DE19525605A1 - Röntgen-Detektoranordnung mit verringertem effektivem Abstand - Google Patents
Röntgen-Detektoranordnung mit verringertem effektivem AbstandInfo
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Description
Die Erfindung betrifft eine Computertomographie (CT)-Bildgebungsanlage
und insbesondere den Aufbau von Detektorfeldern oder Detektor-Arrays
für Mehrscheiben- und volumetrische CT-(VCT von volumetric computed
tomography)-Anlagen.
Bei einer bekannten Computertomographie-Anlage erzeugt eine Röntgen
quelle ein fächerförmiges Strahlbündel, das derart ausgerichtet ist,
daß es innerhalb der X-Y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems
liegt, die "Bildebene" genannt wird. Das Röntgenstrahlbündel durch
dringt das abzubildende Objekt, beispielsweise einen Patienten, und
trifft auf ein lineares Feld von Strahlungsdetektoren auf. Die Inten
sität der durch das Objekt hindurchgehenden Strahlung hängt von der
Schwächung des Röntgenstrahlbündels ab. Jeder Detektor erzeugt ein ge
sondertes elektrisches Signal, das ein Maß für die Bündelschwächung
ist. Die Schwächungsmessungen von allen Detektoren werden separat ge
wonnen, um den Durchtrittsverlauf zu erzeugen.
Die Röntgenquelle und das Detektorfeld einer herkömmlichen CT-Anlage
der dritten Generation rotieren auf einem Träger in der Bildebene und
um das Objekt herum, so daß der Winkel, unter dem das Röntgenstrahl
bündel das Objekt schneidet, sich konstant ändert. Eine Gruppe
Röntgenstrahlen-Schwächungsmessungen von dem Detektorfeld unter einem
bestimmten Winkel wird als "Ansicht" (View) bezeichnet, und ein
"Abtasten" (Scan) des Objektes weist einen Satz von Ansichten auf, die
unter verschiedenen Winkelorientierungen während einer Umdrehung der
Röntgenquelle und des Detektors gemacht werden. Bei einer 2D-Abtastung
werden Daten verarbeitet, um ein Bild zu konstruieren, das einer
zweidimensionalen Scheibe entspricht, die durch das Objekt aufgenommen
worden ist. Das vorherrschende Verfahren zum Rekonstruieren eines
Bildes aus 2D-Daten wird auf diesem technischen Gebiet als gefilterte
Rückprojektionstechnik bezeichnet. Dieser Prozeß setzt die
Schwächungsmessungen aus einer Abtastung in ganze Zahlen um, die als
"CT-Zahlen" oder "Hounsfields-Einheiten" bezeichnet werden, die zur
Steuerung der Helligkeit eines entsprechenden Pixels auf einem Display
mit einer Kathodenstrahlröhre benutzt werden.
Ein VCT-Abtaster (Scanner) gewinnt bei einer einzigen Trägerumdrehung
3D-Volumenbilder, die mehreren Schichtbildern entsprechen. Mehrere
Abtastverfahren werden angewandt, die allesamt ein zweidimensionales
Feld oder eine zweidimensionale Matrix von Detektorelementen benutzen,
die Schwächungsmessungen in der X- oder in der "In-der-Schicht"-
Richtung und in der Z- oder "Schicht" -Richtung sammeln. Um Abtast-
Alias-Artefakte in rekonstruierten Scheibenbildern zu verringern, wird
die Auflösung sowohl in der Schicht- als auch in der In-der-Schicht-
Richtung durch Verringerung des Detektorabstandes reduziert. Dies wird
hauptsächlich dadurch erreicht, daß man die Größe jedes
Detektorelements verringert. Allerdings wurde eine Grenze erreicht,
bei der eine verbesserte Auflösung nicht mehr erzielt werden kann, da
die aktive Detektoroberfläche zu klein wird, um ein geeignetes Signal
zu liefern. Mit anderen Worten heben Artefakte infolge eines erhöhten
Signalrauschens die Verringerung von Bildartefakten infolge einer
gesteigerten Detektorauflösung auf.
Die vorliegende Erfindung betrifft ein zweidimensionales Feld von De
tektorelementen, in dem einzelne Detektorelemente in benachbarten Zei
len oder Spalten bzw. sowohl in Zeilen als auch in Spalten sich ab
wechseln, um den effektiven Detektorabstand entlang einer oder beider
Richtungen des Detektorfeldes zu verringern, ohne daß die Oberfläche
des Detektors verringert wird. Der Abstand bzw. die Steigung wird
entlang einer Richtung dadurch verringert, daß man benachbarte Zeilen
oder Spalten von Detektorelementen um die Hälfte der Länge eines
Detektorelements entlang dieser Richtung versetzt anordnet. Dies kann
dadurch verwirklicht werden, daß man entweder quadratische oder
rechteckförmige Detektorelemente benutzt. Allerdings sind auch andere
Formen für Detektorelemente denkbar. Der Abstand entlang einer
Richtung kann auch dadurch verringert werden, daß die Detektorelemente
schräg angeordnet werden, damit die Mitten von benachbarten Zeilen
oder Spalten um die Hälfte der Länge eines Detektorelements entlang
dieser Richtung versetzt angeordnet sind.
Ein allgemeines Ziel der Erfindung liegt darin, den effektiven Detek
torabstand entlang einer der Richtungen zu reduzieren, ohne die Ober
fläche jedes Detektorelements zu verringern. Durch versetztes oder
schräges Anordnen der Detektorelemente werden die Mitten der Detektor
elemente in benachbarten Zeilen oder Spalten um die Hälfte einer De
tektorlänge entlang dieser Richtung versetzt. Durch Kombinieren von
Signalen von Detektorelementen während einer Bildrekonstruktion ist
der effektive Abstand, der durch die versetzten Detektormitten
gebildet wird, kleiner als der eines herkömmlichen Detektorfeldes.
Ein weiteres fiel der Erfindung ist es, den effektiven Detektorabstand
entlang beider Richtungen eines zweidimensionalen Detektorfeldes zu
reduzieren, ohne die Oberfläche eines jeden Detektorelements zu ver
ringern. Durch Drehen quadratischer Detektorelemente um ihre Mitten um
45° werden die Detektormitten von benachbarten Zeilen und Spalten ver
setzt. Durch Kombinieren von Signalen von Detektorelementen während
einer Bildrekonstruktion ist der effektive Abstand kleiner als der ei
nes herkömmlichen Detektorfeldes mit den gleichen Detektorelementen.
Ein besonderes Ziel der Erfindung ist es, den effektiven Detektorab
stand entlang einer Richtung eines zweidimensionalen Detektorfeldes zu
verringern, ohne den Herstellungsaufwand zu erhöhen. Statt benachbarte
Zeilen oder Spalten des Detektorfeldes versetzt anzuordnen, um die
Detektormitten zu versetzen, kann die Form der Detektorelemente abge
schrägt werden, um das gleiche Ergebnis zu erhalten. Der Vorteil die
ses Ansatzes ist der, daß die Ränder der Detektorelemente in einer ge
raden Linie ausgerichtet bleiben, wodurch das Herausführen leitfähiger
Pfade aus dem Detektorfeld und das Anordnen von Kollimatorplatten zur
Positionierung über dem Detektorfeld, um Streuungen zu verringern, er
leichtert wird.
Es zeigt
Fig. 1 eine Bildansicht einer CT-Bildgebungsanlage, in der die Erfin
dung verwirklicht werden kann,
Fig. 2 ein Blockschaltbild der CT-Bildgebungsanlage,
Fig. 3A-3D Draufsichten von vier bevorzugten Ausführungsformen des
Detektorfeldes, das einen Teil der CT-Bildgebungsanlage nach Fig.
und 2 bildet, und
Fig. 4 eine Draufsicht eines typischen Detektorfeldes nach dem Stand
der Technik.
Wir betrachten zunächst die Fig. 1 und 2. Eine Computertomographie-
(CT)-Bildgebungsanlage 10 enthält einen Träger 12, der einen CT-Abta
ster der "dritten Generation" darstellt. Der Träger 12 weist eine
Röntgenquelle 13 auf, die ein konusförmiges Röntgenstrahlbündel 14 zu
einem Detektorfeld 16 auf der gegenüberliegenden Seite des Trägers ab
strahlt. Das Detektorfeld 16 ist durch eine Anzahl von Detektorelemen
ten 18 gebildet, die zusammen die abgestrahlten Röntgenstrahlen abfüh
len, die durch einen Patienten 15 hindurchgehen. Jedes Detektorelement
18 liefert ein elektrisches Signal, das die Intensität eines auf
fallenden Röntgenstrahlbündels und damit dessen Schwächung darstellt,
das durch den Patienten hindurchgeht. Während einer Abtastung zur Ge
winnung von Röntgenprojektionsdaten rotieren der Träger 12 und die
daran befestigten Komponenten um den Rotationsmittelpunkt 19, der in
dem Patienten 15 liegt.
Die Rotation des Trägers und der Betrieb der Röntgenquelle 13 werden
von einem Steuermechanismus 20 der CT-Anlage gesteuert. Der Steuerme
chanismus 20 enthält einen Röntgencontroller 22 bzw. eine Röntgen
steuereinrichtung, die die Energie- und Taktsignale für die Röntgen
quelle 13 liefert, sowie eine Trägermotor-Steuereinrichtung 23, die
die Rotationsgeschwindigkeit und die Position des Trägers 12 steuert.
Eine Datenerfassungseinrichtung (DAS von data acquisition system) 24
in dem Steuermechanismus 20 tastet analoge Daten von den Detektorele
menten 18 ab und setzt die Daten in digitale Signale für eine nachfol
gende Verarbeitung um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 25 nimmt
die abgetasteten und digitalisierten Röntgendaten von der DAS 24 auf
und führt eine Hochgeschwindigkeits-Bildrekonstruktion durch. Das re
konstruierte Bild wird als Eingangssignal an einen Computer 26 ange
legt, der das Bild in einem Massenspeicher 29 ablegt.
Der Computer 26 empfängt ferner Befehle und Abtastungsparameter von
einer Bedienperson über eine Konsole 30, die eine Tastatur aufweist.
Eine dazugehörige Anzeigeeinrichtung 32 mit einer Kathodenstrahlröhre
ermöglicht der Bedienperson, das rekonstruierte Bild und weitere Daten
von dem Computer 26 zu betrachten. Die von der Bedienperson eingegebe
nen Befehle und Parameter werden vom Computer 26 benutzt, um Steuersi
gnale und Informationen der DAS 24, der Röntgensteuereinrichtung 22
und der Trägermotor-Steuereinrichtung 23 zuzuführen. Außerdem betreibt
der Computer 26 eine Tischmotor-Steuereinrichtung 34, die einen mit
einem Motor ausgestatteten Tisch 36 steuert, um den Patienten 15 in
dem Träger 12 zu positionieren.
Wie in Fig. 4 dargestellt ist, handelt es sich bei dem herkömmlichen
zweidimensionalen Detektorfeld 16 um eine Matrix von quadratischen
oder rechteckigen Detektorelementen 18, die in Spalten, die sich ent
lang der In-der-Scheiben-Richtung (das ist bei der bevorzugten Ausfüh
rungsform die x-Achse) erstrecken, und in Zeilen angeordnet sind, die
sich entlang der Scheibenrichtung (das ist bei der bevorzugten Ausfüh
rungsform die z-Achse) erstrecken. Die Mitten der Detektorelemente 18
liegen auf geradlinigen Zeilen und Spalten. Die Auflösung entlang der
z-Achse oder der x-Achse wird durch den Abstand zwischen aufeinander
folgenden Mitten der Detektorelemente gemessen.
Wir betrachten nunmehr insbesondere Fig. 3A. Bei einer ersten Ausfüh
rungsform der Erfindung wird der Detektorabstand entlang der x-Achse
effektiv dadurch reduziert, daß abwechselnde Spalten 18a und 18b von
Detektorelementen 18 vertikal versetzt angeordnet sind. Die abwech
selnden Spalten 18a und 18b sind um einen Abstand gegeneinander ver
setzt, der gleich der Hälfte dem Abstandes zwischen den Mitten der De
tektorelemente in derselben Spalte ist (das ist der x-Achsen-Detekto
rabstand) Demzufolge sind die Detektormitten entlang der z-Achse
zickzack-förmig versetzt angeordnet, wie dies durch die Linie 40
dargestellt ist. Die Wirkung einer derartigen Versetzung liegt darin,
die Anzahl von Abtastpunkten entlang der x-Achse zu erhöhen und den
Detektorabstand (-steigung) entlang dieser Achse effektiv zu
verringern. Ein Nachteil liegt allerdings darin, daß dadurch der
effektive Detektorabstand entlang der z-Achse vergrößert wird.
Das gleiche Konzept kann angewendet werden, um den effektiven Detekto
rabstand entlang der z-Achse zu verringern. Wir betrachten insbeson
dere Fig. 3B. Bei dieser Ausführungsform sind abwechselnde Zeilen 18c
und 18d mit Bezug zueinander um die Hälfte des z-Achsen-Detektorab
standes verschoben angeordnet. Folglich schwanken die Detektormitten
entlang der x-Achse zickzack-förmig, wie dies durch die Linie 41
dargestellt ist. Die Wirkung dieser zickzack-förmigen Versetzung liegt
darin, die Anzahl von Abtastpunkten entlang der z-Achse zu erhöhen und
den Detektorabstand entlang dieser Achse effektiv zu verringern. Ein
Nachteil ist darin zu sehen, daß dadurch der effektive Detektorabstand
entlang der x-Achse vergrößert wird.
Wir betrachten nunmehr insbesondere Fig. 3C. Bei einer weiteren Aus
führungsform gemäß der Erfindung kann der Detektorabstand effektiv
entlang der x- und z-Richtung des Detektorfeldes 16 reduziert werden.
Dies erreicht man beispielsweise unter Verwendung von quadratischen
Detektorelementen 18, die um 45 um ihre Mitten gedreht sind. Demzu
folge schwanken die Mitten von Detektoren 18 in benachbarten Spalten
zickzack-förmig, wie dies durch die Linie 42 dargestellt ist, und
ebenso die Mitten von Detektoren 18 in benachbarten Zeilen, wie dies
durch die Linie 43 dargestellt ist. Folglich wird der Abstand zwischen
Mitten von Detektorelementen, der entlang der z- und x-Achse gemessen
wird, auf 0,707 des Abstandes eines entsprechenden bekannten Detektor
feldes verringert, indem gleich große Detektorelemente benutzt werden.
Dies entspricht grob einer Verringerung um 30% des effektiven Detek
torabstandes entlang der x- und -Richtung des zweidimensionalen De
tektorfeldes 16.
Der Herstellungsaufwand für ein Detektorfeld 16, das beispielsweise in
Fig. 3C dargestellt ist, ist etwa der gleiche, wie der für die be
kannte Anordnung nach Fig. 4. Die Ränder benachbarter Detektorelemente
18 liegen allesamt auf geraden Linien. Solche kontinuierlichen Grenzen
von Detektorelementen gestatten es, Signalleitungen von jedem Element
18 vom Rand des Feldes 16 entlang eines geraden Weges herauszuführen.
Wenn außerdem ein Kollimator über dem Detektorfeld 16 anzuordnen ist,
um Fehler zu verringern die durch eine Röntgenstreuung verursacht
werden, ist es leicht, einen derartigen Kollimator zu konstruieren und
entlang gerader Grenzen zwischen den Detektorelementen 18 auszurich
ten.
Wenn diese Vorteile bei dem gleichen Herstellungsaufwand erreicht wer
den sollen, aber eine deutlichere Verringerung des Detektorabstandes
entlang lediglich einer Detektorrichtung erforderlich ist, wird die
vierte Ausführungsform der Erfindung bevorzugt, die in Fig. 3D darge
stellt ist. Bei dieser Ausführungsform sind die Mitten benachbarter
Detektorelemente versetzt angeordnet, wie dies durch die Linie 44 dar
gestellt ist. Dies wird allerdings dadurch erreicht, daß die sonst
rechteckigen Detektorelemente 18 eine geneigte bzw. schräge Form auf
weisen, anstatt daß abwechselnde Spalten verschoben werden. Das Ergeb
nis führt zu einer verringerten effektiven Steigung entlang der x-
Achse, wie dies in der Ausführungsform nach Fig. 3A gezeigt ist. Al
lerdings liegen die Grenzen benachbarter Detektorelemente 18 bei die
ser vierten Ausführungsform auf geraden Linien, wodurch die Herstel
lung gegenüber der Ausführungsform nach Fig. 3A erleichtert wird. Für
einen Durchschnittsfachmann sollte es offensichtlich sein, daß die De
tektorelemente 18 auch derart schräg angeordnet werden können, daß be
nachbarte Mitten entlang der Spaltenrichtung versetzt angeordnet sind,
wenn ein reduzierter Abstand entlang der z-Achse anstelle der x-Achse
verlangt wird.
Claims (10)
1. Detektoranordnung für eine medizinische Bildgebungsanlage, ge
kennzeichnet durch:
einen ersten Satz rechteckiger Detektorelemente (18), die in ei ner ersten Spalte angeordnet sind und deren Mitten auf einer geraden Linie ausgerichtet sind, und
einen zweiten Satz viereckiger Detektorelemente (18), die in ei ner neben der ersten Spalte verlaufenden zweiten Spalte angeordnet sind und deren Mitten auf einer geraden Linie liegen, die parallel zu der geraden Linie verläuft, die durch die Mitten der Detektorelemente (18) der ersten Spalte festgelegt ist, wobei die Mitte der Detektore lemente der zweiten Spalte zu den Mitten benachbarter Detektorelemente in dem ersten Satz mittig versetzt dazu angeordnet sind.
einen ersten Satz rechteckiger Detektorelemente (18), die in ei ner ersten Spalte angeordnet sind und deren Mitten auf einer geraden Linie ausgerichtet sind, und
einen zweiten Satz viereckiger Detektorelemente (18), die in ei ner neben der ersten Spalte verlaufenden zweiten Spalte angeordnet sind und deren Mitten auf einer geraden Linie liegen, die parallel zu der geraden Linie verläuft, die durch die Mitten der Detektorelemente (18) der ersten Spalte festgelegt ist, wobei die Mitte der Detektore lemente der zweiten Spalte zu den Mitten benachbarter Detektorelemente in dem ersten Satz mittig versetzt dazu angeordnet sind.
2. Detektoranordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Detektorelemente (18) Röntgendetektoren sind und die medizinische
Bildgebungsanlage ein Röntgenstrahl-Computertomographie-Abtaster ist.
3. Detektoranordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Detektorelemente (18) rechteckförmig sind.
4. Detektoranordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Detektorelemente (18) quadratisch sind.
5. Detektoranordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Detektorelemente (18) die Form eines Parallelogramms besitzen.
6. Detektoranordnung für eine volumetrische Röntgen-CT-Anlage ge
kennzeichnet durch:
mehrere viereckige Detektorelemente (18), deren Mitten entlang mehrerer benachbarter Geraden angeordnet sind, die eine entsprechende Anzahl von Spalten bilden, wobei die Detektorelemente (18) in abwech selnden Spalten derart angeordnet sind, daß ihre Mitten zu den Mitten von Detektorelementen (18) in benachbarten Spalten mittig versetzt dazu angeordnet sind.
mehrere viereckige Detektorelemente (18), deren Mitten entlang mehrerer benachbarter Geraden angeordnet sind, die eine entsprechende Anzahl von Spalten bilden, wobei die Detektorelemente (18) in abwech selnden Spalten derart angeordnet sind, daß ihre Mitten zu den Mitten von Detektorelementen (18) in benachbarten Spalten mittig versetzt dazu angeordnet sind.
7. Detektoranordnung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß
die Detektorelemente (18) rechteckförmig sind und die abwechselnden
Spalten von Detektorelementen (18) verschoben sind zum Versetzen der
Mitten der darin angeordneten Detektorelemente (18).
8. Detektoranordnung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß
die Detektorelemente (18) quadratisch sind und ihre Mitten entlang
mehreren benachbarten geraden Linien angeordnet sind, um eine entspre
chende Anzahl von Zeilen zu bilden, die senkrecht auf den Spalten
stehen.
9. Detektoranordnung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß
die Detektorelemente (18) die Form eines Parallelogramm besitzen, de
ren Mitten in abwechselnden Spalten versetzt angeordnet sind, indem
die Detektorelemente (18) schräg angeordnet sind.
10. Detektoranordnung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß
alle Grenzen, die die Form jedes Detektorelements (18) in der Detekto
ranordnung festlegen, entlang einer von mehreren geraden Linien ange
ordnet sind, die sich zu einem Rand der Detektoranordnung hin erstrec
ken.
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