DE19513052A1

DE19513052A1 - Kalibrierung der Verstärkung eines Detektorkanals mittels Wobbelns des Brennpunktes

Info

Publication number: DE19513052A1
Application number: DE19513052A
Authority: DE
Inventors: Armin Horst Pfoh; Norbert Joseph Pelc; Thomas Louis Toth
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1994-04-11
Filing date: 1995-04-07
Publication date: 1995-11-09
Also published as: US5430785A; IL113157A0; JPH0838467A; IL113157A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Computertomogra phie(CT)-Abbildungseinrichtungen und insbesondere auf die Kalibrierung der Röntgendetektorkanäle.

In einem geläufigen Computertomographie-System projiziert eine Röntgenquelle ein fächerförmiges Strahlenbündel, das derart eingestellt ist, daß es in einer X-Y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems, der sogenannten "Bilde bene", zu liegen kommt. Der Röntgenstrahl geht durch das Abbildungsobjekt, z. B. einen medizinischen Patienten, hin durch und trifft auf ein Feld von Strahlungsdetektoren. Die Intensität der durchgelassenen Strahlung ist dabei abhängig von der Schwächung des Röntgenbündels durch das betreffende Objekt, und jeder (einzelne) Detektor erzeugt ein gesonder tes elektrisches Signal, das ein Maß für die jeweilige Strahlschwächung bzw. -dämpfung darstellt. Die Schwächungs werte aller Detektoren werden gesondert erfaßt, um das je weilige Transmissionsprofil zu erzeugen.

Die Strahlungsquelle und das Detektorfeld in einem konven tionellen "3. Generation" CT-System werden auf einem Ge stell (Gantry) in der Bildebene um das jeweilige Objekt ge dreht, so daß sich der Winkel, unter dem der Röntgenstrahl das Objekt durchdringt, konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgen-Schwächungsmeßwerten vom Detektorfeld unter einem gegebenen Winkel wird als eine "Ansicht" (View) bezeichnet, und ein "Raster" bzw. Abtastbild ("Scan") umfaßt jeweils einen Satz von derartigen Ansichten, die während eines Um laufs von Röntgenquelle und Detektor fällt, unter verschie denen Winkelpositionen gemacht wurden. Bei einer 2D-Abta stung werden die Daten zu einer Bilderstellung verarbeitet, die einer zweidimensionalen Scheibe durch das betreffende Objekt entspricht. Das zur Rekonstruktion einer Abbildung aus 2D-Daten überwiegend benutzte Verfahren wird in diesem Fachgebiet als gefilterte Rückprojektionstechnik bezeich net. Bei diesem Verfahren werden die von einem solchen Ab tastvorgang erhaltenen Schwächungsmeßwerte umgesetzt in so genannte "CT-Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten", welche Zahlen dann zur Helligkeitssteuerung eines entsprechenden Bildelements bzw. Pixels einer Kathodenstrahlröhre als An zeigeeinrichtung benutzt werden. Die Genauigkeit dieser Re konstruktion ist davon abhängig, daß während des Abtastvor gangs von den Detektorelementen möglichst konsistente Schwächungsmeßwerte für die Röntgenstrahlen vorliegen. Änderungen in der Verstärkung bzw. Empfindlichkeit (Gain) der Detektoren verursachen in dem rekonstruierten Bild ringför mige Artefakte.

Die Stabilität der Empfindlichkeit (Gain) verschiedener Röntgen-Detektormaterialien sowie der zugehörigen Elektro nik kann erheblich variieren. Die einzelnen Detektorkanäle in einem CT-System der 3. Generation werden periodisch ka libriert, indem ein sogenannter Luft-Abtastvorgang (Air Scan) durchgeführt wird, bei dem die Röntgenstrahlen ohne Schwächung durch ein Objekt gemessen werden. Die Systemin tegrität hängt davon ab, daß zwischen diesen periodischen Kalibrierungsvorgängen die Empfindlichkeit relativ stabil ist. Auf der anderen Seite gilt, daß bei CT-Systemen der 4. Generation die Detektorkanalempfindlichkeit während jedes Abtastvorgangs nachkalibriert werden kann, da bei diesen Systemen die Detektoren während jedes Abtastvorgangs eines Objekts jeweils ungeschwächte Röntgenstrahlen empfangen. Infolgedessen eignen sich einige attraktive Röntgen-Detek tormaterialien, wie CdTe oder CdWO₄, für einen Einsatz in CT-Systemen der 4. Generation, sind aber wegen ihrer Insta bilität der Empfindlichkeit (Gain) nur begrenzt bei Syste men der 3. Generation einsetzbar.

Eine Aufgabe der Erfindung besteht darin, die Empfindlich keit des Detektorkanals während jedes Abtastvorgangs eines Objekts zu kalibrieren. Durch die Bewegung des Drehgestells und das Wobbeln der Brennpunkte wird der identisches Strahl durch das Objekt von zwei benachbarten Detektorelementen gemessen. Diese Meßwerte sollten gleich sein und jede Ab weichung stellt eine zunehmende Änderung der Empfindlich keit zwischen zwei Kanälen dar. Diese kleinen Abweichungen werden über das Detektorfeld akkumuliert, um eine Korrektur der absoluten Empfindlichkeitskalibrierung für jeden Detek torkanal relativ zu einem Bezugsdetektorkanal zu erhalten.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht in dem erwünsch ten Einsatz von hinsichtlich ihrer Empfindlichkeit weniger stabilen Röntgen-Detektormaterialien in CT-Systemen. Die Kalibrierungsänderungen der Empfindlichkeit können berech net werden, nachdem jeweils ein Paar redundanter Ansichten (Views) gewonnen wurde und sodann zur Korrektur der in dem nächsten Paar redundanter Ansichten erworbenen Daten be nutzt werden. Vorzugsweise werden jedoch die Kalibrierungs änderungen für die Empfindlichkeit über ein Zeitintervall gemessen, das mit den diesbezüglichen Stabilitätseigen schaften der jeweils benutzten Detektormaterialien konsi stent ist.

Zusammengefaßt bezieht sich die vorliegende Erfindung auf ein Verfahren zum Kalibrieren der Detektorkanäle eines CT- Systems während eines Abtastvorgangs, bei dem die Röntgen strahlen beim Durchgang durch ein Objekt geschwächt werden. Im engeren Sinne wird ein Abtastvorgang durchgeführt, bei dem jede Ansicht zweimal genommen wird; zwischen dem Erfas sen eines jeweiligen Paares von Ansichten wird dabei sowohl das Drehgestell weiterbewegt als auch die Position des je weiligen Röntgenstrahl-Brennpunkts derart geändert, daß die Röntgenstrahlen dabei zu dem jeweilig nächsten Detektor im Detektorfeld verschoben werden. Die relativen Werte für die Lesesignale von benachbarten Detektorelementen werden so dann verwendet, um für jeden Detektorkanal relativ zu einem Bezugsdetektorkanal die Empfindlichkeitskalibrierung zu be rechnen.

Die Erfindung wird im folgenden anhand von Ausführungsbei spielen unter Zuhilfenahme der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine Illustration eines CT-Bildgebersystems, bei dem die vorliegende Erfindung zur Anwendung kommen kann;

Fig. 2 ein schematisches Blockschaltbild des CT-Bildgeber systems;

Fig. 3 ein elektrisches Blockschaltbild für den die Bild konstruktion leistenden Teil des CT-Systems von Fig. 2; und

Fig. 4A und 4B schematische Darstellungen dafür, wie durch Rotation des Gestells und Änderung der Röhrenbrennpunkte redundante Röntgenstrahlen für benachbarte Detektorelemente erzeugt werden.

Wie insbesondere aus Fig. 4A hervorgeht, weist das CT-Sy stem nach der vorliegenden Erfindung ein iso-zentrisches Detektorfeld 16 sowie eine Röntgenquelle 13 mit zwei wohl definierten Brennfleckpositionen P₁ und P₂ mit einer räum lichen Trennung in der Abtastebene auf. Die beiden Brenn flecken P₁ und P₂ werden abwechselnd aktiviert, wobei je weils zu einem Zeitpunkt während der Röntgenbestrahlung nur einer aktiv ist, so daß im Vergleich zu einem standardmäßi gen CT-System die zweifache Anzahl von Ansichten (Views) erzeugt wird. Der physikalische Abstand zwischen den beiden Brennflecken ist das Äquivalent der Drehbewegung des Ge stells und entspricht dem Versatz um jeweils einen Detek torkanal 18 im Detektorfeld 16. Die Betriebsweise läuft wie folgt ab. Beginnend mit einem vom Brennfleck P₁ ausgehenden Röntgenstrahlbündel erzeugt das Detektorelement N ein off set-korrigiertes Signal

I_N = α_N _* I (1)

wobei I die Intensität des einfallenden Röntgenstrahls und α_N der Detektor-Gewinnfaktor (Gain Factor) ist. Das Gestell dreht sich in der durch den Pfeil 8 angedeuteten Richtung in eine Position, in der das Element N+1 dieselbe Position wie das Element N bei der vorhergehenden Ansicht einnimmt, und der Brennfleck P₂ bewegt sich in dieselbe Position wie P₁ in der früheren Ansicht. Wie in Fig. 4B gezeigt ist, wird ein Röntgenstrahlbündel nun von der Brennfleckposition P₂ erzeugt und erlaubt so, daß das Detektorelement N+1 ex akt denselben Röntgenstrahlpfad sieht wie das Element N bei der früheren Ansicht. Unter der Annahme einer gleichmäßigen Strahlintensität über der Zeit trifft nun auf den Detektor kanal N+1 dieselbe Intensität (I) und erzeugt ein Detektor lese- bzw. Empfangssignal

I_N+1 = α_N+1 _* I (2)

Das Verhältnis zweier Lesesignale benachbarter Detektoren aus diesem redundanten Paar von Ansichten ergibt sich damit aus dem Verhältnis der beiden Gewinnfaktoren (α_N und α_N+1) für je zwei benachbarte Detektorzellen zu:

I_N/I_N+1 = α_N/α_N+1 = β_N "relativer Gewinnfaktor" (3)

Die Bildung dieser relativen Gewinnfaktoren kann über das gesamte Feld von M Detektorelementen 18 weitergeführt wer den, um eine Gewinnfaktor- bzw. Empfindlichkeits-Kalibrie rung des gesamten Feldes 16 relativ zu einem einzelnen Be zugsdetektor am Rand des Feldes vorzusehen.

Angenommen, das Detektorelement M sei der Bezugskanal, dann läßt sich die für den jeweiligen Kanal geltende Gewinnfak tor-Kalibrierung γ_N relativ zu M für alle Kanäle in der folgenden Weise herleiten:

γ_M-1 = β_M-1 mit β_M-1 = α_M-1/α_M
γ_M-2 = β_M-2 _* γ_M-1
γ_M-3 = β_M-3 _* γ_M-2
      ·
      ·
      ·
γ_M-i = β_M-i _* γ_M-i+1

Für irgendein Detektorelement N im Feld 16 kann damit die Gewinnfaktor-Kalibrierung bezogen auf das Randelement M wie folgt ausgedrückt werden:

Nach dem Anwenden dieser Kalibrierungsfaktoren γ_N auf jede Detektorzelle (N=1, 2, . . . M-1) können die beiden redundan ten und korrigierten Lesesignale aufsummiert werden, um dieselbe Photonen-Statistik wie in einem standardmäßigen CT-Abtastvorgang beizubehalten, ohne die Ausgangsleistung der Röntgenquelle erhöhen zu müssen. Zur Gewinnung des nächsten Paares von redundanten Ansichten wird der Brenn fleck wieder auf die ursprüngliche Position P₁ zurückge dreht und der geschilderte Ablauf wiederholt sich.

Diese Vorgehensweise ermöglicht es, dieselbe Anzahl von Ge winnfaktor-Kalibrierungen zu erhalten, wie es der Anzahl von Ansichten bei einem standardmäßigen CT-Abtastvorgang entspricht (ungefähr 1000). Jedoch bestimmt die Photonen statistik für jedes Paar von Lesesignalen der redundanten Ansichten, wieviele Ansichten kombiniert werden, um für jede der Detektorzellen 18 einen statistisch signifikanten Kalibrierungsfaktor abzuleiten. Dieses Verfahren erlaubt mindestens eine Korrektur des jeweiligen Gewinnfaktors pro Abtastvorgang, was insoweit ähnlich mit den gegenwärtig bei den CT-Systemen der 4. Generation erzielbaren entsprechen den Korrekturen ist.

Eine Verbesserung dieses Verfahrens besteht darin, den re lativen Gewinnfaktor β_N auf Referenzdetektoren an beiden Enden des Felds 16 auszuweiten. Jeder Fehler in einer der relativen Gewinnfaktor-Messungen β pflanzt sich durch alle nachfolgenden Rechnungen fort, so daß sich deterministische Fehler akkumulieren. Diese Fehler können vermindert werden, indem man die Gewinnfaktor-Kalibrierung für jeden Detektor kanal auf die Detektorelemente 18 an beiden Enden des Fel des 16 bezieht. Damit kann zusätzlich zum Bezug des Detek torkanal-Gewinnfaktors α_N auf den entsprechenden Faktor α_M des am Ende liegenden Elements, wie in der obigen Gleichung (4) ausgedrückt, der Detektorkanal-Gewinnfaktor α_N wie folgt auf das erste Element im Feld 16 bezogen werden

und daher:

Das Verhältnis α₁/α_M der Gewinnfaktoren der an den jewei ligen Enden liegenden Detektorkanäle ist bekannt, da sie dieselbe ungeschwächte Intensität I empfangen; somit kann ein weiterer Kalibrierungsfaktor γ_N′ berechnet werden zu:

γ_N und γ_N′ weisen im wesentlichen ein voneinander unabhän giges Rauschen (Noise) auf, da sie von unterschiedlichen Intensitätsverhältnissen berechnet werden. Da weiterhin die β′s in Gleichung (4) im Zähler und in Gleichung (7) im Nen ner stehen, weisen die deterministischen Fehler umgekehrte Vorzeichen auf. Darüber hinaus ist für kleine N γ_N eine bessere Annahme für die Gewinnfaktor-Kalibrierung als γ_N′, da zu seiner Berechnung weniger β′s beitragen, während für große N das Gegenteil zutrifft. Unter der Annahme, daß alle β′s um einen Faktor c abweichen können bzw. versetzt sind, gilt:

γ_N = γ_{N, true}C^M-N (8)

und

γ′_N = γ_{N, true}C^-N (9)

Dann ist

[(γ_N)^N(γ′_N)^M-N]^1/M = γ_{N, true} (10)

eine neutrale (unbiased) Annahme für γ_N,true. Für kleine Werte c und einen geringen Rauschgehalt funktioniert eine arithmetische Gewichtung wie folgt

γ_{N, true} = (N/M) γ_N + ((M-N)/M)γ′_N (11)

ebenfalls recht gut. Diese Gewichtungen reduzieren eben falls gleichermaßen das statistische Rauschen in der Mes sung.

In vielen Fällen ist es nicht notwendig, den absoluten Ge winn (Gain) relativ zu einem Bezugskanal zu messen. Statt dessen wird der sogenannte Kanal-zu-Kanal-Gewinn, nämlich der Gewinn eines auf einen Durchschnittswert eines benach barten Detektorkanals norisierten Gewinns vorgezogen. Dies ist im wesentlichen eine Hochpaßfilter-Version von γ_N, die berechnet werden kann, indem die nach den Gleichungen (4), (8) oder (11) oben berechneten Ergebnisse einem Hochpaßfil ter unterworfen werden. Als Alternative dazu können die Änderungen in der Gewinncharakteristik relativ zu benach barten Detektorkanälen auch direkter aus dem Satz von rela tiven Gewinnfaktoren β_N berechnet werden, indem man sie ei ner Faltung (convolving) mit einem Hochpaßfilter-Kernel un terwirft, wie im folgenden beschrieben wird.

Es sei ε_N die Teiländerung (Fractional Change) des Gewinn faktors im Kanal N seit der Kalibrierung. Somit ist

α_N = a_N (1+ε_N) (12)

wobei α_N den kalibrierten Gewinnwert für Kanal N aus der vorhergehenden Kalibrierung bedeutet. Mit dieser Definition gilt ε«1. Die Überlegung für diesen Ansatz ist, daß für kleine ε lineare Auflösungen (Expansions) ausreichen soll ten. Somit gilt:

Definiert man nun Δ_N als die Differenz der Teiländerung des Gewinns zwischen den Kanälen N und N+1, erhält man:

Es ist zu beachten, daß die vor-kalibrierten Gewinnfaktoren als Verhältnisse auftreten. Wenn die Detektorkanäle ausrei chend ähnliche Gewinncharakteristiken aufweisen, kann α_N/α_N+1=1 angenommen werden und damit die gesamte Gewinn faktordifferenz mit Δ_N.

Gewünscht werden die Werte für ε. Der Vorteil der Ableitung der Δ′s von den β′s besteht darin, daß die Δ′s in den ε′s linear vorkommen; tatsächlich stellen die Δ′s schlicht die ε′s gefaltet mit einer Filterfunktion f=δ(0)-δ(1) dar, wo bei δ eine Dirac-Delta-Funktion darstellt. Somit können aus den mit der Gleichung (14) berechneten Δ′s die ε′s durch Faltung mit dem inversen f, f^-1, aufgefunden und die α′s unter Benutzung der Gleichung (12) berechnet werden.

Für hochpaß-gefilterte (Kanal-zu-Kanal) Gewinn-Änderungen ist die Faltung der ε′s mit einer Hochpaß-Filterfunktion g erforderlich. Es ist ersichtlich, daß die Δ′s bereits eine mittels eines hochpaß-gefilterte Version ε darstellen; das einzige Problem ist dabei, daß die Hochpaß-Filterfunktion f=δ(0)-δ(1) nicht notwendigerweise das gewünschte Filter g darstellt. Es kann gezeigt werden, daß die gewünschten, mit einer Hochpaßfunktion behandelten Gewinnfaktoren γ_N¹ direkt aus den Δ′s berechnet werden können durch eine Faltung mit einem Filter, das eine modifizierte Version der gewünschten Hochpaß-Filterfunktion g darstellt. Der neue Filter "k" ist in der Tat um einen Term kürzer als g; d. h. wenn das ge wünschte Hochpaßfilter g ein Sieben-Punkt-Hochpaßfilter- Kernel (g₃, g₂, g₁, g₀, g₁, g₂, g₃) ist, dann ist das neue Filter k ein Sechs-Punkt-Hochpaßfilter, in dem die Werte wie folgt berechnet werden:

k₀ = g₃
k₁ = g₃ + g₂
k₂ = g₃ + g₂ + g₁
k₃ = g₃ + g₂ + g₁ + g₀
k₄ = g₃ + g₂ + 2g₁ + g₀
k₅ = + 2g₃ + 2g₂ + 2g₁ + g₀

Somit werden die gewünschten Gewinn-Anpassungen durch Fal tung der Gewinnänderungen zwischen den Kanälen D_N mit dem Filter k berechnet zu:

Bei Verwendung der vorliegenden Erfindung ist der soge nannte Luft-Abtastvorgang (Air Scan) im Rahmen der Kali brierung nicht völlig hinfällig, sondern er ist im Rahmen von CT-Systemen mit einem sogenannten Bow-Tie Beam Filter (nach Art einer Frackschleife bzw. eines Schmetterlingsbin ders) erforderlich, um diese Schleifenform (Bow-Tie Shape) relativ zu den beiden verschiedenen Brennfleckpositionen P₁ und P₂ zu charakterisieren. Wegen der unterschiedlichen Weglängen des Röntgenstrahls durch das Bow-Tie-Filter be wirkt dieses einen Unterschied in dem auftreffenden Rönt genstrahlfluß (I) für zwei benachbarte Empfangsgrößen I_N und I_N+1. Die Charakterisierung dieser Differenz kann im Rahmen der Kalibrierung mit einem solchen Luft-Abtastvor gang vorgenommen werden, bei dem sich im Abtastpfad kein Objekt befindet. Zeitliche Veränderungen im Ausgangsfluß der Röntgenquelle werden ebenfalls über einen Bezugsdetek tor am Ende des Feldes 16 korrigiert, welcher Detektor zu allen Zeiten dem ungeschwächten Röntgenstrahl ausgesetzt ist.

Ein Computertomographie(CT)-Abbildungssystem 10 der in den Fig. 1 und 2 dargestellten Art weist ein (Dreh-)Gestell 12 auf, wie es repräsentativ für einen CT-Abtaster der "3. Ge neration" ist. Das Gestell 12 weist eine Röntgenquelle 13 auf, die ein Kegelbündel von Röntgenstrahlen 14 auf ein De tektorfeld 16 auf der gegenüberliegenden Seite des Gestells projiziert. Das Detektorfeld 16 wird durch eine Anzahl von Detektorelementen 18 gebildet, die zusammen die projizier ten Röntgenstrahlen erfassen, die durch einen medizinischen Patienten 15 hindurchgehen. Jedes Detektorelement 18 er zeugt dabei ein elektrisches Signal, das die Intensität ei nes auftreffenden Röntgenstrahls repräsentiert und somit die Schwächung des Strahls auf seinem Wege durch den Pati enten. Während eines zur Gewinnung von Röntgenstrahl-Pro jektionsdaten vorgenommenen Abtastvorgangs werden das Ge stell 12 und die daraufmontierten Bauelemente um ein Rota tionszentrum 19 gedreht, das im Patienten 15 liegt.

Die Drehbewegung des Gestells sowie der Betrieb der Rönt genquelle 13 werden von einer Regeleinrichtung 20 des CT- Systems gesteuert. Die Regeleinrichtung 20 enthält eine Röntgenstrahl-Steuerung 22 zur Bereitstellung von Lei stungs- und zeitsteuersignalen sowie zur Positionssteuerung der Brennflecke für die Röntgenquelle 13 und eine Gestell- Motorsteuerung 23 zur Steuerung der Drehgeschwindigkeit und der Lage des Gestells 12. Ein Datengewinnungssystem (DAS) 24 in der Regeleinrichtung 20 tastet Analogdaten von den Detektorelementen 18 ab und wandelt diese Daten für die nachfolgende Weiterverarbeitung in digitale Signale um. Eine Einrichtung 25 zur Bildrekonstruktion empfängt die ab getasteten und digitalisierten Röntgenstrahldaten von der DAS 24 und führt die Hochgeschwindigkeits-Bildrekonstruk tion gemäß dem Verfahren nach der vorliegenden Erfindung aus. Das rekonstruierte Bild wird als Eingangsinformation an einen Rechner 26 gegeben, der das Bild in einem Massen speichergerät 29 abspeichert.

Der Rechner 26 empfängt ebenfalls Befehle und Abtastpara meter von einer Bedienungsperson über die mit einer Ta statur ausgestattete Bedienerkonsole 30. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhre als Display bzw. Bildschirm 32 erlaubt dem Bedienungspersonal, das derart rekonstruierte Bild und andere vom Rechner 26 gelieferte Daten zu beobachten. Die vom Bedienungspersonal eingegebenen Befehle und Parameter werden vom Rechner 26 benutzt, um Steuersignale und Infor mation an die DAS 24, die Röntgenstrahlsteuerung 22 und die Motorsteuerung 23 für das Gestell zu liefern. Zusätzlich betreibt der Rechner 26 eine Tischsteuerung 34, die ihrer seits einen motorgetriebenen Tisch 36 zur Positionierung des Patienten 15 im Gestell 12 steuert.

Im folgenden wird insbesondere auf Fig. 3 Bezug genommen. Da jede Ansicht im Rahmen eines Abtastvorgangs gewonnen wird, wird ein ganzer Satz von die Anzahl der von den De tektorelementen 18 abgefühlten Röntgenstrahlphotonen anzei genden Abtastdatenwerten von der DAS 24 an die Einrichtung 25 zur Bildrekonstruktion geleitet. Diese Intensitätswerte I werden von den Detektoren 18 erzeugt und unterliegen Än derungen hinsichtlich des Gewinnfaktors im jeweiligen De tektorkanal, der zusammen mit anderen Fehlereinflüssen in einem Korrekturschaltkreis 41 korrigiert werden muß. Die Intensitätswerte werden deshalb über eine Bus-Leitung 42 an den Korrekturschaltkreis 41 angelegt, über den eine Berich tigung der Abtastdaten im Hinblick auf Änderungen des Ge winns bei den Detektoren und dem DAS-Kanal, den Dunkel strom-Offsets und dem Strahlhärten (Beam Hardening) er folgt. Dieselben Abtastdaten werden weiterhin über die Bus- Leitung 42 an einen Schaltkreis 43 zur Gewinn-Kalibrierung geleitet, der die oben beschriebenen Gleichungen (4), (7) und (10) ausführt und die Gewinn-Kalibrierungswerte γ_N an den Korrekturschaltkreis 41 liefert. Im Anschluß an die Korrektur durch den Schaltkreis 41 werden die korrigierten Abtastdaten von den redundanten Ansichtspaaren im Summier- Schaltkreis 44 zusammengefaßt; die resultierenden Abtastda ten werden in an sich bekannter Weise weiterverarbeitet, indem von ihnen im Schaltkreis 45 der negative Logarithmus zur Erzeugung eines einzelnen Projektionsprofils für jede Ansicht gebildet wird. Diese Projektionsprofile werden auf einen Rekonstruktions-Prozessor 46 gegeben, der sie über Filteranwendungen und Rückprojektionen in Schnitt- oder Scheibenbilder umformt, die am Ausgang 47 an den Rechner 26 ausgegeben werden.

Der Schaltkreis 43 zur Gewinn-Kalibrierung führt die oben beschriebenen Rechnungen zur Erzeugung eines Satzes von Ge winn-Kalibrierungsfaktoren γ_N nach jedem während eines Ab tastvorgangs erhaltenen Paar von redundanten Ansichten aus. Obwohl diese Werte γ_N an den Korrekturschaltkreis 41 ange legt und zur Änderung der Gewinnfaktor-Korrektur für jedes Paar von redundanten Ansichten benutzt werden kann, werden in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel die Sätze von Werten untersucht und in besonderer Weise miteinander kombi niert, um die beste Annahme für die wahren Gewinn-Verhält niszahlen herzuleiten; entsprechend werden neue Gewinn-Ka librierungsfaktoren γ_N an den Korrekturschaltkreis 41 aus gegeben.

Für den Fachmann auf diesem Gebiet sind im Rahmen der Er findung vielfältige Abänderungen und Weiterbildungen er sichtlich. Beispielsweise ist in dem beschriebenen Ausfüh rungsbeispiel das Detektorfeld konzentrisch oder zentriert um die Rotationsachse 19 ausgebildet. Die Erfindung läßt sich gleichermaßen in Systemen einsetzen, bei denen das De tektorfeld konzentrisch um die Brennflecke der Röntgenröhre 13 angeordnet ist, solange der dem Detektorfeld gegenüber liegende Bogen nicht zu groß ist.

Claims

1. Verfahren zur Bildung von Detektorkanal-Gewinnkali brierungsfaktoren (γ) in einem Computertomographie (CT)-Sy stem mit einer Röntgenquelle (13), die um ein abzubildendes Objekt (19) drehbar angeordnet ist, und einem eine Gruppe von Detektorkanälen (18) umfassenden Detektorfeld (16), über das eine entsprechende Gruppe von Röntgenstrahl-Inten sitätswerten zu jeder aus einer Reihe von Ansichten im Rah men der Drehung der Röntgenquelle (13) gebildet wird, ge kennzeichnet durch:

a) Gewinnen einer ersten Gruppe von Röntgenstrahl-In tensitätswerten, wobei die Röntgenstrahlen von einer ersten Brennfleckposition (P₁) der Röntgenquelle (13) ausgehen;
b) Drehen der Röntgenquelle (13) in eine Position zur Erfassung der nächsten Ansicht des Objekts (19);
c) Gewinnen einer zweiten Gruppe von Röntgenstrahl-In tensitätswerten mit Röntgenstrahlen, die von einer zweiten Brennfleckposition (P₂) der Röntgenquelle (13) ausgehen, die derart in der Drehebene der Röntgenquelle versetzt ist, daß die zweite Gruppe der Röntgenstrahl-Intensitätswerte redundant zu der ersten Gruppe von Röntgenstrahl-Intensi tätswerten ist;
d) rechnerische Bildung des relativen Gewinnfaktors (β) benachbarter Detektorkanäle, indem die in den Schritten a) und c) erfaßten Röntgenstrahl-Intensitätswerte ins Ver hältnis zueinander gesetzt werden; und
e) rechnerische Bildung eines Gewinn-Kalibrierungsfak tors (γ) für jeden Detektorkanal (18), welcher Faktor den Gewinn des betreffenden Detektorkanals (18) ins Verhältnis setzt zu einem Referenz-Detektorkanal in dem Detektorfeld (16), und wobei die im Schritt d) berechneten relativen Ge winnfaktoren (β) benutzt werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß sich das Detektorfeld (16) zusammen mit der Röntgen quelle (13) um das Objekt (19) dreht.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekenn zeichnet, daß der Referenz-Detektorkanal an einem Ende des Detektorfeldes (16) angeordnet ist.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der in Schritt e) gebildete Ge winnkalibrierungsfaktor (γ) ebenfalls den Gewinnfaktor je des Detektorkanals (18) ins Verhältnis setzt zu einem zwei ten Referenz-Detektorkanal, der an einem zweiten Ende des Detektorfeldes (16) lokalisiert ist, wobei die in Schritt d) gebildeten relativen Gewinnfaktoren (β) benutzt werden.

5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Schritte a), b) und c) im Rahmen der Drehung der Röntgenquelle um das Objekt wieder holt werden, um für jede Ansicht des Objekts eine redun dante Gruppe von Röntgenstrahl-Intensitätswerten zu gewin nen.

6. Verfahren zur Bildung von Detektorkanal-Gewinnkali brierungsfaktoren (γ) in einem Computertomographie(CT)-Sy stem mit einer Röntgenquelle (13), die um ein abzubildendes Objekt (19) drehbar angeordnet ist, und einem eine Gruppe von Detektorkanälen (18) umfassenden Detektorfeld (16), über das eine entsprechende Gruppe von Röntgenstrahl-Inten sitätswerten zu jeder aus einer Reihe von Ansichten im Rah men der Drehung der Röntgenquelle (13) gebildet wird, ge kennzeichnet durch:

a) Gewinnen einer ersten Gruppe von Röntgenstrahl-In tensitätswerten, wobei die Röntgenstrahlen von einer ersten Brennfleckposition (P₁) der Röntgenquelle (13) ausgehen;
b) Drehen der Röntgenquelle (13) in eine Position zur Erfassung der nächsten Ansicht des Objekts (19);
c) Gewinnen einer zweiten Gruppe von Röntgenstrahl-In tensitätswerten mit Röntgenstrahlen, die von einer zweiten Brennfleckposition (P₂) der Röntgenquelle (13) ausgehen, die derart in der Drehebene der Röntgenquelle versetzt ist, daß die zweite Gruppe der Röntgenstrahl-Intensitätswerte redundant zu der ersten Gruppe von Röntgenstrahl-Intensi tätswerten ist;
d) rechnerische Bildung der Differenz in den Gewinnänderungen (Δ) zwischen benachbarten Detektorkanälen, indem die in den Schritten a) und c) erfaßten Röntgenstrahl-Intensitätswerte ins Verhältnis zueinander gesetzt werden; und
e) rechnerische Bildung eines Gewinn-Kalibrierungsfak tors (γ) für jeden Detektorkanal (18) durch Konvolvieren der Differenz in den Verstärkungsänderungswerten (Δ) mit einem Filter-Kernel k.