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Diese
Erfindung wurde mit öffentlicher
Unterstützung
unter Regierungsvertrag-Nr. 70NANB5H1148 verfasst, erteilt durch
das NIST (National Institute of Standards and Technology, USA).
Der Staat beansprucht gewisse Rechte an der vorliegenden Erfindung.
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Diese
Erfindung betrifft allgemein die Computertomographie-(CT)-Bildgebung,
und insbesondere das Scannen eines interessierenden Objekts mit
einem CT-Scanner.
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In
wenigstens einer CT-System-Konfiguration projiziert eine Röntgenstrahlenquelle
während
eines Scanvorgangs einen Röntgenstrahl
in Richtung eines Detektors, und der Röntgenstrahl durchquert das
abzubildende Objekt. Beispielsweise wird in bekannten industriellen
CT-Systemen das einer Bildgebung unterworfene Objekt auf einem Manipulator
positioniert, der das Objekt während
des Scanvorgangs dreht. Der Strahl trifft, nachdem er durch das
Objekt geschwächt
wurde, auf dem Detektor auf. Der Detektor enthält ein Array von im Allgemeinen
rechtwinkligen Detektorzellen, und die Intensität der an jeder Detektorzelle
empfangenen geschwächten
Strahlung hängt
von der Schwächung
ab, die der gebündelte
Röntgenstrahl
durch das Objekt erfahren hat. Jede Detektorzelle oder jedes Element
des Arrays erzeugt ein unabhängiges
elektrisches Signal, das ein Messwert der Strahlungsintensität an der
Detektorzellenposition ist. Die von sämtlichen Detektorzellen stammenden
Schwächungsmesswerte
werden getrennt erfasst, um ein Übertragungsprofil
zu erzeugen.
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Der
an dem Detektorarray empfangene Röntgenstrahl weist gewöhnlich zwei
Komponenten auf, nämlich
ein Primärsignal
und ein Streuungssignal. Das Streuungssignal mindert in rekonstruierten
Bildern gewöhnlich
die Auflösung
und den Kontrast, was nicht erwünscht
ist. Um den Einfluss von Streuungssignalen zu reduzieren, kann ein
Kollimator über
dem Detektor angeordnet werden. Der Kollimator ist dazu eingerichtet,
ein Auftreffen von Streuungstrahlen auf den Detektorzellen weitgehend
zu verhindern.
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Während stationäre Kollimatoren
die Auswirkungen der Streuungssignale in eindimensionalen oder linearen
Detektorarrays im Allgemeinen befriedigend reduzieren, sind derartige
Kollimatoren nicht in der Lage, optimale Ergebnisse vorzuweisen,
wenn sie in Verbindung mit mehrdimensionalen oder Flächendetektorarrays verwendet
werden. Insbesondere kann die Teilung der Detektorelemente in Flächenarrays
um Größenordnungen
geringer sein als die Teilung der Detektorelemente in linearen Arrays,
und stationäre
Kollimatoren sind möglicherweise
nicht so effizient, wenn sie in Verbindung mit Detektorelementen
verwendet werden, die eine derartige geringe Teilung aufweisen.
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Um
den Anteil des an Flächendetektorarrays
empfangenen Streuungssignals zu reduzieren, kann ein CT-System dazu
eingerichtet sein, entweder das Streuungssignal oder das Primärsignal
unmittelbar zu messen. Die Komponente des auf Streuung zurückzuführenden
gemessenen Signals lässt
sich ermitteln und anschließend
von dem Gesamtsignal subtrahieren, um weitgehend unverfälschte Projektionsdaten
zu erzeugen. Ein unmittelbares Messen entweder des Streuungssignals
oder des Primärsignals
ist jedoch kompliziert und zeitaufwendig.
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US
4 646 31(4?)0 offenbart einen Streugitterantrieb, der dazu dient,
ein Streugitter während
einer Belichtung in einer Röntgenvorrichtung
hin und her oszillieren zu lassen. Der Wendepunkt, an dem die Richtung der
Bewegung des Gitters umgekehrt wird, wird ausreichend rasch passiert,
so dass die Wahrscheinlichkeit einer Abbildung des Gitters in der
Röntgenaufnahme
gering ist.
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Es
wäre erwünscht den
Anteil von Streuung in einem Bild zu reduzieren, das anhand von
durch einen Flächendetektor
in einem CT-System gesammelten Daten rekonstruiert ist. Es wäre ebenfalls
erwünscht,
den Anteil von Streuung zu reduzieren, ohne das Primär- oder
Streuungssignal unmittelbar zu messen.
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In
einem Ausführungsbeispiel
enthält
ein Computertomographiesystem einen beweglichen Kollimator, und
das System ist dazu eingerichtet, einen Streuungs-Korrekturalgorithmus
durchzuführen,
um ein Primärsignal
und ein Streuungssignal zu berechnen, ohne dass eine unmittelbare
Messung solcher Signale erforderlich ist. Der Kollimator wird während eines
Scanvorgangs von einer ersten Stellung in eine zweite Stellung bewegt. Wenn
sich der Kollimator in der ersten oder zweiten Stellung befindet,
ist er nicht über
dem Detektor angeordnet und bündelt
den auf den Detektor auftreffenden Strahl nicht. Während sich
der Kollimator zwischen der ersten und zweiten Stellung bewegt,
bündelt
er jedoch den auf den Detektorarray auftreffenden Röntgenstrahl
wenigstens teilweise. Eine erste Signalstärke wird an dem Detektorarray
gewonnen, wenn sich der Kollimator in der ersten oder zweiten Stellung
befindet, und eine zweite Signalstärke wird an dem Detektorarray
gewonnen, nachdem der Kollimator zwischen der ersten und zweiten
Position bewegt wurde. Diese Signalstärken werden anschließend verwendet,
um das Streuungssignal zu berechnen. Das berechnete Streuungssignal
wird anschließend
verwendet, um weitgehend unverfälschte
Projektionsdaten zu erzeugen.
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Im
Folgenden werden anhand der beigefügten Zeichnungen Ausführungsbeispiele
der Erfindung beispielhaft beschrieben:
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1 zeigt
eine schematische Ansicht des CT-Bildgebungssystems
mit einem stationären
Kollimator.
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2A veranschaulicht
den in 1 gezeigten Kollimator in einer Ansicht von oben.
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2B zeigt
den in 1 gezeigten Kollimator in einer Ansicht von vorne.
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3 zeigt
eine schematische Ansicht eines CT-Bildgebungssystems mit einem beweglichen
Kollimator gemäß einem
Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung.
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4 zeigt
eine schematische Teilansicht eines CT-Bildgebungssystems mit einem dem Patienten nachgeordneten
beweglichen Kollimator gemäß noch einem
Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung.
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Unter
Bezugnahme auf 1 und mit Blick auf den Betrieb
einer Röntgenstrahlenquelle 14 in
einem CT-System 5, wird ausgehend von einem Brennfleck 50 einer
Quelle 14 ein Röntgenstrahl 16 abgestrahlt.
Der Röntgenstrahl 16 wird
längs einer
Fächerstrahlachse 52,
die in dem Fächerstrahl 16 zentriert
ist, und durch ein Objekt hindurch projiziert, das durch den den
Objektbegrenzungskreis 54 begrenzt ist. Der Röntgenstrahl 16 wird
durch das Objekt geschwächt
und anschließend
durch einen stationären
Kollimator 56 gebündelt,
so dass er über
dem Detektorarray 18 positioniert ist. Der gebündelte Strahl 16 wird
in Richtung des Detektorarrays 18 projiziert, der, wie
oben beschrieben, elektrische Signale erzeugt, die die Intensität eines
auf dem Detektorarray 18 auftreffenden Röntgenstrahls
an vielfältigen
Positionen kennzeichnen.
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Mit
Bezugnahme auf 2A und 2B basiert
der Kollimator 56 auf einer im Wesentlichen quadratischen
Kollimatorplatte 58, die aus einem röntgenstrahlschwächenden
Material hergestellt ist und mehrere darin ausgebildete Schlitze
oder Öffnungen 60 aufweist.
Die Kollimatorplatte 58 weist gewöhnlich Abmessungen auf, die
der aktiven Fläche
des Detektorarrays 18 (1) entsprechen,
und die Schlitze 60 sind fokal fluchtend mit der Röntgenstrahlenquelle 14 ausgerichtet.
Kollimatorplatten, deren Abmessungen kleiner sind als jene des aktiven
Arrays (insbesondere Abmessungen längs einer senkrecht zu der
Bewegungsachse 130 des Kollimators verlaufenden Achse),
sind weniger wirkungsvoll für
das Hemmen eines auf das Detektorarray einfallenden Streuungssignals.
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Der
Kollimator 56 verhindert, dass Streuungssignale, die sich
längs eines
ringförmigen
nicht parallel zu den Schlitzen 60 verlaufenden Pfades
ausbreiten, mit dem Detektorarray 18 interagieren. Das
röntgenstrahlschwächende Material
des Kollimators 56 deckt einige Detektorelemente (Pixel)
ab, und die Schlitze 60 bündeln Signale für einige
Detektorspalten (Zeilen). Ws wird angenommen, dass ein Ab halten
solcher Signale von dem Detektorarray 18 die Bildqualität verbessert,
da dann keine fehlerhaften Daten erzeugt werden, die von derartigen
Streuungssignalen herrühren.
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3 zeigt
eine schematische Ansicht eines CT-Bildgebungssystems 70, zu dem
eine Röntgenstrahlenquelle 72,
ein Flächendetektorarray 74 und
ein CT-Controller 150 gehören. Der Controller 150 ist
mit der Röntgenstrahlenquelle 72,
dem Detektor 74 und einem Kollimatormanipulator 110 verbunden,
der wiederum mit einem beweglichen Kollimator 76 verbunden
ist. Der Controller 150 ist dazu eingerichtet, Komponenten
des CT-Systems zu steuern und von dem Detektor 74 stammende
Signale zu verarbeiten, um Signale für eine Anzeige 200 von
Bildern des abzubildenden Objekts 82 zu erzeugen. In dem
hier verwendeten Sinne beziehen sich die Begriffe "dazu eingerichtet,
um" "dazu konfiguriert,
um" und dergleichen
auf Komponenten die auf Steuervorrichtungen, wie programmierbaren
Computerbauelementen, anwendungsspezifischen integrierten Schaltkreisen,
oder dgl. basieren oder damit verbunden sind, um gemäß einem
ausgewählten
Steuerungsalgorithmus ein Programm oder eine Bewegung auszuführen.
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Im
typischen Betrieb projiziert die Röntgenstrahlenquelle 72 ausgehend
von einem Brennfleck 80 und in Richtung des Detektorarrays 74 ein
konusförmiges
Röntgenstrahlenbündel 78.
Das Detektorarray 74 ist durch (in 3 nicht
gezeigte) Detektorelemente ausgebildet, die gemeinsam die Röntgenstrahlen
erfassen, die ein interessierendes Objekts oder ein Werkstück 82 durchqueren
oder rund um dieses vorbeigelangen. Ein schattierter Bereich 83 auf
dem Array 74 veranschaulicht (für die in 3 gezeigte
spezielle An ordnung) einen Ort, an dem projizierte Röntgenstrahlen,
die unmittelbar von der Quelle 72 her durch das Werkstück 82 hindurch
in Richtung des Detektors 74 verlaufen, auf das Detektorarray 74 auftreffen.
Jedes Detektorelement erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität des einfallenden
Röntgenstrahls
kennzeichnet. Während
eines Scanvorgangs wird das Objekt 82 gewöhnlich durch
einen Objektmanipulator 115 gedreht, so dass sich mehrere
radiographische Ansichten des Objekts 82 erzielen lassen.
Die von dem Detektor 74 stammenden Signale für diese
mehreren Ansichten des Objekt 82 werden durch den Controller 150 erzeugt
und verarbeitet. Die veranschaulichte Anordnung, in der das Objekt 82 manipuliert
wird, um eine gewünschte
Anzahl von radiographischen Bildern zu erhalten, wird gewöhnlich in
industriellen CT-Systemen eingesetzt; in einer Abwandlung können die
Strahlungsquelle und der Detektor, die zueinander feststehend positioniert
sind, um das abzubildende Objekt herum gedreht werden, um die gewünschten
radiographischen Datensätze
zu erhalten, wie es üblicherweise
in medizinischen Systemen durchgeführt wird.
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Der
Kollimator 76 ist dazu eingerichtet, sich in Bezug auf
das Detektorarray 74 zu bewegen, und enthält eine
Kollimatorplatte 84, die aus einem röntgenstrahlschwächenden
Material hergestellt ist und mehrere darin ausgebildete Schlitze
oder Öffnungen 86 aufweist.
Die Kollimatorplatte 84 ist so dimensioniert, dass sie, wenn
sie über
dem Array 74 positioniert und zentriert ist, sich im Wesentlichen über das
gesamte Detektorarray 74 erstreckt. Die Kollimatorplatte 84 ist
längs einer
entsprechenden (durch den Pfeil in 3 veranschaulichten)
Kollimatorplattenachse 130 relativ zu dem Array 74 fluchtend
ausgerichtet, so dass die Schlitze 60 fokal mit der Röntgenstrahlenquelle 72 fluchtend
ausgerichtet sind. Beispielsweise, und nicht beschränkend zu
verstehen, erstrecken sich die Schlitze 86 in der Kollimatorplatte 84 entlang
der (in der Figur als die z-Achse gezeigten) Kollimatorplattenachse 130.
Die Kollimatorplatte 84 lässt sich in z-Richtung zwischen
einer ersten und einer zweiten Position bewegen. Der Kollimatormanipulator 110 ist
(beispielsweise mit elektromechanischen Vorrichtungen wie Motoren,
die angeschlossen sind, um die Kollimatorplatte entlang von mit
der Kollimatorplattenachse 130 fluchtend ausgerichteten
Spuren anzutreiben) zwischen einer ersten Position 10,
mehreren Zwischenpositionen 15 (die in 3 als
ein Bereich veranschaulicht sind, in dem die Kollimatorplatte 84 das
Detektorarray 74 wenigstens teilweise überdeckt) und einer zweiten
Position 20 eingerichtet. In der ersten Position 10 und
der zweiten Position 20 ist der Kollimator 76 so
angeordnet, dass Strahlung, die von der Quelle 72 unmittelbar
in Richtung des Arrays 74 verläuft, nicht auf die Kollimatorplatte
trifft. In jeder aus einer Anzahl von Zwischenpositionen 15 ist
die Kollimatorplatte relativ zu der Quelle 72 und dem Detektor 74 so
in einer räumlichen
Beziehung angeordnet, dass Strahlung, die von der Quelle 72 unmittelbar
in Richtung des Detektors 74 verläuft, wenigstens auf einen Teil
der Kollimatorplatte 84 einfällt. Während sich der Kollimator 76 zwischen
der ersten und zweiten Position bewegt, deckt der Kollimator 76 das
Detektorarray 74 wenigstens teilweise ab.
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Während eines
Scanvorgangs steuert der CT-Controller 150 die Vorrichtung,
um wenigstens zwei Belichtungen des Objekts 82 zu erzeugen.
Die Belichtungsdauer beider Aufnahmen ist dieselbe. Bei der ersten Belichtung
wird das Objekt 82 abgebildet, so dass die erste Signalstärke der
Belichtung an dem Detektorarray 74 gewonnen wird, wenn
sich der Kollimator 76 in einer Position (z.B. der ersten
Position 10 oder in einer Abwandlung in der zweiten Position 20)
befindet, in der der Kollimator den Detektor nicht überdeckt
(wobei "überdecken" in dem hier verwendeten
Sinn bedeutet, dass der Kollimator wenigstens teilweise auf einer
direkten Linie zwischen der Strahlungsquelle 72 und dem
Detektorarray 74 angeordnet ist). Eine zweite Belichtung
wird gewonnen, während
die Kollimatorplatte 84 zwischen der ersten Position 10 und
der zweiten Position 20 (oder, in einer Abwandlung, zwischen
der zweiten Position 20 und der ersten Position 10)
bewegt wird. Das Signal der zweiten Belichtung repräsentiert
somit die erfasste Strahlung, die den Kollimator durchstrahlt, während der Kollimator
die vielen Zwischenpositionen 15 durchläuft, in denen der Kollimator
wenigstens einen Abschnitt des Detektors überdeckt. Von den beiden Belichtungen
gewonnene Daten werden anschließend
verwendet, um das Streuungssignal des Röntgenstrahls 78 zu
ermitteln, und um, wie nachstehend beschrieben, weitgehend unverfälschte Projektionsdaten
zu erzeugen.
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Beispielsweise,
und nicht beschränkend
zu verstehen, wird der Kollimator 76 zu Beginn unterhalb
des Detektorarrays 74 positioniert, d.h. in der ersten
Position 10, so dass das Detektorarray 74 nicht
gebündelte Röntgenstrahlen 78 empfängt. Während eines
Scanvorgangs bewegt der Manipulator den Kollimator 76 (vertikal,
wie in 3 gezeigt, d.h. in z-Richtung) längs der
Kollimatorachse 130 durch die vielen Zwischenstellungen 15,
in denen der Kollimator über
dem Array liegt, so dass das Detektorarray 74 gebündelte Röntgenstrahlen 78 aufnimmt, über das
Detektorarray 74. Der Kollimator 76 wird längs der
Kollimatorachse bewegt, bis er sich vollständig über dem Detektorarray 74,
d.h. in der zweiten Stellung 20, befindet, so dass das
Detektorarray 74 wieder nicht gebündelte Röntgenstrahlen 78 empfängt. Das
Zeitintervall, während
dem der Kollimator 76 zwischen der ersten Position und
der zweiten Position bewegt wird, entspricht einem einzelnen Belichtungsintervall,
z.B. der Zeit, die für
eine Durchstrahlung des Objekts 82 erforderlich ist, um
Daten zu erhalten, die für eine
Ansicht des Objekt 82 ausreichen.
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Der
Kollimator 76 bleibt oberhalb des Detektorarrays 74,
z.B. in der zweiten Stellung, bis Projektionsdaten von N-1 Ansichten
akquiriert sind, wobei N gleich einer Anzahl von Ansichten zwischen
zeitlichen Primärsignalabtastungen
ist. Beispielsweise kann das Primärsignal jede 20. Ansicht, z.B.
N = 20, abgetastet werden. Während
des nächsten
Belichtungsintervalls bewegt der Manipulator den Kollimator 76 abwärts, an
dem Detektorarray 74 vorbei, bis der Kollimator 76 in
der ersten Stellung positioniert ist. Der Kollimator 76 bleibt
in der ersten Position, und es werden Daten für weitere N-1 Ansichten gewonnen,
und er wird anschließend
wieder in die zweite Position bewegt. Der Manipulator bewegt den
Kollimator 76 zwischen der erste Position und der zweiten
Position, wie oben beschrieben, für eine gesamte Scanperiode
hin und her. Die Anzahl von Ansichten N kann vorab ausgewählt und
beispielsweise in einem Computer des CT-Systems gespeichert sein.
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Während des
Scannens wird für
jede Position (y, z) in dem Detektorarray 74, wenn der
Kollimator 76 eine solche Position (y, z) nicht abdeckt,
beispielsweise wenn der Kollimator sich in der ersten und zweiten Position
befindet, eine erste Signalstärke
I1(y, z) bestimmt, und es wird für die Position
(y, z) eine zweite Signalstärke
I2(y, z) bestimmt, wenn der Kollimator 76 die
Vielzahl von Zwischenpo sitionen durchläuft, so dass während der
Belichtungsperiode zur Ermittlung der zweiten Signalstärke der
Kollimator ein derartige Position (y, z) wenigstens teilweise bedeckt.
Insbesondere wird, wenn der Kollimator 76 sich entweder
in der ersten Position oder in der zweiten Position befindet, ein
erster Datensatz gesammelt und gespeichert, der die erste Signalstärke I1(y, z) repräsentiert.
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Während der
Kollimator 76 zwischen der ersten und zweiten Position
bewegt wird, wird ein zweiter Datensatz gesammelt und gespeichert,
der die zweite Signalstärke
I2(y, z) repräsentiert. Die Datensätze werden anschließend verwendet,
um das Primärsignal-
und die Streuungssignalkomponente der an dem Detektorarray 74 empfangenen
Röntgenstrahlen 78 zu
ermitteln.
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Insbesondere
wird die erste Signalstärke
I1(y, z) ausgedrückt als: I1(y,
z) = p(y, z) + s(y, z) (1)mit:
p(y,
z) gleich einer gemessenen primären
Signalstärke
in dem Detektorarray 74;
s(y, z) gleich einer gemessenen
Streuungssignalstärke
in dem Detektorarray 74; y gleich einer horizontalen Abmessung
des Detektorarrays 74; und
z gleich einer vertikale
Abmessung des Detektorarrays 74.
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Die
zweite Signalstärke
I2(y, z) enthält jedoch kein wesentliches
Streuungssignal s(y, z), da der Kollimator 76 das auf das
Detektorarray 74 einfallende Streuungssignal s(y, z) reduziert,
wenn der Kollimator 76 zwischen die erste und zweite Position
bewegt ist. Das Ausmaß der
Reduzierung ist eine Funktion des Verhältnisses der Kollimatorplattenabmessung
zur Arrayabmessung. Falls die Kollimatorplattenabmessungen beispielsweise
den Abmessungen des Arrays im Wesentlichen entsprechen, beträgt die Streuungssignalabschwächung etwa
50 %; falls die Kollimatorplattenabmessung (z.B. die Abmessung der
Kollimatorplatte senkrecht zu der Achse der Bewegung der Kollimatorplatte)
kleiner ist als diejenige des Arrays, beträgt die Reduzierung des Streuungssignals
weniger als 50 %. Dementsprechend kann die zweite Signalstärke I2(y, z) ausgedrückt werden als: I2(y,
z) = p(y, z) + α s(y,
z) (2)wobei α ein Bruch
ist.
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Ein
Auflösen
unter Verwendung sowohl der ersten Signalstärke I
1(y,
z) als auch der zweiten Signalstärke
I
2(y, z) ermöglicht es, das Primärsignal
p(y, z) und das Streuungssignal s(y, z) an jeder Position (y, z)
auf dem Detektorarray
74 in den Schlitzregionen wie folgt
auszudrücken:
und
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Die
obigen Gleichungen sind zumindest für Abschnitte des Detektorarrays 74 gültig, die
mit den Schlitzen 86 fluchten, wobei eine vertikale planare
Streuung vernachlässigt
ist. Der Streuungssignalanteil, der gemessen wird, ist eine Funktion
der Höhe
des Kollimators 76. Die ermittelten Primär- und Streuungssignale
p(y, z) bzw. s(y, z) werden anschließend verwendet, um Projektionsdaten
zu erzeugen. Insbesondere wird, nachdem ein an dem Detektorarray 74 empfangenes
Streuungssignal s(y, z) ermittelt ist, eine quadrierter Fehler zwischen
einem Polynom und den Streuungsabtastwerten über einige Zeilen des Detektorarrays 74 minimiert, um
eine 2D-Abbildung der Streuung zu erzeugen. Das Streuungssignal
wird auf diese Weise durch eine Polynomfläche in einer Näherung berechnet,
die die quadrierten Abweichungen zwischen den Abtastwerten und dem
Polynom minimiert.
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Das
Streuungssignal lässt
sich an Positionen (y, z) in den Schlitzregionen des Detektors ermitteln.
Da die Schlitzregionen in Positionen angeordnet sind, die die Breite
des Detektorarrays überspannen
(beispielsweise ist die Breite des Detektors, wie in 3 veranschaulicht,
längs der
horizontalen Achse fluchtend ausgerichtet), wird das Streuungssignal
in jener Richtung abgetastet. Diese Abtasttechnik ist geeignet,
da das Streuungssignal einen niedrigfrequenten Signalinhalt enthält; auf
diese Weise werden anhand dieser Abtasttechnik gemäß dem Nyquist- Theorem relevante
Daten über
das Streuungssignal gewonnen. Unter Verwendung des an vielfältigen Positionen über den
Bildwandler hinweg abgetasteten Streuungssignals wird eine zweidimensionale
Fläche
mittels eines Näherungverfahrens
kleinster Quadrate an die Abtastwerte angepasst. Diese Fläche wird
verwendet, um das Streuungssignal an jeder (y, z)-Position in dem Detektor
in einer Näherung
zu bestimmen. Für
nachfolgende Datenakquisitionen wird der Näherungswert des Streuungssignals
(z.B. eines Streuungssignals, das anhand zeitlich benachbarter Abtastwerte
der Streuung interpoliert ist) von dem gemessenen Intensitätssignal
subtrahiert, um ein streuungsfreies Signal zu erzeugen, das für eine Bildrekonstruktion
und zur Anzeige (z.B. mittels einer Video- oder Druckeranzeigeeinrichtung 200)
verwendet wird.
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Es
wird davon ausgegangen, dass das oben beschriebene CT-System 70 und
der Streuungs-Korrekturalgorithmus die Bildqualität verbessern,
indem sie den Streuungsfehler reduzieren. Darüber hinaus reduzieren ein derartiges
System und ein solcher Algorithmus den Anteil des an dem Flächendetektorarray 74 empfangenen
Streuungssignals, ohne dass eine unmittelbare Messung des Streuungs-
und Primärsignals
erforderlich ist.
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Um
die Wirkung eventueller planarer Streuungssignale zu reduzieren,
die die Kollimatorschlitze 86 durchdringen, wird eine abgewandelte
Anordnung des Kollimators 76 verwendet. Beispielsweise
zeigt 4 eine schematische Teilansicht eines CT-Bildgebungssystems 90,
zu dem ein Flächendetektorarray 92 und
ein beweglicher Kollimator 94 gehören, gemäß noch einem Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung. Das Detektorarray 92 wird durch
(in 4 nicht gezeigte) Detektorelemente gebildet, die
gemeinsam die pro jizierten Röntgenstrahlen
erfassen, die ein interessierendes Objekts oder ein Werkstück durchqueren.
Jedes Detektorelement erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität eines
einfallenden Röntgenstrahls
und folglich die Schwächung
des Strahls kennzeichnet, die dieser beim Durchqueren des Objekts
erfährt.
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Der
Kollimator 94 weist eine erste Kollimatorplatte 96 und
eine zweite Kollimatorplatte 98 auf, die jeweils dazu eingerichtet
sind, sich relativ zu dem Detektorarray 92 zu bewegen.
Jede Platte 96 und 98 ist aus einem röntgenstrahlschwächenden
Material hergestellt und ist mit mehreren Schlitzen oder Öffnungen 100 darin
ausgebildet. Die Kollimatorplatten 96 und 98 sind
gewöhnlich
jeweils so bemessen, dass sie sich im Wesentlichen über das
gesamte Detektorarray 92 erstrecken (d.h. weisen z.B. Abmessungen
auf, die der aktiven Fläche
des Arrays 92 entsprechen), und die Schlitze 100 sind
fokal fluchtend mit einer Röntgenstrahlenquelle 14 ausgerichtet.
Darüber
hinaus sind die Kollimatorplatten 96 und 98 jeweils
dazu eingerichtet, im Wesentlichen sicher zu stellen, dass jedes
Pixel, an dem ein Primärsignal
zu messen ist, denselben Streuungssignalanteil aufweist.
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Die
erste Kollimatorplatte 96 lässt sich längs der ersten Kollimatorachse 101 in
z-Richtung bewegen, und die zweite Kollimatorplatte 98 lässt sich
längs der
zweiten Kollimatorachse 102 in y-Richtung bewegen. Insbesondere
ist die Kollimatorplatte 96 an einen ersten Kollimatormanipulator 110 angeschlossen,
der dazu eingerichtet ist, die Kollimatorplatte 96 in Bezug
auf das Detektorarray 92 zu bewegen, und der ferner dazu eingerichtet
ist, von einer CT Steuervorrichtung 150 stammende Signale
aufzunehmen. In ähnlicher
Weise ist die Kollimatorplatte 98 an einen zweiten Kollimatormanipulator
angeschlossen, der dazu eingerichtet ist, die Kollimatorplatte 98 in
Bezug auf das Detektorarray 92 zu bewegen, und der ferner
dazu eingerichtet ist, von einer CT-Steuervorrichtung stammende
Signale aufzunehmen. Die Kollimatorplatte 96 lässt sich
zwischen einer ersten und einer zweiten Position in z-Richtung bewegen
(wobei jener Ausdruck oben mit Blick auf die in 3 veranschaulichte
Anordnung verwendet wird). In der ersten und zweiten Position deckt
die Kollimatorplatte 96 das Detektorarray 92 nicht
ab, d.h. die Kollimatorplatte 96 ist nicht zwischen der
Röntgenstrahlenquelle
und dem Detektorarray 92 angeordnet. Während die erste Kollimatorplatte 96 zwischen
ihrer entsprechenden ersten und zweiten Position bewegt wird, bedeckt
die Kollimatorplatte 96 das Detektorarray 92 wenigstens
teilweise, d.h. dort, wo die Kollimatorplatte 96 wenigstens
teilweise zwischen der Röntgenstrahlenquelle
und dem Detektorarray 92 positioniert ist. In ähnlicher
Weise lässt
sich die zweite Kollimatorplatte 98 in y-Richtung zwischen
den entsprechenden ersten und zweiten Positionen der zweiten Kollimatorplatte
bewegen, in denen die zweite Kollimatorplatte 98 das Detektorarray 92 nicht überdeckt.
Während
die zweite Kollimatorplatte 98 zwischen ihrer entsprechenden
ersten und zweiten Position bewegt wird, überdeckt die Kollimatorplatte 98 wenigstens
teilweise das Detektorarray 92.
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Während eines
Scanvorgangs werden die Kollimatorplatten 96 und 98,
wie oben in Zusammenhang mit der Kollimatorplatte 76 und
dem Detektorarray 74 beschrieben, synchron längs ihrer
entsprechenden Achsen relativ zu dem Detektorarray 92 bewegt. "Synchron bewegt" bedeutet, dass die
Bewegung der ersten und zweiten Kollimatorplatte koordiniert ist,
so dass die Platten jeweils gleichzeitig beginnen, Pixel in dem
Array 92 abzudecken, und gleichzeitig von Pixeln in Array 92 wegbewegt
werden. Insbesondere bewegt der erste Manipulator die erste Kollimatorplatte 96 zwischen
ihrer entsprechenden ersten Position und zweiten Position in z-Richtung, so dass
die erste Kollimatorplatte 96 während eines Belichtungsintervalls
in mehreren Zwischenpositionen (zwischen der ersten und zweiten
Position) angeordnet wird, in denen die erste Kollimatorplatte 96 die
auf das Detektorarray 92 einfallenden Röntgenstrahlen wenigstens teilweise
bündelt.
In ähnlicher
Weise bewegt der zweite Manipulator 120 die zweite Kollimatorplatte 98 in
y-Richtung zwischen ihrer entsprechenden ersten und zweiten Position,
so dass die zweite Kollimatorplatte 98 während eines
Belichtungsintervalls angeordnet ist, wo sie auf das Detektorarray 92 einfallende
Röntgenstrahlen
ebenfalls wenigstens teilweise bündelt. Das
Zeitintervall, während
dessen die Kollimatorplatten 96 und 98 sich zwischen
ihren entsprechenden ersten Positionen und zweiten Positionen bewegen,
ist gewöhnlich
ein einzelnes Belichtungsintervall, z.B. die Zeit, die erforderlich
ist, um eine einzelne Ansicht eines interessierenden Objekts zu
erhalten.
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Die
ersten und zweiten Signalstärken
I1(y, z) und I2(y,
z) werden anschließend
anhand der oben beschriebenen Gleichungen ermittelt. Die Signalstärken I1(y, z) und I2(y,
z) werden eingesetzt, um das Streuungssignal s(y, z), wie oben beschrieben,
an jeder Position (y, z) in dem Detektorarray 92 zu ermitteln,
und um weitgehend unverfälschte
Projektionsdaten zu erzeugen. Es wird angenommen, dass das CT-System 90 den
Einfluss von planaren Streuungssignalen erheblich reduziert.
