafokalstrahlung.
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Ausgehend von diesem Stand der Technik besteht die Aufgabe
der vorliegenden Erfindung darin, ein Verfahren zur Korrektur
der Extrafokalstrahlung einer Röntgenröhre bei Bildaufnahmen
mit einem Computertomographen anzugeben, das gute
Bildergebnisse liefert und keine Unterscheidung einzelner
Faltungskerne erfordert.
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Die Aufgabe wird mit dem Verfahren gemäß Patentanspruch 1
gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen des Verfahrens sind
Gegenstand der Unteransprüche oder lassen sich der
nachfolgenden Beschreibung sowie den Ausführungsbeispielen entnehmen.
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Bei dem vorliegenden Verfahren zur Korrektur der
Extrafokalstrahlung einer Röntgenröhre bei Bildaufnahmen mit einem
Computertomographen werden in bekannter Weise die von den
Detektorkanälen zumindest einer Detektorzeile des
Computertomographen erhaltenen Messdaten einer Logarithmierung und ggf.
gefilterten Rückprojektion unterzogen, um die Bildaufnahmen
des untersuchten Objektes zu erhalten. Bei dem vorliegenden
Verfahren werden die Messdaten jedes Detektorkanals vor der
Logarithmierung und Rückprojektion einer Entfaltung mit einem
Detektorkanal-abhängigen Entfaltungskern unterzogen, der aus
einer Verteilung der Extrafokalstrahlung an zumindest einem
Detektorkanal des Computertomographen oder eines
Computertomographen des gleichen Typs abgeleitet ist. Diese Verteilung
der Extrafokalstrahlung an dem Detektorkanal kann dabei aus
einer Messung mit den Detektorkanälen oder auch mit anderen
Mitteln, beispielsweise über die Schwärzung eines
Röntgenfilms erhalten werden.
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Durch diese Entfaltung der gemessenen Daten vor der
Logarithmierung mit Hilfe einer vorab bestimmten Entfaltungsfunktion
ist eine fast vollständige Korrektur der Extrafokalstrahlung
möglich. Insbesondere erfordert diese Korrektur keine
Unterscheidung der Faltungskerne für unterschiedliche
Körperregionen und Alter der Patienten. Die Korrektur liefert vielmehr
nach der Logarithmierung logarithmierte Rohdaten, die keiner
weiteren physikalischen Korrektur der Extrafokalstrahlung
mehr unterzogen werden müssen. Die anschließende
Rückprojektion bzw. Rekonstruktion erfolgt mit diesen korrigierten
Rohdaten und kann mit beliebigen bekannten Faltungskernen ohne
Korrekturanteil für die Extrafokalstrahlung durchgeführt
werden.
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Das vorliegende Verfahren basiert auf der Erkenntnis, dass
die Extrafokalstrahlung Detektorkanal-spezifische Fehler
erzeugt und durch einen Faltungsprozess beschrieben werden
kann. Dadurch ist eine Korrektur durch eine Entfaltung der
Messdaten näherungsweise möglich, wie sie mit dem
vorliegenden Verfahren durchgeführt wird. Voraussetzung für die
Ableitung des Entfaltungskernes ist die Bestimmung der Verteilung
der Extrafokalstrahlung für jeden einzelnen Detektorkanal
oder Bereich von Detektorkanälen. Die Stärke der
Extrafokalstrahlung kann für eine Kombination aus Röhren- und
CT-Gerätetyp bestimmt bzw. gemessen werden und liefert dann für
alle Geräte dieser Typ-Kombination die Korrektur bzw. die
Entfaltungskerne.
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Zur Ableitung des Entfaltungskernes für einen Detektorkanal
wird vorzugsweise die Impulsantwort der Extrafokalstrahlung
des Computertomographen zunächst bestimmt und
fouriertransformiert. Die Fouriertransformierte wird dann invertiert und
wieder rücktransformiert, um auf diese Weise den
Entfaltungskern für diesen Detektorkanal zu erhalten. Durch eine
derartige einfache Inversion der Impulsantwort im Fourierraum wird
ein Entfaltungskern erhalten, der bereits zu sehr guten
Bildergebnissen, d. h. zu einer sehr guten Unterdrückung der durch
die Extrafokalstrahlung verursachten Bildartefakte, führt.
Die Bestimmung der Impulsantwort kann bspw. durch Einbringen
eines Röntgenstrahlung absorbierenden Elementes mit einer
Kante in das Röntgenstrahlenbündel, Messung der an den
Detektorkanälen der Detektorzeile ankommenden Röntgenstrahlung und
anschließende Differenzierung der Sprungantwort erfolgen. Das
absorbierende Element kann beispielsweise eine Bleiplatte
sein, die beabstandet von den Detektorelementen der
Detektorzeile zwischen der Röntgenröhre und der Detektorzeile
angeordnet wird. Die Kante des absorbierenden Elementes wird
dabei so positioniert, dass der Fokus der Röntgenröhre für
einen Teil der Detektorkanäle bzw. Detektorelemente verdeckt
wird. Mit dieser Anordnung wird die Impulsantwort und somit
der Entfaltungskern für denjenigen Detektorkanal bestimmt,
auf dessen Verbindungslinie zum Fokus der Röntgenröhre die
Kante des absorbierenden Elementes liegt.
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An Stelle des Elementes mit der Kante kann auch eine Blende
mit einem im Vergleich zur Breite des Fokus der Röntgenröhre
schmalen Schlitz eingesetzt werden. Mit dieser Schlitzblende
wird direkt die Impulsantwort der Extrafokalstrahlung
gemessen, so dass der Differenzierungsschritt entfällt.
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Die Impulsantworten bzw. Entfaltungskerne für die
verbleibenden Detektorkanäle können entweder durch eine entsprechende
Messung, d. h. durch Verschieben des absorbierenden
Elementes, erfolgen oder aus der Impulsantwort des ersten
vermessenen Detektorelementes und den geometrischen Daten des
Computertomographen errechnet werden. Bei dieser Berechnung wird
ausgenutzt, dass sich das von den einzelnen Detektorelementen
aus sichtbare, durch die Öffnung der röhrenseitigen Blende
vorgegebene, Anodenfenster der Röntgenröhre sowie die damit
verbundene Verteilung der Extrafokalstrahlung an den
jeweiligen Detektorkanälen in Abhängigkeit von der Lage des
Detektorkanals innerhalb der Detektorzeile in guter Näherung nur
aufgrund der geometrischen Gegebenheiten ändern. Die
Verteilung der Extrafokalstrahlung am jeweiligen Detektorelement
entspricht dabei jeweils einer Projektion des Anodenfensters
auf den Detektor. Während bei der Projektion durch die
Drehmitte des Computertomographen das Anodenfenster symmetrisch
auf den mittleren Detektorbereich projiziert wird, erfolgt
die Projektion des Anodenfensters außerhalb der Drehmitte des
Computertomographen unsymmetrisch und mit anderer Länge. Dies
ist jedoch ein rein geometrischer Effekt, der daher leicht
berechnet werden kann.
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In der bevorzugten Ausführungsform wird der Entfaltungskern
für einen der mittleren Detektorkanäle bestimmt, indem die
Kante des absorbierenden Elementes bei der Messung der
Impulsantwort am Drehzentrum des Computertomographen
positioniert wird.
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Bei der Durchführung des vorliegenden Verfahrens muss nicht
für jeden einzelnen Detektorkanal ein separater
Entfaltungskern bereitgestellt werden. Die Detektorzeile kann vielmehr
in mehrere Bereiche aufeinander folgender Detektorkanäle
eingeteilt werden, wobei für die Detektorkanäle eines Bereiches
jeweils der gleiche Entfaltungskern eingesetzt wird. Die
Korrektur der Extrafokalstrahlung erfolgt bei dieser
Ausführungsform bereichsabhängig. Durch Verwendung des gleichen
Entfaltungskerns für eine bestimmte Anzahl von benachbarten
Detektorkanälen verringert sich die Anzahl der
Entfaltungskerne, die damit nicht gleich der Anzahl der Detektorkanäle
sein muss.
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Die vorliegende Erfindung wird nachfolgend anhand eines
Ausführungsbeispiels in Verbindung mit den Zeichnungen ohne
Beschränkung des allgemeinen Erfindungsgedankens nochmals kurz
erläutert. Hierbei zeigen:
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Fig. 1 eine schematische Ansicht eines Teils eines
Computertomographen zur Gewinnung von
Schnittbildern einer Körperschicht eines
Patienten,
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Fig. 2 ein schematisches Blockdiagramm von
Komponenten eines Computertomographen zur Ausführung
des vorliegenden Verfahrens,
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Fig. 3 eine vereinfachte Darstellung der Anordnung
bei der Bestimmung der Impulsantwort des
Computertomographen, und
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Fig. 4 ein beispielhaftes Ablaufdiagramm für die
Durchführung des vorliegenden Verfahrens.
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Fig. 1 zeigt in einer schematischen Ansicht einen Teil eines
Computertomographen zur Veranschaulichung der geometrischen
Verhältnisse bei der Bildaufnahme. Der Computertomograph
weist eine Röntgenquelle in Form einer Röntgenröhre 1 auf,
die ein fächerförmiges Röntgenstrahlbündel 8 in Richtung auf
eine Detektorzeile 2 einer größeren Anzahl von aufeinander
folgenden Detektoren bzw. Detektorkanälen 3 emittiert. Sowohl
die Röntgenröhre 1 als auch die Detektorzeile 2 ist an einer
Gantry 9 angeordnet, welche kontinuierlich um einen Patienten
10 rotieren kann. Der Patient 10 liegt auf einem in Fig. 1
nicht dargestellten Patientenlagerungstisch, der sich in die
Gantry 9 erstreckt. Die Gantry 9 rotiert in einer x-y-Ebene
eines in Fig. 1 angedeuteten kartesischen Koordinatensystems
x-y-z. Der Patientenlagerungstisch ist entlang der z-Achse,
die der Schichtdickenrichtung der jeweils darzustellenden
Schichten des Patienten 10 entspricht, beweglich. In der
Figur ist weiterhin die vom Röntgenstrahlbündel 8 durchstrahlte
Schicht 11 zu erkennen, von der ein Schichtbild erzeugt
werden soll.
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Fig. 2 zeigt eine andere Ansicht des Computertomographen von
Fig. 1. Fig. 2 repräsentiert ein schematisches
Blockdiagramm, das wesentliche Systemkomponenten des vorliegenden
Computertomographen zeigt. In der Figur ist die während einer
Messung um das Drehzentrum 7 rotierende Gantry 9 mit der
Röntgenröhre 1 und der gegenüberliegenden Detektorzeile 2 zu
erkennen. Die Röntgenröhre 1 wird über einen
Hochspannungsgenerator mit einer Hochspannung von bspw. 120 kV versorgt.
Eine Steuerung 13 dient der Ansteuerung der einzelnen
Komponenten des Computertomographen, insbesondere des
Hochspannungsgenerators 12, der Gantry 9, der Detektoren 3 sowie der nicht
dargestellten Patientenliege, zur Durchführung der
Bildaufnahme. Die aufgenommenen Messdaten werden an einen
Bildrechner 14 weitergeleitet, in dem die Bildrekonstruktion aus den
Messdaten durchgeführt wird.
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In der Figur ist weiterhin das in der Schichtebene
fächerförmig aufgeweitete Röntgenstrahlbündel 8 zu erkennen, das -
ggf. nach Schwächung durch den Patientenkörper 1 - auf die
Detektorelemente 3 auftrifft. Die fächerförmige Aufweitung
dieses Röntgenstrahlbündels 8 wird durch die röhrenseitig
angeordnete Blende 15 festgelegt.
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Bei dem Betrieb eines derartigen Computertomographen wird von
den Detektorelementen 3 auch Extrafokalstrahlung der
Röntgenröhre mit erfasst, die am Anodenteller der Röntgenröhre 1 in
der Umgebung des Fokus entsteht. Ihre von der Detektorzeile
2 erfassbare räumliche Ausdehnung wird durch die ein oder
mehreren röhrenseitigen Blenden 15 bestimmt. Dadurch entsteht
eine kanalabhängige Verteilung der Extrafokalstrahlung. Die
Extrafokalstrahlung bei einem bekannten Computertomographen
hat bspw. eine Ausdehnung von ca. 22 mm in der Mitte der
Detektorzeile. Sie stellt die Projektion des Anodenfensters
durch das Drehzentrum auf die Detektorzeile dar. Dieser
Ausdehnung entsprechen ca. 33 Kanäle der Detektorzeile dieses
Computertomographen. Diese Länge benötigt auch der beim
vorliegenden Verfahren eingesetzte Entfaltungskern für den
mittleren Detektorkanal. Außerhalb der Drehmitte, d. h. für die
restlichen Detektorkanäle, wird das Anodenfenster
unsymmetrisch und mit anderer Länge auf die Detektorzeile projiziert.
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Die Fig. 3 zeigt die geometrische Situation in einem
Computertomographen nochmals schematisiert. In dieser Figur ist
der Fokus 6 der Röntgenröhre sowie das von diesem ausgehende
fächerförmige Röntgenstrahlbündel 8 zu erkennen, das durch
die röhrenseitige Blende 15 begrenzt wird. Das fächerförmige
Röntgenstrahlbündel 8 trifft auf die Detektorzeile 2 mit
einer Vielzahl von Detektorkanälen 3 auf. Im oberen Teil der
Figur ist schematisch die Intensitätsverteilung der
Röntgenstrahlen am Anodenteller veranschaulicht. In dieser
Verteilung ist das durch den Fokus erzeugte Maximum der
Röntgenstrahlen zu erkennen, das auf einem durch Extrafokalstrahlung
hervorgerufenen Plateau aufsitzt. Diese Intensitätsverteilung
wird über die Blende 15 in unterschiedlicher Wiese auf die
einzelnen Bereiche der Detektorzeile 2 projiziert, wie dies
im unteren Teil der Zeichnung angedeutet ist. Die Abbildung
des durch die Blende 15 gebildeten Anodenfensters entspricht
dabei einer Punktspiegelung.
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Zur Ermittlung der Detektorkanal-abhängigen Entfaltungskerne
wird im vorliegenden Beispiel ein Röntgenstrahlung
absorbierendes Element 4 in Form eines Bleibleches mit einer
Bleikante 5 in den Strahlengang der Röntgenstrahlung eingebracht, so
dass die Bleikante 5 im Drehzentrum 7 bzw. über der Mitte der
Detektorzeile 2 liegt. Mit dieser Anordnung wird eine Messung
durchgeführt, die eine Sprungantwort der Extrafokalstrahlung
liefert. Aus dem gemessenen Signalverlauf über die einzelnen
Detektorkanäle 3 kann durch einfache Differenzbildung der
Signale bzw. Messdaten jeweils benachbarter Detektorkanäle
die Impulsantwort bestimmt werden. Die Impulsantwort
errechnet sich hierbei zu IM(k) = SP(k) - SP(k - 1), wobei SP(k) das
gemessene Signal am jeweiligen Detektorkanal k darstellt und
k = 2 . . NDET (NDET = Anzahl der Detektorkanäle) ist. Diese
Impulsantwort wird anschließend fouriertransformiert, wobei
die Fouriertransformierte H(w) der Impulsantwort IM(k) der
Übertragungsfunktion des Systems, im vorliegenden Fall der
Verteilung der Extrafokalstrahlung entspricht. Die ideale
Entfaltungsfunktion E(w) im Fourierbereich bewirkt H(w) ×
E(w) = 1. Somit wird als Entfaltungsfunktion E(w) = 1/H(w)
gewählt. Diese Entfaltungsfunktion E(w) im Fourierbereich
wird anschließend rücktransformiert und liefert dann den
gewünschten Entfaltungskern EN(k) für das hier betrachtete
Detektorelement 3a, das in diesem Beispiel dem mittleren
Detektorelement der Detektorzeile 2 entspricht. Der hierbei
erhaltene Entfaltungskern EN(k) ist aufgrund der in der Fig. 3
gewählten Konstellation symmetrisch. Die Kanalabhängigkeit
der Verteilung der Extrafokalstrahlung führt für die anderen
Detektorkanäle 3 jedoch zu unsymmetrischen Entfaltungskernen,
die zusätzlich in der Länge variieren. Die entsprechende
Impulsantwort für die verbleibenden Kanäle kann aus
geometrischen Überlegungen heraus bestimmt werden. Somit steht für
jeden einzelnen Detektorkanal 3 ein spezifischer
Entfaltungskern zur Verfügung. Da sich die Verteilung der
Extrafokalstrahlung zwischen benachbarten Detektorkanälen nur
unwesentlich unterscheidet ist es auch möglich, die Detektorzeile in
mehrere Bereiche mit unterschiedlicher Verteilung der
Extrafokalstrahlung aufzuteilen und jeweils für alle
Detektorkanäle eines Bereiches den gleichen Entfaltungskern einzusetzen.
Fig. 3 zeigt weiterhin in gestrichelter Darstellung eine
optionale Schlitzblende 5a, die an Stelle des Elementes 4 mit
der Bleikante 5 zur direkten Messung der Impulsantwort der
Extrafokalstrahlung eingesetzt werden könnte.
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Der kanalabhängige Entfaltungskern wird für jeden Gerätetyp
eines Computertomographen mit dem jeweils zugehörigen
Röhrentyp gesondert bestimmt und kann dann für alle Geräte und
Röhren dieses Typs für die Korrektur der Extrafokalstrahlung
eingesetzt werden. Bei der Korrektur werden die von den
Detektorkanälen erhaltenen Messdaten vor der Logarithmierung
und ggf. gefilterten Rückprojektion der Entfaltung mit dem
kanalabhängigen Entfaltungskern unterzogen, wie dies aus dem
Ablaufdiagramm der Fig. 4 erkennbar ist. Nach dieser
Entfaltung stehen korrigierte Rohdaten zur Verfügung, die in
bekannter Weise logarithmiert und mit entsprechenden
Faltungskernen rückprojiziert werden, um die gewünschten
Bildaufnahmen am Monitor darstellen zu können.