DE10164233A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Computertomographie-Herz- oder Organabbildung - Google Patents
Verfahren und Vorrichtung zur Computertomographie-Herz- oder OrganabbildungInfo
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- A61B6/4233—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
Abstract
Eine Ausgestaltung der Erfindung umfasst ein Verfahren zur Abbildung eines Organs eines Patienten (22), das die Schritte umfasst: Abtasten eines Volumens eines Patientenkörpers, das ein Organ des Patienten enthält, mit einem Computertomographie-(CT-)Abbildungssystem (10) mit einer Strahlungsquelle (14) und einer Erfassungseinrichtung (82), die mit einem rotierenden Fasslager (12) verbunden sind, wobei das Erfassungsarray eine Z-Richtung parallel zu einer Rotationsachse des Fasslagers und einer X-Richtung transversal zur Z-Richtung aufweist, Erfassen von Dämpfungsdaten von einer Vielzahl versetzt angeordneter halber Erfassungssegmente (82) des Erfassungsarrays und Rekonstruieren eines Bildes, das das Patientenorgan enthält, unter Verwendung der erfassten Dämpfungsdaten.
Description
Die Erfindung betrifft allgemein Verfahren und eine Vor
richtung für Computertomographie-Herzabbildungssysteme, und
insbesondere Verfahren und eine Vorrichtung, die für eine
Herzabbildung mit wesentlicher Komponentenwiederverwendung
spezialisiert sind.
Bei zumindest einem bekannten Computertomografie-(CT-) Ab
bildungssystemaufbau projiziert eine Röntgenquelle einen
fächerförmigen Strahl, der kollimiert ist, damit er in ei
ner X-Y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems liegt,
die allgemein als "Abbildungsebene" bezeichnet wird. Der
Strahl fällt durch das abgebildete Objekt, wie einen Pati
enten. Nachdem der Strahl durch das Objekt gedämpft wurde,
trifft er auf ein Array von Strahlungserfassungseinrichtun
gen. Die Intensität der am Erfassungsarray empfangenen ge
dämpften Strahlung hängt von der Dämpfung des Röntgen
strahls durch das Objekt ab. Jedes Erfassungselement des
Arrays erzeugt ein separates elektrisches Signal, das ein
Maß der Strahldämpfung am Erfassungsort ist. Die Dämpfungs
maße von allen Erfassungseinrichtungen werden separat zur
Erzeugung eines Übertragungsprofils erfasst.
Bei bekannten CT-Systemen der dritten Generation drehen
sich die Röntgenquelle 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
Röntgendämpfungsmaßen, d. h. Projektionsdaten, vom Erfas
sungsarray bei einem Fasslagerwinkel wird als "Ansicht" be
zeichnet. Eine "Abtastung" des Objekts umfasst einen Satz
von Ansichten bei verschiedenen Fasslagerwinkeln oder An
sichtwinkeln während einer Umdrehung der Röntgenquelle und
der Erfassungseinrichtung. Bei einer axialen Abtastung wer
den die Projektionsdaten zur Ausbildung eines Bildes verar
beitet, das einem zweidimensionalen Schnitt durch das Ob
jekt entspricht. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines
Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten wird im Stand
der Technik als gefiltertes Rückprojektionsverfahren be
zeichnet. Bei diesem Vorgang 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
Katodenstrahlröhrenanzeigeeinrichtung verwendet werden.
In den Fig. 5 und 6 ist ein Computertomographie-(CT-
)Abbildungssystem gezeigt, das ein Fasslager 12 enthält,
das eine CT-Abtasteinrichtung der "dritten Generation" dar
stellt. Das Fasslager 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf,
die Röntgenstrahlen 16 in Richtung eines Erfassungsarrays
18 auf der gegenüberliegenden Seite des Fasslagers 12 pro
jiziert. Das Erfassungsarray 18 ist durch Erfassungselemen
te 20 gebildet, die zusammen die projizierten Röntgenstrah
len erfassen, die durch ein Objekt 22 fallen, beispielswei
se einen medizinischen Patienten. Jedes Erfassungselement
20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität ei
nes auftreffenden Röntgenstrahls und somit die Dämpfung des
Strahls darstellt, wenn er durch den Patienten 22 fällt.
Während einer Abtastung zur Erfassung von Röntgenprojekti
onsdaten drehen sich das Fasslager 12 und die daran ange
brachten Komponenten um einen Drehmittelpunkt 24. Das Er
fassungsarray 18 kann in einem Ein-Schnitt- oder Mehrfach
schnittaufbau hergestellt sein. Im Mehrfachschnittaufbau
weist das Erfassungsarray 18 eine Vielzahl von Reihen der
Erfassungselemente 20 auf, von denen lediglich eine in Fig.
2 gezeigt ist.
Die Drehung des Fasslagers 12 und der Betrieb der Röntgen
quelle 14 werden durch eine Steuereinrichtung 26 des CT-
Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 enthält eine
Röntgensteuereinrichtung 28, die die Röntgenquelle 14 mit
Energie und Zeitsignalen versorgt, und eine Fasslagermo
torsteuereinrichtung 30, die die Drehgeschwindigkeit und
Position des Fasslagers 12 steuert. Ein Datenerfassungssys
tem (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet analoge Da
ten von den Erfassungselementen 20 ab, und wandelt die Da
ten in digitale Signale zur nachfolgenden Verarbeitung um.
Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete
und digitalisierte Röntgendaten von dem DAS 32 und führt
eine Hochgeschwindigkeitsbildrekonstruktion durch. Das re
konstruierte 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 Katodenstrahlröhrenanzeigeein
richtung 42 ermöglicht dem Bediener die Beobachtung des re
konstruierten Bildes und anderer Daten vom Computer 36.
Die vom Bediener zugeführten Befehle und Parameter werden
vom Computer 36 zur Bereitstellung von Steuersignalen und
Informationen für das DAS 32, die Röntgensteuereinrichtung
28 und die Fasslagermotorsteuereinrichtung 30 verwendet.
Außerdem bedient der Computer 36 eine Tischmotorsteuerein
richtung 44, die einen motorisierten Tisch 46 zur Positio
nierung des Patienten 22 im Fasslager 12 steuert. Insbeson
dere bewegt der Tisch 46 Abschnitte des Patienten 22 durch
eine Fasslageröffnung 48.
In dem Mehrfachschnitt-Abbildungssystem 10 umfasst das Er
fassungsarray 18 eine Vielzahl paralleler Erfassungsreihen,
wobei jede Reihe eine Vielzahl einzelner Erfassungselemente
20 umfasst. Das Abbildungssystem 10 mit der Mehrfach
schnitt-Erfassungseinrichtung 18 kann eine Vielzahl von
Bildern bereitstellen, die ein Volumen des Objekts 22 dar
stellen. Jedes Bild der Vielzahl der Bilder entspricht ei
nem separaten "Schnitt" des Volumens. Die "Dicke" oder
Apertur des Schnitts hängt von der Dicke der Erfassungsrei
hen ab.
Beispielsweise enthält gemäß den Fig. 7 und 8 das Mehr
fachschnitt-Erfassungsarray 18 eine Vielzahl von Erfas
sungsmodulen 50. Jedes Erfassungsmodul 50 weist eine Viel
zahl von Erfassungselementen 20 auf. Insbesondere enthält
jedes Röntgenerfassungsmodul 50 eine Vielzahl von Fotodio
den 52, eine Halbleitereinrichtung 54 und zumindest ein
flexibles elektrisches Kabel 56. Bekannte Scintillatoren 58
sind über den und angrenzend an die Fotodioden 52 positio
niert. Die Fotodioden 52 können einzelne Fotodioden oder
ein mehrdimensionales Fotodiodenarray sein. Die Fotodioden
52 sind mit den Scintillatoren 58 optisch gekoppelt und er
zeugen elektrische Ausgaben auf Leitungen 60, die das durch
die Scintillatoren 58 erzeugte Licht darstellen. Jede Foto
diode 52 erzeugt eine separate elektrische Ausgabe 60, die
ein Maß der Strahldämpfung für ein bestimmtes Erfassungs
element 20 darstellt. Gemäß einem bekannten Ausführungsbei
spiel sind Fotodiodenausgabeleitungen 60 von jedem Erfas
sungsmodul 50 auf der Oberseite und der Unterseite des Fo
todiodenarrays angeordnet.
Die Halbleitereinrichtung 54 enthält gemäß einem Ausfüh
rungsbeispiel zwei Halbleiterschalter 62 und 64. Die Schal
ter 62 und 64 enthalten jeweils eine Vielzahl von Feldef
fekttransistoren (FET) (nicht gezeigt), die in einem mehr
dimensionalen Array angeordnet sind. Jeder FET enthält eine
Eingangsleitung, die mit einem Fotodiodenausgang 60 elekt
risch verbunden ist, eine Ausgangsleitung und eine Steuer
leitung (nicht gezeigt). Die FET-Ausgangs- und Steuerlei
tungen sind elektrisch durch das flexible Kabel 56 verbun
den. Insbesondere ist eine Hälfte der Fotodiodenausgangs
leitungen 60 elektrisch mit jeder FET-Eingangsleitung des
Schalters 62 verbunden, wobei die verbleibende Hälfte der
Fotodiodenausgangsleitungen 60 elektrisch mit den FET-
Eingangsleitungen des Schalters 64 verbunden ist.
Das flexible elektrische Kabel 56 enthält ein erstes Ende
(nicht gezeigt), ein zweites Ende (nicht gezeigt) und eine
Vielzahl elektrischer Verdrahtungen 66, die dazwischen lau
fen. Das Kabel 56 kann beispielsweise ein einzelnes Kabel
mit vielen ersten Enden 68 und 70 sein oder bei einem ande
ren bekannten Ausführungsbeispiel viele Kabel enthalten
(nicht gezeigt), die jeweils ein erstes Ende (nicht ge
zeigt) aufweisen. Die FET-Ausgangs- und -steuerleitungen
sind mit dem Kabel 56 durch Drahtbonden elektrisch verbun
den. Die ersten Kabelenden 68 und 70 sind am Erfassungsmo
dul 50 unter Verwendung von Befestigungsklammern 72 und 74
befestigt. Die Erfassungsmodule 50 sind am Erfassungsarray
18 unter Verwendung von Schienen 76 und 78 befestigt.
Ein bekanntes Erfassungsarray 18 ist bogenförmig. Aller
dings sind gemäß Fig. 9 Erfassungsarrays in vereinfachten
Zeichnungen durch eine flache zweidimensionale Darstellung
der der Strahlung 16 ausgesetzten Fläche dargestellt. In
solchen Darstellungen definiert die Rotationsachse des
Fasslagers 12 eine Z-Richtung des Erfassungsarrays 18. Eine
transversale Richtung, d. h., die Richtung, in die sich jede
Reihe der Erfassungselemente 20 erstreckt, definiert eine
X-Richtung. In Fig. 9 erstrecken sich die Reihen (die
nicht separat gezeigt sind) der Erfassungselemente 20 line
ar in die Ebene des Blatts, aber in Wirklichkeit folgt jede
Reihe dem Arkus des Erfassungsarrays 18. Eine Mittellinie
80 in Fig. 9 stellt eine imaginäre Gerade eines Strahls 16
dar, der durch eine Rotationsachse des Fasslagers 12 fällt.
Das Erfassungsarray 18 ist zumindest näherungsweise symmet
risch um die Mittellinie 80, d. h., es ist für den Betrieb
unerheblich, ob es eine geringe Asymmetrie in der Anzahl
der Erfassungszellen 20 auf jeder Seite der Mittellinie 80
gibt.
Fig. 9 ist nicht maßstabsgetreu. Außerdem sind lediglich
wenige Erfassungsmodule 50 in Fig. 9 gezeigt. In einem be
kannten Abbildungssystem sind im Erfassungsarray 18 sieben-
undfünfzig Erfassungsmodule 50 zusammengefügt, die jeweils
16 Reihen mit 16 Elementen aufweisen.
Ein mit bekannten Abbildungssystemen 10 verbundenes Problem
besteht darin, dass sie keine Erfassungsarrays haben, die
eine ausreichende Anzahl von Reihen von Erfassungselementen
20 bereitstellen, um ein Herz oder anderes Organ des Pati
enten 22 bei einer einzelnen Umdrehung der Strahlungsquelle
14 und des Erfassungsarrays 18 abzubilden. Somit erfordern
bekannte Herz-CT-Abbildungsverfahren mehrfache Umdrehungen
und einen wesentlichen Zeitaufwand (relativ zum Herzzyk
lus).
Es wäre prinzipiell möglich, das gesamte Herz während einer
einzelnen Umdrehung unter Verwendung eines größeren Erfas
sungsarrays 18 abzubilden, das eine ausreichende Anzahl an
Erfassungsreihen aufweist, um Dämpfungsdaten von allen Tei
len des Herzens aufzunehmen. Ein CT-Abbildungssystem 10 mit
einem solchen Erfassungsarray 18 würde den Vorteil liefern,
dass die Gesamtstrahlungsdosis für den Patienten während
einer Herzabtastung verringert werden würde. Allerdings
müsste das Erfassungsarray 18 für eine annehmbare Auflösung
für Diagnosezwecke massive Datenmengen von einer großen Ge
samtanzahl an Erfassungselementen erzeugen. Die Bereitstel
lung eines Datenerfassungssystems 32, das eine solch große
Datenmenge handhaben kann, wäre kostspielig.
Die wahlweise Kombination von Daten von einer Vielzahl an
grenzender Erfassungsreihen (d. h. einer "Makroreihe") zum
Erhalten von Bildern ist bekannt, die Schnitte verschiede
ner ausgewählter Dicken darstellen, was auch die Datenmenge
verringert, die durch das Datenerfassungssystem 32 während
einer Abtastung zu verarbeiten ist. Würde ein Erfassungsar
ray 18 bereitgestellt, das groß genug für eine Abbildung
des gesamten Herzens während einer einzelnen Umdrehung wä
re, könnten Reihen zur Verringerung der erzeugten Datenmen
ge kombiniert wären. Alternativ dazu könnten die Erfas
sungselemente 20 einfach vergrößert werden, um eine erhöhte
Abdeckung zu erreichen, ohne dass massive Datenmengen be
reitgestellt werden. Allerdings ist mit jeder Alternative
das erhebliche Risiko einer Verringerung der Auflösung auf
ein inakzeptables Niveau verbunden.
Daher sollen Verfahren und eine Vorrichtung zur Bereitstel
lung einer zufriedenstellenden CT-Herzabbildung mit einer
minimalen Anzahl an Umdrehungen einer Röntgenquelle und ei
ner Erfassungseinrichtung ausgebildet werden. Es wäre fer
ner erwünscht, eine derartige Abbildung mit einer einzelnen
Umdrehung zu bewirken. Ferner sollte die während einer der
artigen Herz-CT-Abtastung erfasste Datenmenge verringert
werden, ohne inakzeptable Abstriche bei der Bildqualität
und Auflösung zu machen.
Gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung ist ein Ver
fahren zur Abbildung eines Organs eines Patienten ausgebil
det. Das Verfahren enthält die Schritte der Abtastung eines
Volumens eines Patientenkörpers, das ein Organ des Patien
ten enthält, mit einem Computertomographie-(CT-
)Abbildungssystem mit einer Strahlungsquelle und einer Er
fassungseinrichtung, die mit einem rotierenden Fasslager
verbunden sind, wobei das Erfassungsarray eine Z-Richtung
parallel zu einer Rotationsachse des Fasslagers und eine X-
Richtung transversal zur Z-Richtung aufweist, der Erfassung
von Dämpfungsdaten von einer Vielzahl versetzt angeordneter
Halberfassungssegmente des Erfassungsarrays und der Rekon
struktion eines Bildes, das das Patientenorgan enthält, un
ter Verwendung der erfassten Dämpfungsdaten.
Das vorstehend beschriebene Ausführungsbeispiel kann eine
zufriedenstellende CT-Herzabbildung mit einer minimalen An
zahl von Umdrehungen einer Röntgenquelle und einer Erfas
sungseinrichtung des CT-Abbildungssystems ohne unannehmbare
Abstriche in der Bildqualität und Auflösung ausbilden.
Fig. 1 zeigt eine vereinfachte Darstellung eines Ausfüh
rungsbeispiels eines Erfassungsarrays der Erfindung, aus
der Blickrichtung von der Röntgenquelle zu der Erfassungs
einrichtung.
Fig. 2 zeigt eine bildliche Darstellung eines zentralen
Erfassungsarraymoduls des Erfassungsarrayausführungsbei
spiels in Fig. 1.
Fig. 3 zeigt eine vereinfachte Darstellung eines Erfas
sungsarrayausführungsbeispiels mit einer versetzt angeord
neten/verschobenen Schiene, die zwei Erfassungsarrays ver
bindet.
Fig. 4 zeigt eine vereinfachte Darstellung eines halben
Erfassungssegments des Ausführungsbeispiels in Fig. 1.
(Einige der halben Erfassungssegmente sind Spiegelbilder
des in Fig. 4 gezeigten halben Erfassungssegments.)
Fig. 5 zeigt eine bildliche Darstellung eines herkömmli
chen CT-Abbildungssystembeispiels.
Fig. 6 zeigt ein schematisches Blockschaltbild des in
Fig. 1 dargestellten herkömmlichen Systems.
Fig. 7 zeigt eine perspektivische Darstellung eines her
kömmlichen Beispiels eines CT-Systemerfassungsarrays.
Fig. 8 zeigt eine perspektivische Darstellung eines her
kömmlichen 16 × 16-Erfassungsmoduls des in Fig. 7 ge
zeigten Beispiels des Erfassungsarrays.
Fig. 9 zeigt eine vereinfachte Darstellung des herkömmli
chen Beispiels des CT-Systemerfassungsarrays gemäß Fig. 7.
Gemäß der vereinfachten Darstellung in Fig. 1 wird ein Er
fassungsarrayausführungsbeispiel 82 der Erfindung bei einem
CT-Abbildungssystem wie dem Abbildungssystem 10 zur Abbil
dung eines Herzens oder eines anderen Organs des Patienten
22 verwendet. (Fig. 1 ist wie Fig. 9 eine vereinfachte
Darstellung.) Das Erfassungsarray 82 ersetzt das Erfas
sungsarray 18 oder ist als ursprüngliche Ausstattung im Ab
bildungssystem 10 in Fig. 5 anstelle des Erfassungsarrays
18 vorgesehen. Das Erfassungsarrayausführungsbeispiel 82
macht sich die Tatsache zu Nutze, dass Daten von lediglich
einer Hälfte eines Erfassungsbogens, der um den Patienten
22 rotiert wird, erforderlich und äquivalent zu einer hal
ben Abtastung und Bildrekonstruktion sind. (Jede Erfas
sungszelle 20 empfängt und misst bei der halben Abtastung
Strahlung von zumindest einem 180° Bogen um den Patienten
22.) Das Erfassungsarray 82 umfasst eine Vielzahl halber
Erfassungssegmente 84, die auf der linken und rechten Seite
einer Mittellinie 80 (genauer gesagt in der positiven und
der negativen X-Richtung von der Mittellinie 80) versetzt
angeordnet sind. Gemäß einem Ausführungsbeispiel des CT-
Abbildungssystems 10 ist die Mittellinie 80 als imaginäre
Gerade eines Strahls 16 definiert, der durch eine Rotati
onsachse des Fasslagers 12 fällt. Ohne Bezug zum Abbil
dungssystem 10 kann die Mittellinie 80 des versetzt ange
ordneten Erfassungsarrays 82 als imaginäre Gerade parallel
zur Z-Richtung definiert werden, die das Erfassungsarray 82
in der X-Richtung halbiert. Die halben Erfassungssegmente
84 grenzen aneinander in Bereichen um die Mittellinie 80
an.
Ein weiteres Ausführungsbeispiel des Erfassungsarrays 82
umfasst eine Vielzahl von Halberfassungssegmenten 84 auf
der gleichen Seite der Mittellinie 80. (d. h., die Halber
fassungssegmente 84 sind versetzt angeordnet.) Allerdings
liefert das versetzt angeordnete Ausführungsbeispiel in
Fig. 1 Zwischenräume 86 zwischen den Halberfassungssegmen
ten. Die Zwischenräume 86 liefern Raum für herkömmliche Er
fassungsmodule 50, die durch die Bereitstellung von Platz
für Schienen 88 und 90 zum Halten der Module 50 im Array 82
zu verwenden sind. Außerdem ermöglichen die Zwischenräume
86 das Laufen flexibler elektrischer Kabel 56 weg vom Er
fassungsarray 82. In den Halberfassungssegmenten 84 haben
die Module 50 vier Kanten, und an sie grenzen jeweils
höchsten zwei andere Module an.
Gemäß Fig. 2 ist ein zentrales Erfassungsmodul 92 des Er
fassungsarrays 82 von den herkömmlichen Modulen 20 ver
schieden aufgebaut. Aufgrund des für die flexiblen Kabel 56
verfügbaren begrenzten Raums und des Vorhandenseins angren
zender Module in der Z-Richtung sind die zentralen Erfas
sungsmodule 92 derart aufgebaut, dass ihr flexibles elekt
risches Kabel 56 in der X-Richtung anstelle der Z-Richtung
bezüglich der Befestigung läuft. Zum Bewirken dieses Auf
baus sind elektrische Ausgangsleitungen 60 (in Fig. 2
nicht gezeigt) und ein Halbleiterschalter 62 auf einer Sei
te des Erfassungsmoduls 92 entgegen dem herkömmlichen Er
fassungsmodul 50 angeordnet, bei dem sie auf der Oberseite
und Unterseite des Moduls angeordnet sind. Bei dem Ausfüh
rungsbeispiel in Fig. 2 werden alle Signale durch ein fle
xibles elektrisches Kabel 56, das sich in eine Richtung er
streckt, und einen Halbleiterschalter 62 gehandhabt. Dies
ermöglicht die Verwendung der Erfassungsmodule 92 in jedem
halben Erfassungssegment einfach durch Orientieren in eine
geeignete Richtung, da jedes Erfassungsmodul 92 stumpfe
Stöße an drei anderen Kanten hat. Gemäß einem Ausführungs
beispiel hat das Erfassungsmodul 92 ein breiteres elektri
sches Kabel 56 als die Erfassungsmodule 50, das sich eng um
die freie Kante des Moduls 92 wickelt, damit es nicht mit
flexiblen elektrischen Kabeln 56 anderer Module 50 interfe
riert. Gemäß einem Ausführungsbeispiel ist das Kabel 56 mit
einer vorgeformten Rechtwinkelbiegung gebildet. Ferner ha
ben die zentralen Erfassungsmodule 92 an X-Extremitäten des
Erfassungsarray 92 gemäß einem Ausführungsbeispiel einen
extra Befestigungsflansch (nicht gezeigt) zum Befestigen an
einer Kollimatorschiene anstelle eines dritten stumpfen
Stoßes.
Die zentralen Erfassungsmodule 92 müssen nicht die gleiche
Anzahl an Erfassungselementen wie die Erfassungsmodule 50
haben, und sind zur Verringerung von Bildzentrumsartefakten
vorgesehen. Daher überspreizen die Erfassungsmodule 92 bei
einem Ausführungsbeispiel die Mittellinie 80 in jedem hal
ben Erfassungssegment 84 und weisen 16 Erfassungszellen 20
in der Z-Richtung und 14 in der X-Richtung auf. Ferner sind
die Erfassungszellen 20 bei einem Ausführungsbeispiel in
der X-Richtung gepaart (d. h., zwei sind durch Festverdrah
tung zur Erzeugung eines einzelnen Ausgangs kombiniert).
Der "Zweizellenzwischenraum" in der X-Richtung (d. h., 14
Erfassungszellen 20 an Stelle von 16) liefert Raum für ein
Fotodiodensignalrouting und ein flexibles Kabelende. Bei
anderen Ausführungsbeispielen werden Erfassungsmodule 92
mit einer größeren oder geringeren Anzahl an Erfassungszel
len 20 in der X-Richtung verwendet. Die Anzahl der Zellen
20 wird ausgewählt, um sicher zu stellen, dass das Zentrum
des Ansichtfeldes des Abbildungssystems 10 geeignet abge
tastet wird.
Wie es in Fig. 1 gezeigt ist, werden zwei Typen von
Schienen 88 und 90 beim Aufbau des Erfassungsarrays 82 ver
wendet und bilden einen Teil eines Postpatientenkollima
tors. Die Erfassungsmodule 50 des Erfassungsarrays 82 sind
an den Schienen 88 und 90 auf ähnliche Weise wie das her
kömmliche Erfassungsmodul 18 befestigt, beispielsweise
durch Schrauben, die durch die Erfassungsmodule 50 in ge
windete Löcher in den Schienen laufen. Die Schiene 88 ist
unbedeutend und erstreckt sich über die gesamte Länge eines
halben Erfassungssegments 84 in der X-Richtung. Die Schie
nen 90 erstrecken sich über das meiste der Länge eines hal
ben Erfassungssegments außer über einen Abschnitt, an dem
sie an ein Erfassungsmodul 92 eines angrenzenden halben Er
fassungssegments 84 anstoßen. Wie es im Phantom gezeigt
ist, erstrecken sie sich an diesem Punkt neben dem zentra
len Erfassungsmodul 92 diagonal bei einem Ausführungsbei
spiel, und werden als Befestigungsschiene für ein anderes
halbes Erfassungssegment 86 fortgesetzt. Die zentralen Mo
dule 92 sind jeweils durch Anhaften an die Schienen 90 be
festigt, da diese unter den Modulen 92 laufen. Bei einem
anderen Ausführungsbeispiel des Erfassungsarrays 82 sind
sie an einer freien Kante (d. h., der Kante mit dem angefüg
ten flexiblen Kabel 56) befestigt. Somit sind die Schienen
88 und 90 vor dem Erfassungsmodul 50 befestigt, und die
Schienen 90 verlaufen hinter den zentralen Modulen 92.
Gemäß einem Ausführungsbeispiel sind die Erfassungsmodule
50 und 92 des Erfassungsarrays 82 entfernbar und ersetzbar.
Bei einem Ausführungsbeispiel werden Postpatientenkollima
torplatten 102 verwendet. Die Platten 102 sind konventio
nell außer über den zentralen Erfassungsmodulen 92, wo sich
jede über die volle Z-Richtungsdicke der Erfassungseinrich
tung 82 erstreckt, d. h., zwischen beiden Schienen 88 und
über eine Vielzahl zentraler Erfassungsmodule 92.
(Herkömmliche Platten 102 erstrecken sich in der Z-Richtung
lediglich über ein einzelnes Erfassungsmodul 50.) Verdrah
tungen 104 des Postpatientenkollimators erstrecken sich
transversal zu den Postpatientenkollimatorplatten und stel
len keine besondere Konstruktionsschwierigkeit dar. In
Fig. 1 sind lediglich wenige Postpatientenkollimatorplatten
102 und Verdrahtungen 104 dargestellt.
Bei einem Ausführungsbeispiel sitzen die zentralen Module
92 bündig über den Schienen 90.
Die in Fig. 1 gezeigte Befestigungsanordnung ist lediglich
ein Beispiel. Desweiteren sind die Erfassungsarrayausfüh
rungsbeispiele der Erfindung skalierbar, beispielsweise da
hingehend, dass sie eine beliebige Anzahl versetzt angeord
neter Halberfassungssegmente 84 verwenden können. Fig. 3
stellt ein weiteres Erfassungsarrayausführungsbeispiel 94
mit einer etwas anderen Form als das Erfassungsarrayausfüh
rungsbeispiel 82 in Fig. 1 dar. Dieses Ausführungsbeispiel
hat lediglich zwei halbe Erfassungssegmente 84. Außerdem
ist eine Schiene 96 breit genug, um zwei zentrale Erfas
sungsmodule 92 zu tragen.
Ein Ausführungsbeispiel des Herz-CT-Abbildungssystem 10
verwendet das Erfassungsarray 82 anstelle des Mehrfach
schnitt-Erfassungsarrays 18. Dieses Ausführungsbeispiel er
zeugt ein Datenausgabevolumen ähnlich dem eines Standard-
Acht-Schnittabbildungssystems 10 unter Verwendung eines
herkömmlichen Mehrfachschnitt-Erfassungsarrays 18.
Beispielsweise haben die Erfassungsmodule 92 gemäß einem
Ausführungsbeispiel und gemäß den Fig. 2 und 4 sechzehn
Zellen in Z und sieben gepaarte Zellen in X für insgesamt
112 Ausgänge pro Modul. Die Erfassungselemente 50 im Be
reich 98 angrenzend an die zentralen Erfassungsmodule 92
weisen minimal 112 Erfassungszellen 20 in der X-Richtung
und ein 13,04 cm Ansichtfeld (FOV) auf. Ein halbes Ansicht
feld (FOV) bei 541 mm zum Rotationszentrum 58 beträgt 6,52
Grad oder ungefähr 0,0618 Grad pro Zelle. Ein gesamtes FOV
eines Herzens des Patienten 22 beträgt daher 13 cm.
Gemäß einem Ausführungsbeispiel werden 7 Erfassungsmodule
50 jeweils mit einem Array aus 16 × 16 Erfassungszellen 20
im Bereich 98 angrenzend an das Zentrum der Fasslagerdre
hung zum Ausbilden eines 13,04 cm Ansichtfeldes verwendet.
Die Erfassungszellen 20 bei diesem Ausführungsbeispiel lie
fern eine 1,25 mm Auflösung in der Z-Richtung. Die Zellen
in der X-Richtung sind gepaart (d. h., ihre elektrischen
Ausgänge sind miteinander verbunden), so dass lediglich 128
verschiedene Ausgänge pro Erfassungsmodul 50 vorhanden
sind. Das Paaren der Zellen 20 in der X-Richtung ermöglicht
die Verwendung eines Standarderfassungsmoduls 50 über das
Erfassungsarray 82 hinweg mit lediglich untergeordneter Mo
difikation. Beispielsweise sind die Erfassungsmodule 50 bei
einem Ausführungsbeispiel in Paaren fest verdrahtet. Bei
einem anderen Ausführungsbeispiel werden FET-Arrays 62 und
64 anstelle der Festverdrahtung verwendet, so dass der Ge
winn aller Bildelemente kalibriert werden kann. Der Aufbau
der Erfassungsmodule 50 ist ansonsten ähnlich solcher Modu
le bei bekannten Mehrfachschnitt-Abbildungssystemen.
Die festverdrahtete Paarung (oder ansonsten die Kombination
der Ausgänge der Erfassungsmodule 50) verringert die Anzahl
der DAS-Dateneingänge, die zur Verarbeitung von Herzbil
dern erforderlich sind. Außerdem ergibt die Summation in
der X-Richtung isotropere Volumenelemente im Bildraum,
wenn Erfassungszellen 20 verwendet werden, die wie hier be
schrieben dimensioniert sind. Die Gesamtanzahl der Erfas
sungszellen 20 im Bereich 98 beträgt somit 7 × 128 = 896
Zellen pro Array.
Ein zweiter Bereich 100 des halben Erfassungssegments 84
unterstützt die Rekonstruktion eines gesamten FOV. Aller
dings ist der Bereich 100 nicht zur Ausbildung von Herzab
bildungseinzelheiten erforderlich und kann somit einer viel
niedrigeren Erfassungszellenabtastung als der Bereich 98
unterliegen. Beispielsweise beträgt bei einem Ausführungs
beispiel ein 48 cm FOV bei 541 mm zum Isozentrum 24, 26, 34
Grad oder 0,0618 Grad pro Erfassungszelle 20. Allerdings
werden Daten von den Zellen 20 in jedem Modul 50 im Bereich
100 kombiniert, so dass jedes Modul eine einzelne Ausgabe
für jede Reihe liefert. D. h. alle Zellen in jedem Modul
werden in der X-Richtung kombiniert, wobei die Auflösung in
der Z-Richtung immer noch 1,25 mm beträgt. Somit sieht je
des Modul 50 16 Ausgänge vor. Bei einem Ausführungsbeispiel
wird die Summation der Zellen in der X-Richtung in Modulen
60 durchgeführt. Bei einem anderen Ausführungsbeispiel wird
die Summation in einer Rückwandplatine des DAS 32 durchge
führt. In beiden Ausführungsbeispielen liegen insgesamt 426
Erfassungszellen links vom Fasslagerrotationszentrum, be
ziehungsweise 426 Zellen/16 Zellen pro Modul = 26,63 oder
27 ganze Module 50. Somit gibt es 20 Module 50 im Bereich
100, da 7 Module 50 im Bereich 98 verwendet werden. Mit 20
Modulen 50 und lediglich 16 Ausgängen pro Modul 50 gibt es
effektiv 320 Zellenausgänge im Bereich 100.
Durch Kombination der Erfassungszellen 20 auf die vorste
hend beschriebene Art und Weise liefert das Erfassungsarray
82 eine relativ größere Ortsauflösung nahe der Mittellinie
80 und ein relativ geringere Ortsauflösung entfernt von der
Mittellinie 80.
Ein bekanntes DAS 32 aus einem Acht-Schnitt-CT-
Abbildungssystem enthält 48 Platinen mit 128 Kanälen pro
Platine, was ausreichend Kapazität zur Verarbeitung von
48 × 128 = 6144 Erfassungszellen 20 liefert. Somit liefert das
bekannte DAS 32 ausreichend Verarbeitungskapazität für 4,63
halbe Erfassungssegmente 84 (6144 Zellen/ 1328 Zellen pro
Erfassungsarray = 4,63 Erfassungsarrays). Bei einem Ausfüh
rungsbeispiel ist allerdings ein Erfassungsarray 82 mit 5
halben Erfassungssegmenten 84 zur Abbildung vorgesehen, um
eine Herzabdeckung von 13 cm (X) × 10 cm (Z) zu liefern.
Somit sind lediglich wenige zusätzliche DAS-Platinen für
die zusätzlich erforderlichen Kanäle erforderlich. Bei ei
nem anderen Ausführungsbeispiel werden zusätzliche Zellen
20 in einem Abschnitt des Bereichs 98 angrenzend an den Be
reich 100 zur weiteren Verringerung der Datenausgangsmenge
aus dem Erfassungsarray ohne erhebliche Abstriche bei der
Bildqualität summiert. Dieses Ausführungsbeispiel erfordert
auch wenige zusätzliche DAS-Kanäle über die durch das be
kannte Acht-Schnitt-CT-Abbildungssystem bereitgestellten
hinaus. Bei einem anderen Ausführungsbeispiel mit geringe
rer Zellenabtastung in den Bereichen 100 und/oder weniger
überlappenden Zellen 20 in Bereichen 98 sind keine zusätz
liche DAS-Platinen oder Kanäle erforderlich.
Eine modifizierte Schleife kann die Röntgendosis im äußeren
Niedrigauflösungsabschnitt des Patienten reduzieren.
Bei einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird zur Abbil
dung eines Organs des Patienten 22 ein Volumen des Körpers
des Patienten 22, dass das interessierende Organ enthält,
mit einem Computer-Abbildungssystem 10 abgetastet, das an
stelle des Erfassungsarrays 18 ein Erfassungsarrays 82 der
Erfindung verwendet. Dämpfungsdaten werden von einer Viel
zahl versetzt angeordneter Halberfassungssegmente 84 des
Erfassungsarrays 82 erfasst und ein Bild des Organs des Pa
tienten 22 wird unter Verwendung der erfassten Dämpfungsda
ten rekonstruiert.
Es ist somit ersichtlich, dass die hier beschriebenen Aus
führungsbeispiele eine zufriedenstellende CT-Herzabbildung
mit einer minimalen Anzahl an Umdrehungen einer Röntgen
quelle und einer Erfassungseinrichtung oder bei einigen
Ausführungsbeispielen mit lediglich einer einzelnen Umdre
hung liefern. Des weiteren ist die während einer derartigen
Herz-CT-Abtastung erfasste Datenmenge auf ein Niveau redu
ziert, das durch bekannte Datenerfassungssysteme mit gerin
ger oder ohne Vergrößerung verarbeitet werden kann, ohne
unannehmbare Abstriche bei der Bildqualität und Auflösung
zu machen.
Obwohl die Erfindung hinsichtlich verschiedener bestimmter
Ausführungsbeispiele beschrieben wurde, erkennt der Fach
mann, dass die Erfindung mit Abwandlungen innerhalb des
Schutzbereichs der Patentansprüche ausgeübt werden kann.
Eine Ausgestaltung der Erfindung umfasst ein Verfahren zur
Abbildung eines Organs eines Patienten (22), das die
Schritte umfasst: Abtasten eines Volumens eines Patienten
körpers, das ein Organ des Patienten enthält, mit einem
Computertomographie-(CT-)Abbildungssystem (10) mit einer
Strahlungsquelle (14) und einer Erfassungseinrichtung (82),
die mit einem rotierenden Fasslager (12) verbunden sind,
wobei das Erfassungsarray eine z-Richtung parallel zu einer
Rotationsachse des Fasslagers und einer X-Richtung trans
versal zur Z-Richtung aufweist, Erfassen von Dämpfungsdaten
von einer Vielzahl versetzt angeordneter halber Erfassungs
segmente (82) des Erfassungsarrays und Rekonstruieren eines
Bildes, das das Patientenorgan enthält, unter Verwendung
der erfassten Dämpfungsdaten.
Claims (20)
1. Verfahren zur Abbildung eines Organs eines Patienten
(22) mit den Schritten
Abtasten eines Volumens eines Patientenkörpers, das ein Organ des Patienten enthält, mit einem Com putertomographie-(CT-)Abbildungssystem (10) mit ei ner Strahlungsquelle (14) und einer Erfassungsein richtung (82), die mit einem rotierenden Fasslager (12) verbunden sind, wobei das Erfassungsarray eine Z-Richtung parallel zu einer Rotationsachse des Fasslagers und eine X-Richtung transversal zur Z- Richtung aufweist,
Erfassung von Dämpfungsdaten von einer Vielzahl versetzt angeordneter halber Erfassungssegmente (84) des Erfassungsarrays und
Rekonstruieren eines Bildes, das das Patientenor gan enthält, unter Verwendung der erfassten Dämp fungsdaten.
Abtasten eines Volumens eines Patientenkörpers, das ein Organ des Patienten enthält, mit einem Com putertomographie-(CT-)Abbildungssystem (10) mit ei ner Strahlungsquelle (14) und einer Erfassungsein richtung (82), die mit einem rotierenden Fasslager (12) verbunden sind, wobei das Erfassungsarray eine Z-Richtung parallel zu einer Rotationsachse des Fasslagers und eine X-Richtung transversal zur Z- Richtung aufweist,
Erfassung von Dämpfungsdaten von einer Vielzahl versetzt angeordneter halber Erfassungssegmente (84) des Erfassungsarrays und
Rekonstruieren eines Bildes, das das Patientenor gan enthält, unter Verwendung der erfassten Dämp fungsdaten.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt der Er
fassung der Dämpfungsdaten die Erfassung von Dämp
fungsdaten mit unterschiedlichen Auflösungen als
Funktion der Position in der X-Richtung in jedem
halben Erfassungssegment (84) umfasst.
3. Strahlungserfassungseinrichtung (82) für ein Abbil
dungssystem (10), die eine Mittellinie (80) und eine
Vielzahl versetzt angeordneter halber Erfassungsseg
mente (84) umfasst, die in Bereichen (98, 100) um
die Mittellinie angrenzen, wobei die versetzt ange
ordneten halben Erfassungssegmente jeweils eine
Vielzahl von Erfassungsmodulen (50) umfassen.
4. Strahlungserfassungseinrichtung (82) nach Anspruch
3, wobei die versetzt angeordneten halben Erfas
sungssegmente (84) zumindest einen ersten Modultyp
(50) und einen zweiten Modultyp (92) umfassen, wobei
der erste Modultyp flexible Kabel (56) aufweist, die
sich von diesem in zwei Richtungen erstrecken, und
der zweite Modultyp ein flexibles Kabel aufweist,
das sich in eine Richtung erstreckt.
5. Strahlungserfassungseinrichtung (82) nach Anspruch
4, wobei der zweite Modultyp (92) die Mittellinie
(80) in jedem halben Erfassungssegment (84) über
spreizt.
6. Strahlungserfassungseinrichtung (82) nach Anspruch
5, wobei das flexible Kabel (56) des zweiten Modul
typs (92) eine vorgeformte Rechtwinkelbiegung ent
hält.
7. Strahlungserfassungseinrichtung (82) nach Anspruch
3, die eine X-Richtung und eine Z-Richtung aufweist,
wobei der erste Erfassungsmodultyp (50) zum Bereit
stellen einer unterschiedlichen Anzahl an Ausgängen
pro Modul als Funktion des Orts in der X-Richtung
eingerichtet ist.
8. Strahlungserfassungseinrichtung (82) nach Anspruch
7, wobei der erste Erfassungsmodultyp (50) Erfas
sungsmodule mit einer Vielzahl von Erfassungszellen
(20) umfasst, die sich in der X-Richtung und der Z-
Richtung erstrecken und gepaarte Zellen enthalten.
9. Strahlungserfassungseinrichtung (82) nach Anspruch
3, wobei die versetzt angeordneten halben Erfas
sungssegmente (84) zumindest einen ersten Erfas
sungsmodultyp (50) und einen zweiten Erfassungsmo
dultyp (92) umfassen, wobei der erste Erfassungsmo
dultyp flexible Kabel aufweist, die sich davon in
zwei Richtungen erstrecken, und der zweite Erfas
sungsmodultyp ein flexibles Kabel (56) aufweist, das
sich eine Richtung erstreckt, und einen Satz von
Schienen (76, 78) umfassen, an denen der erste Er
fassungsmodultyp und der zweite Erfassungsmodultyp
befestigt sind, wobei sich die Schienen (88, 90) vor
dem ersten Erfassungsmodultyp und hinter dem zweiten
Erfassungsmodultyp erstrecken.
10. Erfassungsarray (82) nach Anspruch 9, ferner mit ei
nem Satz von Kollimatorplatten (102), die sich in
eine Z-Richtung erstrecken, wobei die Kollima
torplatten Kollimatorplatten enthalten, die sich
über ein einzelnes Erfassungsmodul (50) des ersten
Typs erstrecken, und Kollimatorplatten enthalten,
die sich über eine Vielzahl der Erfassungsmodule
(92) des zweiten Typs erstrecken.
11. Erfassungsarray (82) nach Anspruch 3, wobei die Er
fassungsmodule (50, 92) entfernbar sind.
12. Computertomographie-(CT-)Abbildungssystem (10) zur
Abbildung eines Organs eines Patienten (22), mit
einem rotierendem Fasslager (12) mit einer Rota
tionsachse (Z-Achse),
einer Strahlungsquelle (14) zum Drehen mit dem rotierenden Fasslager und
einem Mehrfachschnitt-Erfassungsarray (82) zur Drehung mit dem rotierenden Fasslager und zur Erfas sung von Dämpfungsdaten von einem Patienten zwischen der Strahlungsquelle und der Erfassungseinrichtung, wobei das Erfassungsarray eine Vielzahl versetzt an geordneter Halberfassungssegmente (84) umfasst und zur Bereitstellung von Dämpfungsdaten mit einer re lativ höheren Ortsauflösung nahe einer Mittellinie (80) des Erfassungsarrays und einer relativ niedri geren Ortsauflösung entfernt von der Mittellinie eingerichtet ist,
einem Datenerfassungssystem (32) zum Empfangen von Dämpfungsdaten von der Erfassungseinrichtung, die die relativ niedrigeren Ortsauflösungsdaten und die relativ höheren Ortauflösungsdämpfungsdaten ent halten, und
einer Bildrekonstruktionseinrichtung (34) zur Verwendung der Dämpfungsdaten zur Rekonstruktion ei nes Bildes des Organs, was die Verwendung der rela tiv niedrigeren Ortsauflösungsdaten beinhaltet, um dadurch Artefakte in dem Bild zu reduzieren.
einer Strahlungsquelle (14) zum Drehen mit dem rotierenden Fasslager und
einem Mehrfachschnitt-Erfassungsarray (82) zur Drehung mit dem rotierenden Fasslager und zur Erfas sung von Dämpfungsdaten von einem Patienten zwischen der Strahlungsquelle und der Erfassungseinrichtung, wobei das Erfassungsarray eine Vielzahl versetzt an geordneter Halberfassungssegmente (84) umfasst und zur Bereitstellung von Dämpfungsdaten mit einer re lativ höheren Ortsauflösung nahe einer Mittellinie (80) des Erfassungsarrays und einer relativ niedri geren Ortsauflösung entfernt von der Mittellinie eingerichtet ist,
einem Datenerfassungssystem (32) zum Empfangen von Dämpfungsdaten von der Erfassungseinrichtung, die die relativ niedrigeren Ortsauflösungsdaten und die relativ höheren Ortauflösungsdämpfungsdaten ent halten, und
einer Bildrekonstruktionseinrichtung (34) zur Verwendung der Dämpfungsdaten zur Rekonstruktion ei nes Bildes des Organs, was die Verwendung der rela tiv niedrigeren Ortsauflösungsdaten beinhaltet, um dadurch Artefakte in dem Bild zu reduzieren.
13. CT-Abbildungssystem (10) nach Anspruch 12, wobei die
versetzt angeordneten halben Erfassungssegmente (84)
zumindest einen ersten Modultyp (50) und einen zwei
ten Modultyp (92) umfassen, wobei der erste Modultyp
flexible Kabel (56) aufweist, die sich davon in zwei
Richtungen erstrecken, und der zweite Modultyp ein
flexibles Kabel aufweist, das sich eine Richtung er
streckt.
14. CT-Abbildungssystem (10) nach Anspruch 13, wobei der
zweite Modultyp (92) die Mittellinie (80) in jedem
halben Erfassungssegment (84) überspreizt.
15. CT-Abbildungssystem (10) nach Anspruch 14, wobei das
flexible Kabel (56) des zweiten Modultyps (92) eine
vorgeformte Rechtwinkelbiegung enthält.
16. CT-Abbildungssystem (10) nach Anspruch 12, wobei die
Strahlungserfassungseinrichtung (82) eine X-Richtung
und Z-Richtung aufweist, und der erste Erfassungsmo
dultyp (50) zur Bereitstellung einer unterschiedli
chen Anzahl an Ausgängen pro Modul als Funktion des
Orts in der X-Richtung eingerichtet ist.
17. CT-Abbildungssystem (10) nach Anspruch 16, wobei der
erste Erfassungsmodultyp (50) Erfassungsmodule mit
einer Vielzahl von Erfassungszellen (20) aufweist,
die sich in der X-Richtung und in der Z-Richtung
erstrecken und gepaarte Zellen enthalten.
18. CT-Abbildungssystem (10) nach Anspruch 12, wobei die
versetzt angeordneten halben Erfassungssegmente (84)
zumindest einen ersten Erfassungsmodultyp (50) und
einen zweiten Erfassungsmodultyp (92) aufweisen, wo
bei der erste Erfassungsmodultyp flexible Kabel (56)
aufweist, die sich davon in zwei Richtungen erstre
cken, und der zweite Erfassungsmodultyp ein flexib
les Kabel aufweist, das sich in eine Richtung er
streckt, und einen Satz von Schienen (76, 78, 88,
90) aufweisen, an denen der erste Erfassungsmodultyp
und der zweite Erfassungsmodultyp befestigt sind,
wobei sich die Schienen vor dem ersten Erfassungsmo
dultyp und hinter dem zweiten Erfassungsmodultyp
erstrecken.
19. CT-Abbildungssystem (10) nach Anspruch 18, ferner
mit einem Satz von Kollimatorplatten (102), die sich
in eine Z-Richtung erstrecken, wobei die Kollima
torplatten Kollimatorplatten enthalten, die sich ü
ber ein einzelnes Erfassungsmodul (50) des ersten
Typs erstrecken, und Kollimatorplatten enthalten,
die sich über eine Vielzahl der Erfassungsmodule
(92) des zweiten Typs erstrecken.
20. CT-Abbildungssystem (10) nach Anspruch 12, wobei die
Erfassungsmodule (50, 92) entfernbar sind.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US09/750,387 US6873678B2 (en) | 2000-12-28 | 2000-12-28 | Methods and apparatus for computed tomographic cardiac or organ imaging |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE10164233A1 true DE10164233A1 (de) | 2002-08-14 |
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Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE10164233A Withdrawn DE10164233A1 (de) | 2000-12-28 | 2001-12-27 | Verfahren und Vorrichtung zur Computertomographie-Herz- oder Organabbildung |
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---|---|
US (1) | US6873678B2 (de) |
JP (1) | JP4100906B2 (de) |
DE (1) | DE10164233A1 (de) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP1713392B1 (de) * | 2004-01-29 | 2009-02-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Computertomographie-darstellung mit pixel-versatz und fokaler punkt-modulation |
Families Citing this family (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7236561B2 (en) * | 2004-08-31 | 2007-06-26 | General Electric Company | Method and system for assembling an X-ray imaging system |
CN101291627A (zh) * | 2005-10-20 | 2008-10-22 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 先进的csct检测器形状 |
US7593502B2 (en) * | 2006-10-13 | 2009-09-22 | General Electric Company | Methods and apparatus for fast rotation speed scanners |
KR20090079994A (ko) * | 2006-11-13 | 2009-07-22 | 고쿠리츠 다이가쿠 호우진 교토 코우게이 센이 다이가쿠 | 화상 재구성 장치, 화상 재구성 방법, 화상 재구성 프로그램, ct장치 |
JP5503883B2 (ja) * | 2009-03-06 | 2014-05-28 | 株式会社東芝 | X線ct装置及びx線検出装置 |
EP2798374A2 (de) * | 2011-12-27 | 2014-11-05 | Koninklijke Philips N.V. | Flexibler verbinder für pet detektoren |
US10010296B2 (en) * | 2014-12-30 | 2018-07-03 | Morpho Detection, Llc | Systems and methods for x-ray CT scanner with reconfigurable field of view |
Family Cites Families (20)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB1475308A (en) | 1973-07-21 | 1977-06-01 | Emi Ltd | Radiography |
JPS5917334A (ja) * | 1982-07-21 | 1984-01-28 | 株式会社東芝 | 心拍連動画像診断装置 |
GB8705014D0 (en) * | 1987-03-04 | 1987-04-08 | Plantech Radiology Ltd | Radiation monitor |
JPH03259569A (ja) * | 1990-03-09 | 1991-11-19 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 放射線センサアレイおよび放射線受像装置 |
US5057692A (en) | 1990-06-29 | 1991-10-15 | General Electric Company | High speed, radiation tolerant, CT scintillator system employing garnet structure scintillators |
US5400379A (en) * | 1994-02-25 | 1995-03-21 | General Electric Company | Multi-slice x-ray CT using a detector mask |
IL116738A0 (en) | 1995-01-23 | 1996-05-14 | Gen Electric | Detector z-axis gain correction for a ct system |
US5585638A (en) | 1995-12-14 | 1996-12-17 | General Electric Company | X-ray detector for automatic exposure control of an imaging apparatus |
US5799057A (en) * | 1996-12-26 | 1998-08-25 | General Electric Company | Collimator and detector for computed tomography systems |
US5974109A (en) * | 1997-11-07 | 1999-10-26 | General Electric Company | Methods and apparatus for cell ganging in a multislice computed tomography system |
US6137857A (en) | 1997-11-26 | 2000-10-24 | General Electric Company | Scalable detector for computed tomograph system |
US6144718A (en) | 1997-11-26 | 2000-11-07 | General Electric Company | Flexible cable connection for detector module |
US6087665A (en) | 1997-11-26 | 2000-07-11 | General Electric Company | Multi-layered scintillators for computed tomograph systems |
US6115448A (en) | 1997-11-26 | 2000-09-05 | General Electric Company | Photodiode array for a scalable multislice scanning computed tomography system |
US6173031B1 (en) | 1997-11-26 | 2001-01-09 | General Electric Company | Detector modules for computed tomograph system |
WO1999030616A1 (en) * | 1997-12-16 | 1999-06-24 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Computer tomography device |
US5982846A (en) * | 1998-04-13 | 1999-11-09 | General Electric Company | Methods and apparatus for dose reduction in a computed tomograph |
US6062730A (en) * | 1998-04-20 | 2000-05-16 | Paula G. Sims, R.D.H. | Comfort guard |
US6198791B1 (en) | 1998-08-25 | 2001-03-06 | General Electric Company | Scalable multislice imaging system |
US6188745B1 (en) * | 1998-09-23 | 2001-02-13 | Analogic Corporation | CT scanner comprising a spatially encoded detector array arrangement and method |
-
2000
- 2000-12-28 US US09/750,387 patent/US6873678B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2001
- 2001-12-27 DE DE10164233A patent/DE10164233A1/de not_active Withdrawn
- 2001-12-27 JP JP2001395790A patent/JP4100906B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP1713392B1 (de) * | 2004-01-29 | 2009-02-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Computertomographie-darstellung mit pixel-versatz und fokaler punkt-modulation |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP2002306465A (ja) | 2002-10-22 |
US6873678B2 (en) | 2005-03-29 |
US20040071256A1 (en) | 2004-04-15 |
JP4100906B2 (ja) | 2008-06-11 |
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CH616581A5 (de) | ||
DE10003518C2 (de) | CT-Gerät |
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