DE19901901A1 - Verfahren und Gerät zur Desensibilisierung von Einfallwinkelfehlern bei einer Mehrschnitt-Computer-Tomographie-Erfassungseinrichtung - Google Patents

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft im allgemeinen eine Computer-Tomographie-(CT-)Abbildung und insbesondere einen Erfassungseinrichtungsaufbau in einem CT-System.

Bei zumindest einem bekannten CT-Systemaufbau projiziert eine Röntgenstrahlquelle einen fächerförmigen Strahl, der parallel gerichtet ist, daß er in einer X-Y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems liegt, die im allgemeinen als Abbildungsebene bezeichnet wird. Der Röntgenstrahl fällt durch das abgebildete Objekt, wie einen Patienten. Nachdem der Strahl durch das Objekt gedämpft wurde, trifft er auf ein Array von Strahlungserfassungseinrichtungen. Die Intensität der am Erfassungsarray empfangenen gedämpften Strahlung hängt von der Dämpfung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab.

Jedes Erfassungselement des Arrays erzeugt ein separates elektrisches Signal, das ein Maß der Strahldämpfung am Erfassungsort ist. Insbesondere enthält jedes Röntgenstrahlerfassungselement typischerweise einen Kollimator zur Kollimation von an der Erfassungszelle empfangenen Röntgenstrahlen, und ein Szintillator grenzt an den Kollimator an. Der Szintillator enthält eine Vielzahl von Szintillationselementen, wobei angrenzende Szintillatoren durch einen Nicht-Szintillationsspalt getrennt sind. Photodioden sind an die Szintillatorelemente angrenzend positioniert und erzeugen elektrische Signale, die die Lichtausgabe durch die Szintillatorelemente darstellen. Die Dämpfungsmaße von allen Erfassungszellen werden zur Erzeugung eines Übertragungsprofils separat erfaßt.

Bei bekannten CT-Systemen der dritten Generation drehen sich die Röntgenstrahlquelle und das Erfassungsarray mit einem Faßlager in der Abbildungsebene und um das abzubildende Objekt, so daß sich der Winkel, an dem der Röntgenstrahl das Objekt schneidet, konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgenstrahldämpfungsmaßen, d. h. Projektionsdaten, von dem Erfassungsarray bei einem Faßlagerwinkel wird als Ansicht bezeichnet. Eine Abtastung des Objekts umfaßt einen Satz von Ansichten bei verschiedenen Faßlagerwinkeln während einer Umdrehung der Röntgenstrahlquelle und der Erfassungseinrichtung. Bei einer axialen Abtastung werden die Projektionsdaten zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet, das einem zweidimensionalen Schnitt durch das Objekt entspricht. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten wird in der Technik als gefiltertes Rückprojektionsverfahren bezeichnet. Bei diesem Verfahren werden die Dämpfungsmaße von einer Abtastung in ganze Zahlen, sogenannte CT-Zahlen oder Hounsfield-Einheiten umgewandelt, die zur Steuerung der Helligkeit eines entsprechenden Bildelements auf einer Kathodenstrahlröhrenanzeigeeinrichtung verwendet werden.

Zur Verringerung der Gesamtabtastzeit kann eine Wendelabtastung durchgeführt werden. Zur Durchführung einer Wendelabtastung wird der Patient bewegt, während Daten für die vorgeschriebene Anzahl an Schritten erfaßt werden. Ein derartiges System erzeugt eine einzelne Wendel aus einer Fächerstrahlwendelabtastung. Die durch den Fächerstrahl ausgebildete Wendel liefert Projektionsdaten, aus denen Bilder in jedem vorgeschriebenen Schnitt rekonstruiert werden können.

Mehrschnitt-CT-Systeme werden zum Erhalten von Daten für eine erhöhte Anzahl an Schnitten während einer Abtastung verwendet. Bekannte Mehrschnitt-Systeme enthalten typischerweise Erfassungseinrichtungen, die im allgemeinen als zweidimensionale (2-D) Erfassungseinrichtungen bekannt sind. Bei diesen zweidimensionalen Erfassungseinrichtungen bildet eine Vielzahl von Erfassungszellen separate Spalten oder Kanäle, und die Spalten sind in Reihen angeordnet.

Jede Reihe von Erfassungseinrichtungen bildet einen separaten Schnitt. Beispielsweise weist eine Zwei-Schnitt- Erfassungseinrichtung zumindest zwei Reihen an Erfassungszellen auf, und eine Vier-Schnitt- Erfassungseinrichtung weist zumindest vier Reihen von Erfassungszellen auf. Währen einer Mehrschnittabtastung wird eine Vielzahl von Reihen der Erfassungszellen gleichzeitig durch den Röntgenstrahl getroffen, und daher werden Daten für mehrere Schnitte erhalten.

Bei einer Mehrschnitt-Erfassungseinrichtung ist jede Zelle Röntgenstrahlen aus einem Winkelbereich unterworfen, der von ihrem Z-Achsenort abhängt. Bei einer Wendelabtastungsanordnung beträgt der Winkelbereich um ± 1° an den äußeren Z-Achsenkanten der Erfassungseinrichtung. Da die Erfassungseinrichtung aus Szintillationssegmenten besteht, die durch schmale Nicht-Szintillationsspalte getrennt sind, ist das Signal minimal, wenn der Röntgenstrahl im großen und ganzen senkrecht zu den Szintillatoren ist. Das Signal steigt an, wenn sich der Winkel des Röntgenstrahls von dem senkrechten Zustand aus erhöht, da die senkrechten Röntgenstrahlen den niedrigsten geometrischen Sammelwirkungsgrad aufweisen. Dieser niedrige geometrische Wirkungsgrad ergibt sich daraus, daß den winkligen Röntgenstrahlen ein kleinerer effektiver Nicht- Szintillationsspalt als den senkrechten Röntgenstrahlen Präsentiert wird.

Da ferner kein Kanal (oder Sätze von Kanälen, die als Module ausgebildet sind) einen identischen Spaltaufbau oder eine identische Z-Achsenposition in der Erfassungseinrichtung aufweist, besteht eine Phasendifferenz zwischen den Minimumverstärkungspunkten. Außerdem bewegt sich der Brennpunkt typischerweise in der Z-Achse bis zu 1,0 mm aufgrund thermischer Expansion und Zentrifugalkräften in Wechselwirkung mit der Schwerkraft. Diese Positionsänderung erzeugt eine Änderung des Einfallwinkels um ungefähr 0,06°. Aufgrund der Phasendifferenzen zwischen den Minimumverstärkungspunkten können differenzielle Kanalverstärkungsschwankungen von 0,2% oder mehr über den Bereich der Brennpunktpositionen auftreten.

CT-Abtasteinrichtungen der dritten Generation können Ring-, Band-, und Mittelpunktartefakte erzeugen, wenn differenzielle Verstärkungsfehler 0,02% überschreiten. Differenzielle Verstärkungswerte werden kalibriert und dann während der Bildrekonstruktion korrigiert. Allerdings verändert die Schwankung des Einfallwinkels die differenzielle Verstärkung während des Betriebs der Abtasteinrichtung und kann somit nicht einfach mittels Softwarealgorithmen korrigiert werden.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, einen Szintillatoraufbau auszugestalten, der verglichen mit bekannten Szintallotoranordnungen einen erhöhten geometrischen Wirkungsgrad aufweist. Ein derartiger Szintillatoraufbau sollte weder die Szintallatorherstellungskosten erhöhen noch den Dosiswirkungsgrad des Systems verringern.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch einen Szintillator gelöst, der gemäß einem Ausführungsbeispiel einen geometrischen Aufbau aufweist, der im wesentlichen verhindert, daß Röntgenstrahlen vollständig durch einen Spalt zwischen angrenzenden Szintillatorelementen fallen. Sind die Szintillatorelemente mit einem Winkel zur Ausbildung eines Parallelogramms oder von geometrischen Trapezformen geschnitten, oder ist das Erfassungsmodul in der Röntgenstrahl-Z-Achse geneigt, wird ein Röntgenstrahl nicht durch einen Nicht-Szintillationsspalt zwischen angrenzenden Szintillatorelementen über den Bereich der Brennpunktpositionen fallen. Das Ausmaß der Winkelneigung kann verringert werden, wenn der Nicht-Szintillationsspalt so eng wie vernünftigerweise praktikabel gemacht wird. Bei einem alternativen Ausführungsbeispiel sind anstelle der Auswahl eines besonderen geometrischen Aufbaus für den Szintillator oder in Kombination dazu Dämpfungsdrähte dazwischen angeordnet und überlappen einen Abschnitt angrenzender Szintillatorelemente.

Die vorstehend angeführten Szintillatoren weisen verglichen mit bekannten Szintillatoranordnungen einen erhöhten geometrischen Wirkungsgrad auf. Ein derartiger Szintillatoraufbau erhöht auch die Szintillatorherstellungskosten nicht wesentlich und verbessert den Dosiswirkungsgrad des Systems.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 eine bildliche Darstellung eines CT- Abbildungssystems,

Fig. 2 ein schematisches Blockschaltbild des in Fig. 1 dargestellten Systems,

Fig. 3 eine schematische Darstellung angrenzender parallelogrammförmiger Szintillatoren,

Fig. 4 eine schematische Darstellung angrenzender trapezförmiger Szintillatoren,

Fig. 5 eine schematische Darstellung winkliger Szintillatoren,

Fig. 6 eine schematische Darstellung nahe beabstandeter Szintillatoren und

Fig. 7a und 7b schematische Darstellungen angrenzender Szintillatoren mit dazwischen angeordneten Dämpfungsdrähten.

Die Fig. 1 und 2 zeigen ein Computer-Tomographie- (CT-)Abbildungssystem 10, das ein Faßlager 12 enthält, das eine CT-Abtasteinrichtung der dritten Generation darstellt. Das Faßlager 12 weist eine Röntgenstrahlquelle 14 auf, die Röntgenstrahlen 16 in Richtung eines Erfassungsarrays 18 auf der entgegengesetzten Seite des Faßlagers 12 projiziert. Das Erfassungsarray 18 ist durch Erfassungselemente 20 gebildet, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die durch einen medizinischen Patienten 22 hindurchfallen. Jedes Erfassungselement 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgenstrahls und somit die Dämpfung des Strahls darstellt, wenn er durch den Patienten 22 hindurchfällt. Während einer Abtastung zur Erfassung von Röntgenstrahlprojektionsdaten drehen sich das Faßlager 12 und die daran angebrachten Komponenten um einen Drehmittelpunkt 24.

Die Drehung des Faßlagers 12 und der Betrieb der Röntgenstrahlquelle 14 werden durch eine Steuereinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 enthält eine Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28, die die Röntgenstrahlquelle 14 mit Energie und Zeitsignalen versorgt, und eine Faßlagermotorsteuereinrichtung 30, die die Drehgeschwindigkeit und Position des Faßlagers 12 steuert. Ein Datenerfassungssystem (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet analoge Daten von den Erfassungselementen 20 ab und wandelt die Daten in digitale Signale zur nachfolgenden Verarbeitung um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgenstrahldaten von dem Datenerfassungssystem 32 und führt eine Bildrekonstruktion mit hoher Geschwindigkeit durch. Das rekonstruierte Bild wird einem Computer 36 als Eingangssignal zugeführt, der das Bild in einer Massenspeichereinrichtung 38 speichert.

Der Computer 36 empfängt auch Befehle und Abtastparameter von einem Bediener über eine Konsole 40, die eine Tastatur aufweist. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhrenanzeigeeinrichtung 42 ermöglicht dem Bediener die Beobachtung des rekonstruierten Bildes und anderer Daten vom Computer 36. Die vom Bediener zugeführten Befehle und Parameter werden vom Computer 36 zur Ausbildung von Steuersignalen und Informationen für das Datenerfassungssystem 32, die Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 und die Faßlagermotorsteuereinrichtung 30 verwendet. Außerdem bedient der Computer 36 eine Tischmotorsteuereinrichtung 44, die einen motorisierten Tisch 46 zur Positionierung des Patienten 22 im Faßlager 12 steuert. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Abschnitte des Patienten 22 durch eine Faßlageröffung 48.

Wie es vorstehend beschrieben ist, erzeugt jede Erfassungszelle oder jedes Erfassungselement 18 des Arrays 20 ein separates elektrisches Signal, das ein Maß der Strahldämpfung am Erfassungsort ist. Insbesondere enthält jedes Röntgenstrahlerfassungselement 18 typischerweise einen Kollimator zur Kollimation empfangener Röntgenstrahlen, und es befindet sich ein Szintillator angrenzend an den Kollimator. Angrenzende Szintillatorelemente werden durch einen Nicht- Szintillationsspalt getrennt. Photodioden sind an die Szintillatorelemente angrenzend positioniert und erzeugen elektrische Signale, die die Lichtausgabe durch die Szintillatoren darstellen. Die Dämpfungsmaße von allen Erfassungselementen 18 werden zur Erzeugung eines Übertragungsprofils separat erfaßt.

Jede Zelle ist Röntgenstrahlen aus einem Winkelbereich ausgesetzt, der von ihrem Z-Achsenort abhängt. Gemäß einem Aufbau einer Wendelabtastung beträgt der Winkelbereich um ± 1° an den äußeren Z-Achsenkanten der Erfassungseinrichtung. Besteht die Erfassungseinrichtung aus Szintillationssegmenten, die durch kleine Nicht- Szintillationsspalte getrennt sind, hat das Signal ein Minimum, wenn der Röntgenstrahl im allgemeinen senkrecht zu den Szintillatoren ist. Das Signal steigt an, wenn die Szintillatorelemente bezüglich der Röntgenstrahlen einen Winkel bilden. Die senkrechten Röntgenstrahlen weisen aufgrund der Röntgenstrahlen, die durch den Nicht- Szintillationsspalt fallen, den niedrigsten geometrischen Sammelwirkungsgrad auf. Gewinkelte Szintillatoren bieten einen kleineren effektiven Nicht-Szintillationsspalt für senkrechte Röntgenstrahlen.

Im allgemeinen sind die Szintillatorelemente bezüglich der nachstehend beschriebenen und erfindungsgemäß aufgebauten Erfassungsarrays derart aufgebaut oder positioniert, daß sie minimale effektive Nicht-Szintiallationsspalte aufweisen. Durch die Ausbildung eines minimalen effektiven Nicht-Szintillationsspalts werden die Einfallwinkelfehler minimiert.

Insbesondere zeigt Fig. 3 eine schematische Darstellung eines Abschnitts eines Arrays 50 mit angrenzenden Szintillatorelementen 52 mit geometrischen Parallelogrammformen. Jedes Szintillatorelement 52 weist eine Oberflächenlänge L auf, die sicherstellt, daß zumindest ein Szintillatorelement 52 einen Röntgenstrahl in einem Bereich R möglicher Röntgenstrahlwinkel auffängt. Die Szintillatorelemente 52 mit geometrischer Parallelogrammform können unter Verwendung bekannter Schneidwerkzeuge hergestellt werden, die zur Herstellung der bekannten rechteckigen Szintillatoren verwendet werden.

Fig. 4 zeigt eine schematische Darstellung eines Abschnitts eines Arrays 60 mit angrenzenden Szintillatorelementen 62 mit geometrischen Trapezformen. Wie bei den Szintillatorelementen 52 fängt zumindest ein Szintillatorelement 62 einen Röntgenstrahl in einem Bereich möglicher Röntgenstrahlwinkel auf. Angrenzende Szintillatorelemente 62 sind zueinander invertiert, so daß die Szintillatoren 62 nahe aneinander zur Minimierung jedes Nicht-Szintillationsspalts angeordnet werden können. Die Szintillatorelemente 62 mit Trapezform können unter Verwendung bekannter Schneidwerkzeuge hergestellt werden, die zur Herstellung der bekannten rechteckigen Szintillatoren verwendet werden.

Fig. 5 zeigt eine schematische Darstellung eines Arrays 70 mit gewinkelten Szintillatorelementen 72 mit geometrischer Rechteckform. Die Szintillatorelemente 72 sind derart orientiert, daß zumindest ein Szintillatorelement 72 einen Röntgenstrahl in einem Bereich möglicher Röntgenstrahlwinkel auffängt. Insbesondere sind die Szintillatorelemente 72 mit einem Winkel bezüglich einer Ebene senkrecht zu den von dem Abbildungssystem erzeugten Röntgenstrahlen befestigt. Die Szintillatorelemente 72 können bei einem derartigen Winkel durch Modifikation der Befestigungsoberflächen bekannter Erfassungseinrichtungen zur Ausbildung einer winkligen Befestigungsoberfläche befestigt werden. Das Ausmaß des Winkels kann klein sein, wenn der Nicht-Szintillationsspalt so eng wie vernünftigerweise praktikabel ist.

Fig. 6 zeigt eine schematische Darstellung eines Arrays 80 mit eng beabstandeten Szintillatorelementen 82. Bei bekannten Systemen sind die Szintillatorelemente um ungefähr 0,1 mm beabstandet. Durch Minimierung eines Nicht- Szintillationsspalts 84 (d. h. weniger als 0,1 mm) fängt zumindest ein Szintillatorelement 82 einen Röntgenstrahl im größten Teil des Bereichs möglicher Röntgenstrahlwinkel auf.

Die vorstehend beschriebenen Szintillatoranordnungen weisen verglichen mit bekannten Szintillatoranordnungen einen erhöhten geometrischen Wirkungsgrad auf. Diese Szintillatoranordnungen erhöhen auch die Szintillatorherstellungskosten nicht wesentlich und verbessern den Dosiswirkungsgrad des Systems.

Die Fig. 7a und 7b zeigen schematische Darstellungen eines Arrays 90 mit angrenzenden Szintillatorelementen 92 mit rechteckiger geometrischer Form. Ein Nicht- Szintillationsspalt 94 befindet sich zwischen angrenzenden Szintillatorelementen 92. Dämpfungsdrähte 96 sind über die Spalte 94 und über einen Abschnitt der Szintillatorelemente 92 angeordnet. Mit schmalen bzw. kleinen Drähten 96 (beispielsweise von 0,28 mm) muß die Z-Achsenausrichtung bezüglich der Drähte 96 genau (ungefähr 10 µm) sein. Die schmalen Drähte 96 minimieren die nicht verwendete Patientendosis (geringer geometrischer Dosiswirkungsgrad).

Wie es in Fig. 7a gezeigt ist, verhindern die Drähte 96, wenn der Röntgenstrahl im allgemeinen senkrecht zu den Szintillatorelementen 92 ist, daß der Röntgenstrahl auf die Kanten der Szintillatorelemente 92 trifft, und daß der Röntgenstrahl zwischen den Spalten 94 übertragen wird. Gleichermaßen verhindern die Drähte 96, wie es in Fig. 7b gezeigt ist, wenn der Winkel des Röntgenstrahls sich aus dem senkrechten Zustand ändert, immer noch, daß der Röntgenstrahl zwischen den Spalten 94 übertragen wird.

Aus der vorhergehenden Beschreibung der verschiedenen Ausführungsbeispiele der Erfindung ist ersichtlich, daß die Aufgabe der Erfindung gelöst wird. Obwohl die Erfindung ausführlich beschrieben und veranschaulicht ist, ist selbstverständlich, daß dies nur der Veranschaulichung dient und nicht als Einschränkung verstanden werden kann. Beispielsweise ist das hier beschriebene CT-System ein System der dritten Generation, bei dem sich sowohl die Röntgenstrahlquelle als auch die Erfassungseinrichtung mit dem Faßlager drehen. Es können aber auch viele andere CT- Systeme verwendet werden, einschließlich den Systemen der vierten Generation, bei denen die Erfassungseinrichtung eine stationäre Vollringerfassungseinrichtung ist, und sich lediglich die Röntgenstrahlquelle mit dem Faßlager dreht.

Erfindungsgemäß sind Szintillatoren mit einem geometrischen Aufbau offenbart, der wesentlich verhindert, daß Röntgenstrahlen vollständig durch einen Spalt zwischen angrenzenden Szintillatoren fallen. Sind die Szintillatoren mit einem Winkel zur Ausbildung einer Parallelogramm- oder Trapezform geschnitten, oder ist das Erfassungsmodul in der Röntgenstrahl-Z-Achsenrichtung geneigt, wird ein Röntgenstrahl über den Bereich der Brennpunktpositionen nicht durch einen Nicht-Szintillationsspalt zwischen angrenzenden Szintillatoren fallen. Diese Szintillatoren weisen verglichen mit bekannten Szintillatoranordnungen einen erhöhten geometrischen Wirkungsgrad auf.

Claims (14)

1. System zum Erhalten von Daten aus gemessenen Signalen und zur Erzeugung eines Tomographiebildes eines Objekts in einer Tomographieabtastung, mit einem Erfassungsarray (18) aus einer Vielzahl von Erfassungszellen (20), wobei zumindest einige der Erfassungszellen Szintillatorelemente aufweisen, die sich in einer Z-Achse erstrecken und derart aufgebaut sind, daß sie minimale effektive Nicht- Szintillationsspalte aufweisen.

2. System nach Anspruch 1, wobei die Szintillatorelemente (52) eine geometrische Parallelogrammform aufweisen.

3. System nach Anspruch I, wobei die Szintillatorelemente (62) eine geometrische Trapezform aufweisen.

4. System nach Anspruch 1, wobei die Szintillatorelemente (72) mit einem Winkel bezüglich einer Ebene senkrecht zu den durch das System erzeugten Röntgenstrahlen befestigt sind.

5. System nach Anspruch 4, wobei die Szintillatorelemente (72) eine geometrische Rechteckform aufweisen.

6. System nach Anspruch 1, wobei die Szintillatorelemente (82) eine geometrische Rechteckform aufweisen.

7. System nach Anspruch 6, wobei die Szintillatorelemente weniger als 0,1 mm voneinander beabstandet sind.

8. Szintillator für ein Tomographieabbildungssystem (10), wobei der Szintillator eine Vielzahl von Szintillatorelementen mit einer geometrischen Form aufweist, die die Minimierung eines effektiven Nicht- Szintillationsspalts bei Befestigung in einer Erfassungseinrichtung (18) ermöglicht.

9. Szintillator nach Anspruch 8, wobei zumindest einige der Szintillatorelemente (52) eine geometrische Parallelogrammform aufweisen.

10. Szintillator nach Anspruch 8, wobei zumindest einige der Szintillatorelemente (62) eine geometrische Trapezform aufweisen.

11. Szintillator nach Anspruch 8, wobei sich die Szintillatorelemente in einer Z-Achsenrichtung erstrecken und der Szintillator (90) ferner zumindest einen Dämpfungsdraht (96) aufweist, der sich über zumindest einen der Spalte (94) erstreckt.

12. System zum Erhalten von Daten aus gemessenen Signalen und zur Erzeugung eines Tomographiebildes eines Objekts bei einer Tomographieabtastung, mit einem Erfassungsarray (18) aus einer Vielzahl von Erfassungszellen (20), wobei zumindest einige der Erfassungszellen Szintillatorelemente (92) aufweisen, die sich in einer Z-Achsenrichtung erstrecken und dazwischen Spalte (94) aufweisen, und zumindest ein Dämpfungsdraht (96) sich über zumindest einen der Spalte erstreckt.

13. System nach Anspruch 12, ferner mit einer Vielzahl von Dämpfungsdrähten, wobei sich zumindest einige der jeweiligen Dämpfungsdrähte über jeweilige Spalte erstrecken.

14. System nach Anspruch 12, wobei der Dämpfungsdraht einen Durchmesser von ungefähr 0,28 mm aufweist.