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Die
Erfindung bezieht sich allgemein auf Computertomographie (CT)-Bildgebungseinrichtungen
und insbesondere auf die Gewinnung von Daten aus den getrennten
Röntgendetektoren
in 2D Detektor-Feldern bzw. -Arrays.
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In
einem derzeitigen Computertomographiesystem projiziert eine Röntgenquelle
ein fächerförmiges Bündel, das
kollimiert wird, um in einer X-Y Ebene von einem kartesischen Koordinatensystem
zu liegen, die die "Bildebene" genannt wird. Das
Röntgenbündel tritt
durch das abzubildende Objekt, wie beispielsweise einen Patienten,
hindurch und trifft auf eine Reihe oder ein eindimensionales Feld
bzw. Array von Strahlungsdetektoren. Die Intensität der durchgelassenen
Strahlung ist abhängig
von der Schwächung
des Röntgenbündels durch
das Objekt, und jeder Detektor erzeugt ein getrenntes elektrisches
Signal, das ein Maß der
Bündelschwächung ist.
Die Schwächungsmessungen
von allen Detektoren werden getrennt gewonnen, um das Durchlässigkeitsprofil
zu erzeugen.
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Die
Quelle und das Detektor-Array in einem üblichen CT System werden auf
einem Gestell in der Bildebene und um das Objekt herum gedreht,
so daß sich
der Winkel, unter dem das Röntgenbündel das Objekt
schneidet, konstant ändert.
Eine Gruppe von Röntgen-Schwächungsmessungen
aus dem Detektor-Array bei einem gegebenen Winkel wird als eine "Ansicht" bzw. View genannt,
und eine "Abtastung" bzw. Scan des Objektes
weist einen Satz von Views auf, die an unterschiedlichen Winkelstellungen
während
einer Umdrehung der Röntgenquelle
und des Detektors gemacht werden. In einer 2D Abtastung werden Daten
verarbeitet, um ein Bild zu konstruieren, das einer zweidimensionalen
Scheibe durch das Objekt entspricht. Das vorherrschende Verfahren zum Rekonstruieren
eines Bildes aus 2D Daten wird in der Technik als die gefilterte
Rückprojektionstechnik
bezeichnet. Dieses Verfahren wandelt die Schwächungsmessungen aus einer Abtastung
in ganze Zahlen um, die "CT
Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten" genannt werden,
die zur Steuerung der Helligkeit von einem entsprechenden Pixel
auf dem Display von einer Kathodenstrahlröhre verwendet werden.
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In
einem volumetrischen CT System ist das Fächerbündel auch entlang der z-Achse
ausgefächert,
und die Detektoren sind in einem 2D Feld bzw. Array angeordnet,
um Schwächungsmessungen
in mehreren Scheiben zu gewinnen, die entlang der z-Achse angeordnet
sind. In einigen Anwendungsfällen,
wie beispielsweise einer Lungen-Darstellung,
ist eine hohe Auflösung
in der Scheibenrichtung erforderlich, und dies erfordert, daß die Abmessung
entlang der z-Achse von jedem Röntgendetektor
sehr klein ist. Somit kann das Ausgangssignal aus jedem Detektor
kritisch klein sein, insbesondere bei Anwendungen, wo das Röntgenbündel stark
geschwächt wird.
Das resultierende verkleinerte Signal/Rausch-Verhältnis kann
die Bildqualität
in signifikanter Weise verkleinern. Ein Aspekt dieses "Kleinsignal-Problems" kann mit strengeren
Anforderung an das Rauschverhalten der Vorverstärker gelöst werden, die in dem Datengewinnungssystem
("DAS") verwendet werden,
und ein anderer Aspekt kann dadurch gelöst werden, daß eine effizientere
Röntgendetektor-Technologie
benutzt wird. Aber beide Lösungen
fügen wesentliche
Kosten zu dem System hinzu. Das Problem kann auch gelöst werden,
indem die Röntgendosis
erhöht
wird, aber dies ist keine wünschenswerte
Lösung
unter Berücksichtigung
der erhöhten
Strahlung für
den Patienten.
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US 4 965 726 beschreibt
eine Computertomographie (CT)-Einrichtung mit Röntgendetektorarraymodulen mit
einer Anzahl von Reihen, die jeweils aus strahlungsempfindlichen
Zellen bestehen, die unterschiedliche Größen aufweisen können. Die Messsignale
der einzelnen Zellen jeder Reihe werden sequentiell an einen Ladungsverstärker angelegt.
Anschließend
werden die verstärkten
Signale durch geeignetes Filtern und Gewichten zu einem kombinierten
Signal weiterverarbeitet, wodurch die Schichtdicke in der gewünschten
Weise beeinflusst wird.
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DE 195 80 269 T1 beschreibt
eine CT-Einrichtung zur Erzeugung eines zweidimensionalen Schnittbildes.
Die Schichtdicke kann dabei beeinflusst werden, indem Empfangssignale
von einer Anzahl von Detektorelementen in der Schichtdickenrichtung über eine
Schaltmatrix aus einer Anzahl Transistoren ausgelesen werden. Anschließend werden
die Signale mittels einer Summiereinrichtung kombiniert, um die
Dämpfungssignale
zu erhalten, wie sie einer dickeren Schicht entsprechen.
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US 5 173 852 beschreibt
eine CT-Einrichtung mit einer Röntgenröhre mit
einem beweglichen Brennfleck. Es werden Projektionen mit zwei verschiedenen
Brennfleckpositionen gewonnen, die durch eine Gantrydrehung und
axiale Verschiebung so aufeinander abgestimmt sind, dass die räumliche Abtastrate
verdoppelt wird, wodurch Alias-Effekte verringert werden.
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf die Detektoranordnung bzw.
das Detektorarray von einem volumetrischen Computertomographie (VCT)-System
und insbesondere auf die selektive Kombination von Detektorsignalen
vor ihrer Zufuhr zu den Vorverstärkern.
Insbesondere enthält
das VCT System ein 2D Array von Detektorelementen, die in getrennten
Reihen, die entlang einer Scheibenrichtung (z-Richtung) angeordnet
sind, und getrennten Spalten angeordnet sind, die entlang einer
in der Scheibe liegenden Richtung angeordnet sind, einen Satz von
Vorverstärkern
und zugeordneten Analog/Digital-Wandlern zum Empfangen und Digitalisieren
von Röntgen-Schwächungsmessungen,
einen Bildrekonstruktor zum Empfangen der digitalisierten Schwächungsmessungen
und zum Erzeugen mehrerer Schnittbilder und eine Schalteranordnung,
die mit jedem der Detektorelemente verbunden ist, um die Zufuhr der
Röntgen-Schwächungsmessungen,
die von jedem der Detektorelemente erzeugt werden, an den Satz von
Vorverstärkern
zu steuern, so daß die Röntgen-Schwächungsmessungen,
die durch zahlreiche Detektorelemente erzeugt werden, die in benachbarten
Reihen des 2D Arrays angeordnet sind, einem Vorverstärker zugeführt werden.
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Eine
allgemeine Aufgabe der Erfindung besteht darin, die Kleinsignal-Probleme
in VCT Anwendungen zu überwinden,
wo elektronisches Rauschen signifikant wird relativ zum Quantenrauschen
(quantum statistics noise) und wahrscheinlich die Bildqualität vermindert.
Unter diesen Umständen
kombiniert die Schalteranordnung die Schwächungsmessungen, die durch
benachbarte Detektorelemente gemacht sind, um den Signalpegel relativ
zu dem elektronischen Kanalrauschen zu vergrößern. Dies kann zwar die Auflösung in
der Scheibenrichtung verkleinern, aber es gibt viele Anwendungen,
wo dies ein kleineres Problem als das erhöhte Rauschen ist.
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Eine
weitere Aufgabe der Erfindung besteht darin, das Signal/Rausch-Verhältnis (SNR)
zu erhöhen,
während
der Auflösungsverlust
in der Scheibenrichtung minimiert wird. Dies wird dadurch erreicht, daß eine Ansicht
bzw. View gewonnen wird, in der Messungen, die durch die eine Reihe
von Detektorelementen gemacht werden, mit Messungen kombiniert werden,
die durch Detektorelemente gemacht werden, die in einer Reihe auf
der einen Seite angeordnet sind, und dann eine zweite Ansicht bzw.
View gewonnen wird, in der Messungen mit Messungen kombiniert werden,
die durch Detektorelemente gemacht werden, die in einer Reihe auf
der anderen Seite angeordnet sind. Diese Abtast- bzw. Samplingtechnik
wird hier als "Detektorwobbeln" bezeichnet, und
ihre Anwendung löst
das Kleinsignal-Problem, ohne daß die Bildauflösung signifikant
verkleinert wird. Wenn sie in Kombination mit dem Brennpunkt-Wobbeln
verwendet wird, sorgt das Detektor- Wobbeln für ein optimales Abtasten der
zweidimensionalen Projektionsdaten.
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Die
Erfindung wird nun mit weiteren Merkmalen und Vorteilen anhand der
Beschreibung und Zeichnung von Ausführungsbeispielen erläutert.
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1 ist
ein schematisches Blockdiagramm von der CT Bildgebungseinrichtung.
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2 ist
eine Darstellung von einer CT Bildgebungseinrichtung, in der die
vorliegende Erfindung verwendet werden kann.
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3 ist
ein elektrisches Blockdiagramm von dem Datengewinnungssystem, das
einen Teil der CT Bildgebungseinrichtung gemäß 2 bildet.
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4A und 4B sind
graphische Darstellungen, wie das Datenerfassungssystem gemäß 3 die
Elemente des Detektor-Arrays
abtastet.
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5A und 5B sind
schematische Darstellungen des Abtastmusters, das entsteht, wenn Brennpunkt-Wobbeln
alleine und in Kombination mit dem Detektor-Wobbeln gemäß der vorliegenden
Erfindung verwendet wird.
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6 ist
eine schematische Darstellung, die zeigt, wie Brennpunkt-Wobbeln
implementiert wird.
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Gemäß den 1 und 2 enthält ein CT System 10 eine
Röntgenquelle 12,
die so orientiert ist, daß sie
ein fächer-
oder kegelförmiges
Bündel von
Röntgenstrahlen 14 von
einem Brennpunkt 16 durch einen Patienten 18 projiziert,
um von einem zweidimensionalen Detektor-Array 20 empfangen
zu werden. Das zweidimensionale Detektor-Array 20 enthält eine
Anzahl von De tektorelementen 22, die über der Fläche des Detektor-Arrays 20 im
allgemeinen in senkrechten Spalten und Reihen angeordnet sind, um
ein projiziertes Bild der Röntgenstrahlen 14 zu
detektieren, die durch den Patienten 18 hindurchtreten.
Die Röntgenquelle 12 und
das zweidimensionale Detektor-Array 20 sind gegenüberliegend
auf einem Gestell 24 angebracht, um so um eine Drehachse 26 zu
rotieren, die im Allgemeinen in dem Patienten 18 angeordnet
ist. Die Drehachse 26 bildet die z-Achse von einem kartesischen Koordinatensystem, dessen
Ursprung in dem Kegelbündel 14 zentriert
ist. Die Ebene, die durch die X- und Y-Achsen dieses Koordinatensystems
definiert ist, bildet somit eine Drehebene, genauer gesagt, die
Gestellebene 28 des Gestells 24.
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Die
Drehung des Gestells 24 wird durch den Winkel γ von einer
willkürlichen
Referenzposition in der Gestellebene 28 gemessen. Der Winkel γ variiert zwischen
0 und 2π Radian
(360°).
Die Röntgenstrahlen
des Kegelbündels 14 divergieren
von der Gestellebene 28 um den Winkel Φ und divergieren entlang der
Gestellebene 28 um den Winkel θ. Das zweidimensionale Detektor-Array 20 ist
als ein Abschnitt von der Oberfläche
einer Kugel angeordnet, deren Mittelpunkt in dem Brennpunkt 16 liegt,
und ihr Array von Detektorelementen 22 ist angebracht,
um Intensitätsmessungen
entlang den Strahlen des Kegelbündels 14 über den
Winkeln Φ und θ des Kegelbündels 14 zu
machen.
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Gemäß 1 weist
die Steuereinrichtung des CT Scanners 10 dem Gestell zugeordnete
Steuermodulen 30 auf, die enthalten: eine Röntgensteuerung 32,
die Leistungs- und Zeitsteuersignale an die Röntgenquelle 12 liefert,
eine Gestellmotorsteuerung 34, die die Drehgeschwindigkeit
und Position des Gestells 24 steuert, und ein Datengewinnungssystem (DAS) 36,
das Projektionsdaten von dem zweidimensionalen Detektor-Array 20 empfängt und
die Daten in digitale Form umwandelt für eine spätere Computerverarbeitung,
während
die Werte von Φ, θ und der Gestellwin kel γ, unter dem
die Daten gewonnen wurden, beibehalten werden. Die Röntgensteuerung 32, die
Gestellmotorsteuerung 34 und das Datengewinnungssystem 36 sind
mit einem Computer 38 verbunden.
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Der
Computer 38 ist ein Allzweck-Minicomputer, der programmiert
ist, um Projektionsdaten zu gewinnen und zu manipulieren, wie es
nachfolgend im Detail beschrieben wird. Der Computer 38 ist
mit einem Bild-Rekonstruktor 40 verbunden, der eine Hochgeschwindigkeits-Bildrekonstruktion
gemäß bekannten
Verfahren ausführt.
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Der
Computer 38 empfängt
Befehle und Abtastparameter über
eine Operator-Konsole 42, die im allgemeinen ein Kathodenstrahlröhren-Bildschirm und
eine Tastatur ist, die es dem Operator ermöglicht, Parameter für die CT
Abtastung einzugeben und das rekonstruierte Bild darzustellen. Eine
Massenspeichervorrichtung 44 bildet ein Mittel zum Speichern von
Betriebsprogrammen.
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Gemäß 3 ist
das Detektor-Array 20 aus einem 2D Array von Detektorelementen 22 gebildet, die
in Reihen angeordnet sind, die entlang einer in der Scheibe liegenden
Abmessung verlaufen. Jede Reihe kann beispielsweise 1.000 getrennte
Detektorelemente enthalten, und das Array 20 kann 16 Reihen
enthalten, die entlang der Scheibenabmessung angeordnet sind. Die
Detektoren 22 können
Gas- oder Halbleiter-Detektoren sein, die ein elektrisches Signal
proportional zu dem Röntgenfluß erzeugen, der über der
Abtastperiode empfangen wird. Für
eine in der Scheibe liegende Auflösung von 0,5 mm und eine Scheibenauflösung von
1,0 mm und einer Scheibe an dem Isozentrum des Systems kann jedes
Detektorelemente 22 eine Fläche von nur 0,5 mm2 am Isozentrum
haben. Infolgedessen ist das Schwächungsmeßsignal, das sie erzeugen,
sehr klein, insbesondere wenn die Röntgenstrahlen durch den Patienten
stark geschwächt
werden. Diese "an
Photonen verarmte" Situation,
in der elektronisches Rauschen das Quantenrauschen dominiert, ist
das Hauptproblem, auf das die vorliegende Erfindung gerichtet ist.
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Weiterhin
ist gemäß 3 jeder
Detektor 22 in einer Spalte des Arrays 20 über einen
elektronischen Schalter (nicht gezeigt) mit einem Eingangsleiter 46 verbunden,
der mit einem Kanal in dem DAS 36 verbunden ist. Jeder
Kanal enthält
einen Vorverstärker 50,
der die einen kleinen Pegel aufweisende Schwächungsmessung empfängt und
verstärkt,
und einen Analog/Digital-Umsetzer 51, der die verstärkte Messung
digitalisiert. Eine Schalter-Steueranordnung 52 speist
einen Satz von Reihenfreigabeleitungen 53, die mit den
elektronischen Schaltern in entsprechenden Reihen der Detektorelemente 22 verbunden
sind. Dies ist in 4A dargestellt, wo jede Reihe
des Arrays 20 der Reihe nach freigegeben wird während aufeinanderfolgender
Abtastperioden, und die Schwächungsmessung,
die durch jedes Detektorelement 22 in der freigegebenen
Reihe gemacht ist, an einen Kanal des DAS 36 angelegt wird.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung kann die Schalter-Steueranordnung 52 durch den
Computer 38 über
einen Steuerbus 54 betätigt
werden, um die Schwächungsmessungen
von dem Detektor-Array 20 in
einer unterschiedlichen Reihenfolge bzw. Sequenz zu gewinnen, die
ermöglicht,
daß die
Schwächungsmessungen
von zahlreichen benachbarten Detektorelementen 22 kombiniert
werden, um die Signale gut über
die elektronischen Rauschpegel der Vorverstärker 50 zu erhöhen.
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Beispielsweise
gibt in der ersten Abtastsequenz, die in 4B dargestellt
ist, die Schalteranordnung 52 ein Paar benachbarter Detektorreihen während jeder
Abtastperiode frei. Weil die Messungen an das DAS 36 jeweils
zwei zur Zeit angelegt werden, sind die Signalpegel verdoppelt,
um das Signal/Rausch-Verhältnis zu
verbessern. Leider ist jedoch die Auflösung in der Scheibenabmessung ebenfalls
um eine Hälfte
verringert, weil dieses Verfahren die Größe der Detektorelemente entlang
der Scheibenabmessung effektiv verdoppelt. Trotzdem ist der Auflösungsverlust
vertretbar im Hinblick auf die Verbesserung in der Bildqualität in solchen
Anwendungen, wo die Photonenverarmung ein Problem ist.
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Gemäß der Erfindung
wird auf das Photonenverarmungsproblem eingegangen, während der Bildauflösungsverlust
minimiert wird. Dies wird dadurch erreicht, daß zwei Sätze von Ansichten bzw. Views
gewonnen werden. Der erste Satz von Views wird dadurch gewonnen,
dass das Signal von einem Detektorelement in der Reihe n mit demjenigen
des benachbarten Detektorelements in der Reihe n – 1 verknüpft wird,
und der zweite Satz von Ansichten bzw. Views wird gewonnen, indem
das gleiche Signal des Detektorelements in der Reihe n mit demjenigen des
benachbarten Detektorelements in der Reihe n + 1 verknüpft wird.
Als eine Folge wird, obwohl Signale kombiniert bzw. verknüpft sind,
um das Signal/Rausch-Verhältnis zu
verbessern, die Auflösung in
der Scheibenrichtung nicht signifikant verkleinert, weil der Abstand
zwischen den Abtastungen nur ein Detektorelement ist. Diese Verknüpfung von
Detektorelement-Messungen, um die effektive Lage von jeder Abtastung
zunächst
zu der einen Seite und dann zu der anderen zu bewegen, wird hier
als "Detektor-Wobbeln" bezeichnet.
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Unter
normalen Umständen
erfolgt diese Verbesserung im Signal/Rausch-Verhältnis ohne signifikanten Verlust
an Auflösung
ohne Nachteil bezüglich
der Abtastzeit. Wenn jedoch eine Vergrößerung in der Abtastzeit toleriert
werden kann, kann eine weitere Verbesserung erhalten werden, indem
Detektor-Wobbeln mit in der Ebene erfolgendem Brennpunkt-Wobbeln
kombiniert wird. Wie in
6 gezeigt ist, wird ein in der
Ebene erfolgendes Brennpunkt-Wobbeln
erreicht, indem zunächst
ein View unter Verwendung eines Fächerbündels gewonnen wird, das aus
dem einen Brennpunkt P
1 auf der Röntgenröhre
12 austritt,
und dann ein zweiter View unter Verwendung eines zweiten Brennpunktes
P
2 auf der Röntgenröhre
12 gewonnen wird.
Die Drehung des Gestells
24 zwischen den Views ist so,
daß die
Verschiebung von P
1 nach P
2 die
Verschiebung aufgrund der Gestelldrehung aufhebt. Somit werden die
zwei Views von dem gleichen Betrachtungspunkt gewonnen und die Signale
können
kombiniert werden. Dies ist in
5A dargestellt,
wo das "+" Messungen mit dem
einen Brennpunkt und die "0" Messungen mit dem
anderen Brennpunkt bezeichnet. Der innerhalb der Scheibe liegende
Abstand oder die "Steigung" der Detektorelemente
22 ist
S
1, und das in der Ebene liegende Punkt-Wobbeln
verkürzt
sie effektiv auf die Hälfte.
Der Abstand
52 ist die Steigung in der Scheibenrichtung,
wenn Signale von zwei benachbarten Detektorelementen
22 kombiniert
bzw. verknüpft werden,
wie es vorstehend beschrieben ist. Für eine detailliertere Beschreibung
dessen, wie das in der Ebene erfolgende Punkt Wobbeln implementiert
wird, wird auf die
US-Patentschrift
5 173 852 mit dem Titel "Computed Tomography System With Translatable Focal
Spot" verwiesen,
die am 20. Juni 1990 angemeldet wurde und auf die hier ausdrücklich Bezug genommen
wird.
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Wenn
Detektor-Wobbeln mit dem in der Scheibe liegenden Punkt-Wobbeln kombiniert
wird, verdoppelt das System effektiv die Abtastfrequenzen in sowohl
der Scheibenrichtung als auch der in der Scheibe liegenden Richtung.
Weiterhin sorgt, wie es in 5B gezeigt
ist, dieses "diagonale
Wobbeln" für den gleichförmigsten
Weg, um eine 2D Projektion abzutasten. Durch Betätigen der Schalteranordnung 52 unter
der Regie des Computers 38 können deshalb die Signalstärke und
die Detektorauflösung
gesteuert werden, um die jeweiligen Anforderungen für jede Abtastung
zu erfüllen.