(57)【要約】本発明は、複数のチャネルを備え、チャネルがそれぞれ検出器要素とこの後段に接続されたチャネル電子回路とを有し、異なる投影方向から投影を撮影するＸ線検出器における故障チャネルの信号復元方法に関する。この方法において、故障チャネルの信号が、同一の投影における近隣Ｍ個の近隣信号と、他の投影における近隣Ｍ個の近隣信号とを用いて復元される。
2005501685.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数のチャネルを備え、チャネルがそれぞれ検出器要素とこの後段に接続されたチャネル電子回路とを有し、異なる投影方向から投影を撮影するＸ線検出器における故障チャネルの信号復元方法において、故障チャネルの信号を、同一の投影における近隣Ｍ個の近隣信号と他の投影における近隣Ｍ個の近隣信号とを用いて復元することを特徴とするＸ線検出器における故障チャネルの信号復元方法。
【請求項２】
故障チャネルの信号を、近隣８個または２４個（Ｍ＝８またはＭ＝２４）の近隣信号を用いて復元することを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
故障チャネルの信号を、同一の投影の信号と時間的に直接に先行する投影の信号とから復元することを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
【請求項４】
故障チャネルの信号を、同一の投影の信号と、時間的に直接に先行する投影の信号と、時間的に直接に後続する投影の信号とから復元することを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
【請求項５】
故障チャネルの信号を、複数の時間的に先行する投影の信号および／または複数の時間的に後続する投影の信号から復元することを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の方法。
【請求項６】
Ｘ線検出器はそれぞれ複数の検出器要素を備えた複数の検出器行を有し、故障チャネルの信号は、同一の投影の同一検出器行における直近のチャネルと１つまたは複数の時間的に隣接する投影の同一検出器行における対応チャネルとからの暫定修正値ｖと、同一の投影および１つまたは複数の時間的に隣接する投影の２つの暫定修正値ｏ，ｕとにより復元され、ｏ，ｕは故障チャネルを含む検出器行に隣接する検出器行の信号から算出されることを特徴とする請求項１乃至５の１つに記載の方法。
【請求項７】
故障チャネルの信号の復元に必要な計算ステップおよび／または信号値および／または暫定修正値は重み係数を備えていることを特徴とする請求項１乃至６の１つに記載の方法。
【請求項８】
それぞれ複数の検出器要素を備えた複数の検出器行を有するＸ線検出器における故障チャネルの信号を復元するために、重み係数は故障チャネルを含む検出器行とそれぞれの検出器行との間隔に応じて選択されることを特徴とする請求項７記載の方法。
【請求項９】
故障チャネルの信号を、中間メモリを備えた信号復元装置により復元することを特徴とする請求項１乃至８の１つに記載の方法。
【請求項１０】
請求項１乃至９の１つに記載の方法を実施するために構成されていることを特徴とする医療装置。
【請求項１１】
ＣＴ装置として構成されていることを特徴とする請求項１０記載の医療装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、複数のチャネルを備え、チャネルがそれぞれ検出器要素とこの後段に接続されたチャネル電子回路とを有し、異なる投影方向から投影を撮影するＸ線検出器における故障チャネルの信号復元方法に関する。さらに、本発明はこの方法を実施するために構成された医療装置、とりわけＣＴ（コンピュータ断層撮影）装置に関する。
【０００２】
コンピュータ断層撮影は、例えば医療診断において重なりのない断層像を作成するのに用いられる。これらの断層像は、Ｘ線コンピュータ断層撮影の場合、Ｘ線管と適切な検出器とが患者の周りを円状またはスパイラル状に回転する最中に記録されたデータからコンピュータによって算出される（文献「Ｋａｌｅｎｄｅｒ，Ｗ．Ａ．：Ｃｏｍｐｕｔｅｒｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｅ．Ｇｒｕｎｄｌａｇｅｎ，Ｇｅｒａｅｔｅｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅ，Ｂｉｌｄｑｕａｌｉｔａｅｔ，Ａｎｗｅｎｄｕｎｇｅｎ．Ｐｕｂｌｉｃｉｓ  ＭＣＤ  Ｖｅｒｌａｇ，Ｍｕｅｎｃｈｅｎ，２０００」参照）。狙いは断層像をできるだけ短時間で取得することにある。
【０００３】
唯一の検出器行を有する、すなわち検出器要素の行状配置を有する検出器、いわゆる個別検出器を備えた従来のＣＴ装置は、非常に低いデータ検出速度のために、増大する臨床上の要求（呼吸休止中における器官全体の高分解能撮影、大きな容積の血管表示、等方性の高い分解能による解剖学上の空間的表示）を満たすことができなかった。
【０００４】
Ｘ線管および検出器の回転時間を短縮することによってデータ検出速度を高めることができるにしても、すぐに機械的な限界にぶつかる。それにもかかわらずデータ検出速度の更なる増大を可能にするために、最近では、いわゆる多数行検出器、すなわち多数行（例えば４行）の検出器要素を有する検出器を備えたＣＴ装置が開発された（Ｋａｌｅｎｄｅｒによる前記文献参照）。
【０００５】
いわゆる平面形検出器、すなわち大きな行数（例えば６４個の検出器行）を有する多数行検出器によって更に高められたデータ検出速度を得ようと努められており、これが現在の開発の対象である。
【０００６】
検出器チャネルが誤動作するか、または完全に故障した場合、その検出器チャネルの誤りのある信号または欠けている信号が全データ量に不安定性をもたらし、これは再構成断層像の品質に欠陥を生じさせる。該当チャネルの数および故障の種類に応じてリング状ないし線状のアーチファクトが現われる。これらのアーチファクトは、被検体における構造物を覆い隠し、それにより最善の場合には観察者によって不快に感じられる程度であるが、しばしば診断に不都合な影響を及ぼしたり、診断を全く不可能にしたりする。
【０００７】
図１ａには、完全に健全な検出器を備えたＣＴ装置により撮影された人間の患者の肩範囲における断層像が示されている。検出器の２６８８チャネルのうち例えば６４チャネルが故障しているとき、該当の検出器要素に実際に当たるＸ線量子数とは関係なく故障チャネルがそれぞれ一定の信号高さを有する場合には、図１ｂのように強いアーチファクトを有する断層像が生じる。以下においては、簡単化のために、チャネルが完全に故障しているのかそれとも誤差を持って動作するだけであるかには関係なく、常に故障チャネルと呼ぶ。
【０００８】
故障チャネルの原因は、本来の検出器要素自体の故障もあれば、後段に接続されている信号処理用電子回路における故障もある。従って、故障は該当検出器要素または信号処理用電子回路の該当部分を交換することによって取除かれる。しかしながら、このような交換は時間がかかり、コスト高である。
【０００９】
従って、故障チャネルの信号を復元して、交換を断念するか、またはＣＴ装置の作動中断を必要としないように交換を延期することができる方法が開発されている。独国特許出願公開第１９９２１７６３号明細書から公知の修正方法を使用した場合、図１ｂによる断層像の代わりに、図１ｃによる断層像が得られる。この得られた断層像は確かに明らかにアーチファクトが少なくなっているが、しかしはるかにアーチファクトがなくなったというわけではない。
【００１０】
Ｎ行の多数行検出器の場合、チャネル数は単一行検出器に存在するチャネル数のＮ倍である。従って、多数行検出器、とりわけ平面形検出器の場合、故障の確率は単一行検出器に対して少なくともＮ倍に上昇する。それゆえ、高い故障確率のためにしばしば検出器要素または信号処理用電子回路の部分を交換しなければならないことから、多数行検出器および平面形検出器の経済的な使用を危うくする。
【００１１】
本発明の課題は、かかる検出器に適した故障チャネルの信号復元方法およびかかる方法を実施するのための医療装置を提供することによって、多数行検出器および平面形検出器の実用的且つ経済的な使用のための条件を達成することにある。
【００１２】
この課題は、本発明によれば、請求項１もしくは請求項１０により解決される。
【００１３】
それに従って、復元すべき信号は、それぞれの現在の投影の近隣信号と少なくとも１つの他の投影の近隣信号とから復元される。
【００１４】
少なくとも１つの他の投影における信号も用いられるために、特別に現実に忠実な復元が、一般に、診断への不都合な影響が生じないし、観察者に不快またはいらだちを感じさせるアーチファクトは復元信号を利用して求めた断層像内には見えないし、しかも故障チャネルの交換も必要でないように達成される。この方法は既に存在する信号を呼び出すことから、高いデータ検出速度、つまりＸ線管および検出器の短い回転時間の場合にも使用することができるように十分に高速にて動作する。
【００１５】
図１ｂにおけると同じ信号から本発明による方法により得られた断層像を示す図１ｄから明らかのように、誤りは欠けているか又は誤りのある信号によって引き起こされる再構成断層像には実際上もはや生じていない。すなわち本発明による方法は事実上ほとんどアーチファクトのない断層像を供給する。
【００１６】
本発明の変形に従って、復元のために、信号が復元されるべき投影（以下において“現在の投影”と呼ぶ。）のいわゆる近隣８個のデータと、現在の投影に時間的に直接に先行する投影（以下において“先行する投影”と呼ぶ。）の近隣８個のデータとを使用すると特に好ましい。
【００１７】
本発明の枠内において、拡張された近隣のデータ、例えば近隣２４個のデータを使用する方法および／または先行する投影の時間的に前または現在の投影の時間的に後にある投影のデータによる付加的な増加のもとで動作する方法を適用することも可能である。
【００１８】
更に、本発明は、検出器システムが被検体に対して相対的に円状またはスパイラル状の軌道上を回転中心の周りを回転するのではなくて、他の性質の定角軌道に沿って移動する装置にも適用することができる。
【００１９】
用語「現在の投影」、「（時間的に直接に）先行する投影」、「（時間的に）隣接する投影」は、投影が時間的に相前後して撮影されるという事情を考慮して使用しているので、投影に対応したデータストリームが生じる。それゆえ、隣接する投影とは、現在の投影に対して時間的に関連のある且つもちろん位置的にも関連のある投影であって、当該投影の中に含まれるデータが現在の投影に関する故障チャネルの信号を復元するために適している投影である。隣接する投影は既述のとおり時間的に現在の投影の後にあってよいが、しかし（直接に）先行する投影の前にあってもよい。
【００２０】
以下において添付された概略図面に示された実施例に基づいて本発明を説明する。
図１は人間の患者における肩範囲の断層像を示し、図１ａは欠陥のない断層像、図１ｂは多数の故障チャネルを有する検出器システムにより撮影され、従ってアーチファクトを有する断層像、図１ｃは公知の修復方法により図１ｂにおけると同じ信号から得られた断層像、図１ｄは本発明により図１ｂにおけると同じ信号から得られる断層像、を示す。
図２および図３は本発明による方法を適用するための装置を原理図で示す。
図４は本発明による方法に基づく幾何学的関係を示す。
図５乃至図７は２つの使用された投影の本方法に利用された信号とこれらの信号の発生位置を示す。
【００２１】
図２および図３は本発明による方法の実施に適した第３世代のＣＴ装置を示す。このＣＴ装置の全体的に１にて示された測定装置は、全体的に２にて示されたＸ線源と、複数の行および列の検出器要素（図２にはこれらの１つがＤk,nで示されている。）から成る平面形アレイとして構成された検出器システム５とを有する。Ｘ線源２はこれの前方で線源付近に置かれたＸ線絞り３を備え、検出器システム５はこれの手前で検出器付近に置かれたＸ線絞り６を備えている（図３）。図２には図の見易さのために８行のみの検出器要素Ｄk,nが示されているが、しかしながら検出器システム５は図３に点線で示されているようにそれ以上の行の検出器要素Ｄk,nを有することができる。
【００２２】
一方でＸ線絞り３を備えたＸ線源２と他方でＸ線絞り６を備えた検出器システム５とが、図３から明らかなように、回転枠７に互いに、ＣＴ装置の作動時にＸ線源２から出て調整可能なＸ線絞り３によって絞り込まれたピラミッド状のＸ線ビーム束が検出器システム５に当たるように互いに対向して取付けられている。Ｘ線ビーム束の縁部ビームはＲＳで示されている。Ｘ線絞り６は、Ｘ線絞り３により調整されたＸ線ビーム束の横断面を、Ｘ線ビーム束が直接当たり得るＸ線検出器５の範囲のみが露出するように調整されている。これは、図２および図３に示された作動モードにおいては、８行の検出器要素Ｄk,nであり、この行は以下において活性行と呼ぶ。別の点線で示された行はＸ線絞り６によって覆われ、従って活性状態ではない。検出器要素Ｄk,nの各行はＫ個の検出器要素を有し（例えばＫ＝６７２）する。但し、ｋ＝１〜Ｋはいわゆるチャネルインデックスである。検出器要素Ｄk,nの活性行Ｌnは図３においてはＬ1〜ＬNで示されている。但し、ｎ＝１〜Ｎは行インデックスである。
【００２３】
従って、検出器要素Ｄ244,7は、７番目の検出器行（ｎ＝７）のチャネルｋ＝２４４の検出器要素である。
【００２４】
Ｘ線ビーム束は図２および図３に記入されている円錐（コーン）角βを有し、この円錐角βはシステム軸線Ｚおよび焦点Ｆを含む平面におけるＸ線ビーム束の開き角である。システム軸線Ｚに対して直角方向に配置され焦点Ｆを含む平面におけるＸ線ビーム束の開き角であるファン角φが図２に記入されている。
【００２５】
回転枠７は駆動装置２２によりシステム軸線Ｚの周りを回転させられる。システム軸線Ｚは図２に示されている空間の直角座標系のｚ軸に対して平行に延びる。
【００２６】
検出器システム５の列は同様にｚ軸の方向に延び、これに対してｚ軸の方向に測定される幅ｂを有しその幅が例えば１ｍｍである行はシステム軸線Ｚもしくはｚ軸に対して直角方向に延びる。
【００２７】
被検体、例えば患者ＰをＸ線ビーム束のビーム路に運び入れできるようにするために寝台装置９が設けられており、この寝台装置９はシステム軸線Ｚに対して平行に、すなわちｚ軸の方向に、寝台装置９の並進速度と回転枠７の回転速度との比が一定となるように寝台装置の並進運動と回転枠７の回転運動との間の同期化が存在するように移動可能である。この比は、回転枠の１回転当たりの寝台装置の送りｈについて所望値を選ぶことによって調整可能である。
【００２８】
従って、寝台装置９の上における被検体のボリュームはボリューム走査の進行中に検査される。このボリューム走査は、測定ユニット１の回転および寝台装置９の並進を同時に行いながら測定ユニット１の回転毎に種々の投影方向からの多数の投影が測定ユニットにより撮影されるようにスパイラル走査の形で行なうことができる。スパイラル走査の場合、Ｘ線源の焦点Ｆは寝台装置９に対して相対的に図２にＳで示されているスパイラル軌道上を移動する。
【００２９】
スパイラル走査中に検出器システム５の各活性行の検出器要素からパラレル（並列）に読み出され個々の投影に対応する測定データは、とりわけ回転枠７に配置されているデータ処理ユニット１０でアナログ−ディジタル変換を受け、シリアル化され、画像コンピュータ１１に伝送される。データ処理ユニット１０は、図示されていないが、各検出器要素に対してそれぞれの後段に接続されチャネル電子回路と呼ばれる信号処理用電子回路を含んでいる。
【００３０】
スパイラル走査の代替として、送りｈ＝０を設定して、その結果として焦点Ｆが円軌道上を移動するようにすることもできる。この作動様式はたいていトモグラム走査と呼ばれる。トモグラム走査の場合にも測定ユニット１の回転毎に種々の投影方向からの多数の投影が撮影される。
【００３１】
画像コンピュータ１１の前処理ユニット１２内での測定データの前処理後に、すなわち投影の前処理後に、その結果生じるデータストリームが再構成ユニット１３に達する。再構成ユニット１３は測定データから被検体の所望断層のＣＴ画像を、スパイラル走査の場合には公知のスパイラル補間法（例えば１８０ＬＩまたは３６０ＬＩインタポレーション）に基づいて、トモグラム走査の場合には同様に公知の方法に基づいて再構成する。
【００３２】
ＣＴ画像はマトリックス状に配置されているピクセルから構成され、ピクセルはそれぞれの画像平面に割り付けられていて、各ピクセルにはＣＴ値がハウンズフィールド単位（ＨＵ）で割り付けられ、個々のピクセルはＣＴ値／グレー値スケールに従ってそれぞれのＣＴ値に応じたグレー値で表示される。
【００３３】
断層像再構成ユニット１３によって投影から再構成された断層像は、画像コンピュータ１１に接続されている表示ユニット１６、例えばモニタに表示される。
【００３４】
図２および図３によるＣＴ装置は、検出器システム５の故障チャネルにおける信号の復元のための更に詳細に説明する本発明による方法を実施するために構成されているので、画像コンピュータは更に信号復元装置１４およびこれに付設された中間メモリ１５を有する。
【００３５】
Ｘ線源２、例えばＸ線管は、発生器ユニット１７から必要な電圧および電流、例えば管電圧Ｕを供給される。この電圧をその都度必要な値に調整するために、発生器ユニット１７には必要な調整を行なうキーボード１９を備えた制御ユニット１８が付設されている。
【００３６】
ＣＴ装置のその他の操作および制御も制御ユニット１８およびキーボード１９により行なわれる。このことは、制御ユニット１８が画像コンピュータ１１に接続されていることによって示されている。
【００３７】
とりわけ、検出器要素Ｄk,nの活性行の個数Ｎと、これにともなうＸ線絞り３，６の位置とは調整可能であり、このために制御ユニット１８はＸ線絞り３，６に付設された調整ユニット２０，２１に接続されている。更に、回転枠７が全回転のために要する回転時間τを調整することができ、このことは回転枠７に付設された駆動ユニット２２が制御ユニット１８に接続されていることによって示されている。
【００３８】
検出器システム５の１つまたは複数のチャネルの故障の場合（故障はそれぞれの検出器要素自体および／またはそれの後段に接続されたチャネル電子回路によって引き起こされ得る。）、各故障チャネルの信号が本発明による方法に基づいて復元される。
【００３９】
このために、本発明による方法の第１の変形に相当する第１の作動様式では、その都度の現在の投影の撮影中に、現在の投影内にその都度存在する故障に応じて故障チャネルの完全に欠けているか又は誤りのある信号が、中間メモリ１５に取込まれ直接に先行する投影の故障チャネルに隣接するチャネルの信号と、現在の投影の対応するチャネルの信号とに基づいて復元される。これは信号復元装置１４において行なわれる。
【００４０】
第１の作動様式において、故障チャネルの信号の復元は、故障チャネルＤに直接に隣接する近隣８個（Ｍ＝８）のチャネルの信号に基づいて行なわれる。これらのチャネルが図５には簡単化のために１〜８にて示され、ここでは故障チャネルがＤにて示されている。ここにおいて、チャネル４，５は故障チャネルＤと同じ検出器行に属するチャネルである。チャネル６〜８は故障チャネルＤを含む検出器行のｚ軸方向に直前にある検出器行に属し、チャネル１〜３は故障チャネルＤを含む検出器行のｚ軸方向に直後に配置された検出器行に属する。従って、故障チャネルが検出器行Ｌ3にあるとすると、チャネル４，５は同様にＬ3にあり、チャネル６〜８は検出器行Ｌ2にあり、チャネル１〜３は検出器行Ｌ4にある。
【００４１】
図４に従って焦点が位置Ｆaを取り、検出器が位置５aを取る現在の投影の撮影において、故障チャネルＤの近隣８個のチャネルは、図５の左側に示されているように、信号ｓａ１〜ｓａ８を供給する。現在の投影に関する縁部ビームは、図４に、Ｘ線ビーム束についてはまとめてＲＳaで示され、故障チャネルＤの近隣８個に当たる部分Ｘ線ビーム束についてはｓａ４，ｓａ５で示されている。Ｘ線ビーム束によって捕捉される円形の測定フィールドが図４にＭＦで示されている。
【００４２】
現在の投影に直接に先行する投影の撮影において、焦点および検出器は図４にＦv，５vで示されている位置を取り、Ｘ線ビーム束の該当の縁部ビームはＲＳｖで示され、部分Ｘ線ビーム束の該当の縁部ビームはｓｖ４，ｓｖ５で示されている。故障チャネルＤの近隣８個のチャネルから現在の投影に直接に先行する投影の撮影時に発生する出力信号は、図５の右側にｓｖ１〜ｓｖ８で示されている。これらの信号は記述のとおり中間メモリ１５に記憶されている。
【００４３】
信号ｓａ１〜ｓａ８およびｓｖ１〜ｓｖ８に基づいて現在の投影における故障チャネルの信号Ｄrの復元が次に従って行なわれる。
【００４４】
これらのチャネルの信号から、信号復元装置１４は第１の復元ステップにおいて次式を介して暫定修正値ｖを算出する。
ｖ＝０．２５×（ｓａ４＋ｓａ５＋ｓｖ４＋ｓｖ５）
【００４５】
画像面（図４の紙面）に対して垂直に変化する被検体構造の影響を検出するために、信号復元装置１４は、故障チャネルを含む行の上下の検出器行について、同様に暫定修正値ｏ，ｕを算出する。
ｏ＝０．２５×（ｓａ１＋ｓａ３＋ｓｖ１＋ｓｖ３）
ｕ＝０．２５×（ｓａ６＋ｓａ８＋ｓｖ６＋ｓｖ８）
【００４６】
信号復元装置１４は、復元された信号Ｄrを暫定修正値ｖ，ｏおよびｕからとりわけ次式すなわち
Ｄr＝ｖ−０．５×（ｏ−ｓａ２＋ｕ−ｓａ７）
を介して、あるいは
Ｄr＝ｖ×０．５×［（ｓａ２／ｏ）＋（ｓａ７／ｕ）］
を介しても算出する。
【００４７】
現在の投影について上述したように、撮影される全ての投影について走査経過中に行なわれ、その結果、故障チャネルの信号に関して修正されたデータストリームが生じ、これを断層像再構成ユニット１３が断層像の再構成のために呼び出す。すなわち、断層像は、断層像再構成ユニット１３によって、故障チャネルのその都度復元された信号を含む投影に基づいて再構成され、既に述べたように表示装置１６に表示される。その場合に、上述のように、スパイラル走査とトモグラム走査とのどちらが実施されたかには関係なく行なわれる。
【００４８】
図４から明らかのように、Ｘ線源１および検出器システム５は共通に、図４の紙面に対して垂直なシステム軸線Ｚの周りおけるスパイラル状もしくは円状の定角軌道上を移動し、しかも焦点Ｆと検出器５の中央とを結ぶ接続線の角度位置に関して、個々の投影の信号は、直接に先行する投影に対して異なる角度位置でそれぞれ検出される。
【００４９】
本発明による方法は、投影から投影までの焦点Ｆおよび検出器システム５のこの前進移動を利用する。つまり、この前進移動と、現在の投影およびその都度直接に先行する投影の故障チャネルの近隣からの信号の使用とが、まず、上述のように近隣信号からの平均値による故障チャネルの信号の復元すなわち近似を可能にする。このやり方は、被検体を通過し近隣信号の基礎になるビーム路が平均してできるだけ故障チャネルＤに属するビーム路と相違しないことを保証する。従って、焦点Ｆから出たＸ線の初期強さに対して焦点Ｆから故障チャネルへのＸ線ビーム路において生じる減弱値は、故障チャネルの近隣のからのチャネルの平均値形成に利用された信号の値によって特に良好に近似される。この場合、故障チャネルに対する近隣チャネルの選択は、かかる近隣チャネルが同一の検出器行にあり、かつかかる近隣チャネルにおいては投影の撮影時点における管焦点の位置からチャネル中央までの接続線と、管焦点の位置から現在の投影の故障チャネルまでの接続線との平均距離が最小であるというような近隣チャネルの選択が基礎となる。
【００５０】
従って、総合的に極めて正確な近似が生じる。上述の前進移動の利用がなければ、もしくは現在の投影と少なくとも１つの他の投影（上述の作動様式の場合には直接に先行する投影）とからの信号の使用がなければ、ほぼ同様に正確な近似さえも可能でないであろう。
【００５１】
従って、上述の復元変形では故障チャネルの近隣８個チャネルの誤りのない信号の存在が前提とされる。
【００５２】
第１の作動様式では、中間メモリ１５は非常に小さくてよい。なぜならば、いつもその都度先行する投影のデータのみが存在すればよく、現在の投影のデータの修正後にこれでもって書き換えればよいからである。つまり、このデータは次の（現在の）投影の修正にとっては先行する投影のデータであるというわけである。
【００５３】
キーボード１９により選択可能な代替としての第２の作動様式においては、故障チャネルの信号復元が第１の作動様式と似たように行われるが、しかし図６に従って３つの時間的に隣接する投影が用いられる本発明の変形が適用される。この変形は時間的に見て平均した投影の故障チャネルの信号復元に適用される。この場合に付加的に信号ｓｆ１〜ｓｆ８が用いられる。
【００５４】
それぞれｖ，ｏおよびｕについてその都度の検出器行の相応する６つの信号にわたる平均値を形成すべきである。
【００５５】
信号復元装置１４は暫定修正値ｖを、
ｖ＝（ｓａ４＋ｓａ５＋ｓｖ４＋ｓｖ５＋ｓｆ４＋ｓｆ５）／６
を介して算出する。暫定修正値ｏおよびｕについては、
ｏ＝（ｓａ１＋ｓａ３＋ｓｖ１＋ｓｖ３＋ｓｆ１＋ｓｆ３）／６
ｕ＝（ｓａ６＋ｓａ８＋ｓｖ６＋ｓｖ８＋ｓｆ６＋ｓｆ８）／６
が得られる。
【００５６】
信号復元装置１４は復元された信号Ｄrを暫定修正値ｖ，ｏおよびｕから特に前述の変形と似たように、
Ｄr＝ｖ−０．５×（ｏ−ｓａ２＋ｕ−ｓａ７）
を介して、または
Ｄr＝ｖ×０．５×［（ｓａ２／ｏ）＋（ｓａ７／ｕ）］
を介して算出する。
【００５７】
キーボード１９により他の代替として選択可能な第３の作動様式においては、故障チャネルの信号復元がその都度の現在の投影とこれに先行する投影とに基づく近隣２４個（Ｍ＝２４）の信号を用いて行なわれる本発明の変形が適用される。
【００５８】
それに従って、図７によれば付加的にｓａ９〜ｓａ２４およびｓｖ９〜ｓｖ２４が考慮される。故障チャネルが検出器行Ｌ3にあるという前提のもとで、信号ｓａ２３，ｓａ４，ｓａ５およびｓａ１５並びにｓｖ２３，ｓｖ４，ｓｖ５およびｓｖ１５が同様に検出器行Ｌ3にあるチャネル２３，４，５および１５に属する。信号ｓａ２２，ｓａ６，ｓａ７，ｓａ８およびｓａ１６並びにｓｖ２２，ｓｖ６，ｓｖ７，ｓｖ８およびｓｖ１６が検出器行Ｌ2にあるチャネル２２，６，７，８および１６に属する。信号ｓａ２１，ｓａ２０，ｓａ１９，ｓａ１８およびｓａ１７並びにｓｖ２１，ｓｖ２０，ｓｖ１９，ｓｖ１８およびｓｖ１７が検出器行Ｌ1にあるチャネル２１，２０，１９，１８および１７に属する。これに対して、信号ｓａ２４，ｓａ１，ｓａ２，ｓａ３およびｓａ１４並びにｓｖ２４，ｓｖ１，ｓｖ２，ｓｖ３およびｓｖ１４が検出器行Ｌ4にあるチャネル２４，１，２，３および１４に属する。信号ｓａ９，ｓａ１０，ｓａ１１，ｓａ１２およびｓａ１３並びにｓｖ９，ｓｖ１０，ｓｖ１１，ｓｖ１２およびｓｖ１３が検出器行Ｌ5にあるチャネル９，１０，１１，１２および１３に属する。
【００５９】
これらのチャネルの信号から、信号復元装置１４が暫定修正値ｖを次の式を介して算出する。
ｖ＝０．１２５×（ｓｖ２３＋ｓｖ４＋ｓｖ５＋ｓｖ１５＋ｓａ２３＋ｓａ４＋ｓａ５＋ｓａ１５）
【００６０】
画像平面（図４の紙面）に対して垂直に変化する被検体構造の影響を検出するために、故障チャネルを含む検出器行のｚ方向において前および後にある検出器行について、今や４つの暫定修正値ｏ，ｐおよびｕ，ｗが必要である。
ｏ＝０．１２５×（ｓｖ９＋ｓｖ１０＋ｓｖ１２＋ｓｖ１３＋ｓａ９＋ｓａ１０＋ｓａ１２＋ｓａ１３）
ｐ＝０．１２５×（ｓｖ２４＋ｓｖ１＋ｓｖ３＋ｓｖ１４＋ｓａ２４＋ｓａ１＋ｓａ３＋ｓａ１４）
ｕ＝０．１２５×（ｓｖ２２＋ｓｖ６＋ｓｖ８＋ｓｖ１６＋ｓａ２２＋ｓａ６＋ｓａ８＋ｓａ１６）
ｗ＝０．１２５×（ｓｖ２１＋ｓｖ２０＋ｓｖ１８＋ｓｖ１７＋ｓａ２１＋ｓａ２０＋ｓａ１８＋ｓａ１７）
【００６１】
信号復元装置１４は復元された信号Ｄrを暫定修正値ｖ，ｏ，ｐ，ｕおよびｗから、特に、
Ｄr＝ｖ−０．５×［（ｏ＋ｐ）／２−（ｓａ２＋ｓａ１１）／２＋（ｗ＋ｕ）／２−（ｓａ７＋ｓａ１９）／２］
を介して、または
Ｄr＝ｖ×０．５×［（ｓａ２＋ｓａ１１）／（ｏ＋ｐ）＋（ｓａ７＋ｓａ１９）／（ｗ＋ｕ）］
を介して算出する。
【００６２】
第３の作動様式は、第２の作動様式と同様に、現在の投影に直接に先行する投影の信号のほかに、現在の投影に直接に後続する投影の信号も修正に考慮して、少し変更することができる。
【００６３】
既述の実施例では隣接する検出器行の信号の影響がそれぞれ１の重み係数で用いられる。しかしながら、故障チャネルを含む検出器行とそれぞれの検出器行とのｚ方向に測定した間隔を考慮した１よりも小さい重み係数を適用することもできる。この場合、間隔が大きいほど重み係数は小さくなる。
【００６４】
既述の実施例の場合には１つの故障チャネルのみの信号が復元される。同様にして複数の故障チャネルの信号を復元することもでき、その場合、故障チャネルはその都度使用される大きさを有する近隣の健全なチャネルによって取囲まれていることが本発明の適用可能性の前提条件である。
【００６５】
検出器要素は、本発明の枠内において、衝突するＸ線量子を直接的に電気信号に変換する検出器要素であってもよいし、衝突するＸ線量子をシンチレータおよびホトダイオード装置により間接的に電気信号に変換する検出器要素であってもよい。
【００６６】
既述の実施例の場合、測定ユニット１と寝台装置９との間の相対的な移動はその都度寝台装置９が移動されることによって発生される。しかしながら、本発明の枠内において、寝台装置を位置固定し、その代わりに測定ユニット１を移動させることも可能である。更に、本発明の枠内において必要な相対的移動を測定ユニット１の移動によっても寝台装置９の移動によっても発生させることが可能である。
【００６７】
Ｘ線コーンビーム束は既述の実施例のでは矩形の横断面を有する。しかしながら、本発明の枠内において他の横断面も可能である。
【００６８】
既述の実施例との関係では、第３世代のＣＴ装置が使用され、すなわちＸ線源および検出器システムが画像作成中共通にシステム軸線の周りを移動させられる。しかし、本発明は、Ｘ線源のみがシステム軸線の周りを移動させられ、静止している検出器リングと協動するような第４世代のＣＴ装置と関連しても、検出器システムが検出器要素の多数行アレイである限り適用することができる。
【００６９】
第５世代のＣＴ装置、すなわちシステム軸線の周りを移動させられる１つまたは複数のＸ線源の１つの焦点のみならず複数の焦点からＸ線が出るＣＴ装置においても、検出器システムが検出器要素の多数行のアレイを有する限り、本発明による方法を適用することができる。
【００７０】
既述の実施例との関係で使用されたＣＴ装置は、直交マトリックス形式に従って配置された検出器要素を備えた検出器システムを有する。しかしながら、本発明は、別のやり方で平面形アレイとして配置されている検出器要素を有する検出器システムを備えたＣＴ装置と関係させて適用することもできる。
【００７１】
既述の実施例は本発明の医療用途に関係する。しかしながら、本発明は医療用途のほかにも、例えばＣＴ装置による非破壊材料検査に適用することができる。
【００７２】
特に画像コンピュータ１１の上述した構成に関する既述の実施例は模範例に過ぎない。例えば信号復元装置１４および中間メモリ１５は個別のコンピュータユニットの構成部分であってもよい。
【００７３】
以上のとおり、本発明は、医療装置、とりわけＣＴ装置のデータ取得システムの誤差を持って動作する又は完全に故障したチャネルの信号を復元することを可能にする修正方法を使用する。撮影中に誤差を持って動作する又は完全に故障した検出器チャネルの信号は同じ投影のそのチャネルに隣接するチャネルの信号とこの投影に時間的に先行および／または後続する投影の相応の信号とから算出される。その算出は、例えば信号復元装置および中間メモリを用いて行なわれる。
【００７４】
従って、とりわけ、ＣＴ装置を、特に医療診断において、故障チャネルにもかかわらず再構成断層像の最小限の品質損失でもって作動させるか、もしくは故障発生後も継続作動させることが可能である。復元された信号を含む投影に基づいて再構成した断層像は、たとえ個々の検出器要素の信号を完全に失っても、非常に良好に評価可能であり、障害となる画像アーチファクトがない。
【図面の簡単な説明】
【００７５】
【図１】人間の患者における肩範囲の断層像図
【図２】本発明による方法を適用するための装置の原理図
【図３】図２による装置の一部を詳細に示す原理図
【図４】本発明による方法に基づく幾何学的関係を示す説明図
【図５】本発明方法の実施例において利用される投影の信号と信号発生位置との関係を示す説明図
【図６】本発明方法の他の実施例において利用される投影の信号と信号発生位置との関係を示す説明図
【図７】本発明方法の更に別の実施例において利用される投影の信号と信号発生位置との関係を示す説明図
【符号の説明】
【００７６】
１              測定装置
２              Ｘ線源
３              Ｘ線絞り
５              検出器システム
６              Ｘ線絞り
７              回転枠
９              寝台装置
１０              データ処理装置
１１              画像コンピュータ
１２              前処理ユニット
１３              再構成ユニット
１４              信号復元装置
１５              中間メモリ
１６              表示装置
１７              発生器ユニット
１８              制御ユニット
１９              キーボード
２０              調整ユニット
２１              調整ユニット
２２              駆動ユニット
Ｄk,n            検出器要素
ｋ（１〜Ｋ）      チャネルインデックス
ｎ（１〜Ｎ）      行インデックス
β                円錐角
φ                ファン角
Ｄ                故障チャネル
Ｄr              故障チャネルの信号
Ｆ                焦点
Ｆa              焦点位置
Ｆv              焦点位置
Ｌ                検出器行
Ｍ                近隣個数
ＭＦ              測定フィールド
Ｎ                活性行数
Ｐ                患者
ＲＳ              縁部ビーム
ＲＳa            縁部ビーム
ＲＳv            縁部ビーム
Ｚ                システム軸線
ｈ                送り
ｘ，ｙ，ｚ        空間直交座標軸
ｓａ１〜ｓａ２４  信号
ｓｖ１〜ｓｖ２４  信号
ｓｆ１〜ｓｆ      信号
ｖ，ｏ，ｕ        暫定修正値
【図２】
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【図３】
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【国際公開パンフレット】
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【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
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【国際調査報告】
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