DE102007042334A1

DE102007042334A1 - CT-Gerät sowie Verfahren zum Betrieb eines CT-Gerätes

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Publication number: DE102007042334A1
Application number: DE200710042334
Authority: DE
Inventors: Thomas von der Dr. Haar
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2007-09-06
Filing date: 2007-09-06
Publication date: 2009-03-12

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein CT-Gerät mit einer Anzahl n >= 2 Strahlungsquellen (8, 10), denen jeweils ein gegenüberliegend angeordnetes separates Detektorsystem (9, 11), bestehend aus einem Array von wenigstens einer Zeile und mehreren Spalten von Detektorelementen (17), zugeordnet ist, wobei die Strahlungsquellen (8, 10) und zugeordneten Detektorsysteme (9, 11) zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes (3) um eine Systemachse (6) verlagerbar sind, jede Strahlungsquelle (8, 10) einen Fokus (13, 14) aufweist, von dem ein Strahlenbündel (15, 16) aussendbar ist, das auf das zugeordnete Detektorsystem (9, 11) trifft, eine Lagerungseinrichtung (2) für das Untersuchungsobjekt (3) vorgesehen ist und die Lagerungseinrichtung (2) und die Strahlungsquellen (8, 10) bzw. Detektorsysteme (9, 11) längs der Systemachse (6) relativ zueinander verschiebbar sind. Die Erfindung betrifft weiterhin ein Verfahren zum Betrieb eines solchen CT-Gerätes. Die Erfindung zeichnet sich dadurch aus, dass während der Abtastung die Strahlungsquellen (8, 10) und zugeordneten Arrays (9, 11) von Detektorelementen derart angeordnet sind, dass längs der Systemachse (6) die Foki (13, 14) der Strahlungsquellen (8, 10) keinen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen (17) einen Versatz zueinander aufweisen oder die Foki (13, 14) der Strahlungsquellen (8, 10) einen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen (17) keinen Versatz zueinander aufweisen ...

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein CT-Gerät mit wenigstens einer Anzahl n ≥ 2 separaten Strahlungsquellen, denen jeweils ein separates Detektorsystem, bestehend aus einem Array von wenigstens einer Zeile und mehreren Spalten von Detektorelementen, zugeordnet ist, wobei die Strahlungsquellen und zugeordneten Detektorsysteme zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes um eine Systemachse (z-Achse) verlagerbar sind und jede Strahlungsquelle einen Fokus aufweist, von dem ein Strahlenbündel aussendbar ist, das auf das zugeordnete Detektorsystem trifft, und mit einer Lagerungseinrichtung für das Untersuchungsobjekt, wobei die Lagerungseinrichtung und die Strahlungsquellen bzw. Detektorsysteme längs der Systemachse relativ zueinander verschiebbar sind. Die Erfindung betrifft außerdem ein Verfahren zum Betrieb eines solchen CT-Geräts.
Das Ergebnis radiographischer Verfahren, wie beispielsweise der Computertomographie, der Mammographie, der Angiographie, der Röntgen-Inspektionstechnik oder vergleichbarer Verfahren, ist zunächst die Darstellung der Schwächung eines Röntgenstrahles entlang seines Weges von der Strahlungsquelle (Röntgenquelle) zum Detektorsystem (Röntgendetektor) in einem Projektionsbild. Diese Schwächung wird von den durchstrahlten Materialien entlang des Strahlenganges verursacht, so dass die Schwächung auch als Linienintegral über die Schwächungskoeffizienten aller Volumenelemente (Voxel) entlang des Strahlweges verstanden werden kann. Insbesondere bei der Röntgen-Computertomographie (CT), ist es über Rekonstruktionsverfahren möglich, von den projizierten Schwächungsdaten auf die Schwächungskoeffizienten μ der einzelnen Voxel zurückzurechnen und damit zu einer erheblich sensitiveren Untersuchung als bei reiner Betrachtung von Projektionsbildern zu gelangen.
Zur Darstellung der Schwächungsverteilung wird statt des Schwächungskoeffizienten μ in der Regel ein auf den Schwächungskoeffizienten von Wasser normierter Wert, die so genannte CT-Zahl, verwendet. Diese berechnet sich aus einem aktuell durch Messung ermittelten Schwächungskoeffizienten μ nach folgender Gleichung:
mit der CT-Zahl C in der Einheit Hounsfield [HU]. Für Wasser ergibt sich ein Wert C_H₂O = 0 HU und für Luft ein Wert C_L = –1000 HU. Da beide Darstellungen ineinander transformierbar bzw. äquivalent sind, bezeichnet im Folgenden der allgemein gewählte Begriff Schwächungswert oder Schwächungskoeffizient sowohl den Schwächungskoeffizienten μ als auch den CT-Wert.
Für die Aufnahme, Auswertung und Darstellung der dreidimensionalen Schwächungsverteilung werden moderne Röntgen-Computertomographiegeräte (CT-Geräte) eingesetzt. Typischerweise umfasst ein CT-Gerät eine Strahlenquelle, die ein kollimiertes, pyramiden- oder fächerförmiges Strahlenbündel durch das Untersuchungsobjekt, bspw. einen Patienten, auf ein aus mehreren Detektorelementen aufgebautes Detektorsystem richtet. Je nach Bauart des CT-Gerätes sind die Strahlungsquelle und das Detektorsystem bspw. auf einer Gantry oder einem C-Arm angebracht, die um eine Systemachse (z-Achse) mit einem Winkel Φ rotierbar sind. Weiterhin ist eine Lagerungseinrichtung für das Untersuchungsobjekt vorgesehen, die entlang der Systemachse (z-Achse) verschoben bzw. bewegt werden kann. Während der Aufnahme produziert jedes von der Strahlung getroffene Detektorelement des Detektorsystems ein Signal, das ein Maß der Gesamttransparenz des Untersuchungsobjektes für die von der Strahlungsquelle ausgehende Strahlung auf ihrem Weg zum Detektorsystem bzw. der entsprechenden Strahlungsschwächung darstellt. Der Satz von Ausgangssignalen der Detektorelemente des Detektorsystems, der für eine bestimmte Position der Strahlungsquelle gewonnen wird, wird als Projektion bezeichnet. Die Position, ausgehend von welcher das Strahlenbündel das Untersuchungsobjekt durchdringt, wird infolge der Rotation der Gantry/des C-Arms ständig verändert. Die aktuelle Position der Strahlenquelle bzw. des Detektorsystems kann bei gegebener Systemachse (Z-Achse) in Zylinderkoordinaten (r, z, Φ) angegeben werden. Typischerweise sind während des Betriebes die r-Koordinaten der Strahlungsquelle und des zugeordneten Detektorsystems konstant. Eine Abtastung (Scan) umfasst dabei eine Vielzahl von Projektionen, die an verschiedenen Positionen der Gantry/des C-Arms und ggf. der verschiedenen Positionen der Lagerungseinrichtung gewonnen wurden. Man unterscheidet dabei sequentielle Scan-Verfahren und Spiral-Scan-Verfahren.
Auf Basis des bei einem Scan erzeugten Datensatzes kann ein zweidimensionales Schnittbild einer Schicht des Untersuchungsobjektes rekonstruiert werden. Die Quantität und Qualität der während eines Scans erfassten Messdaten hängen von dem verwendeten Detektorsystem ab. Mit einem Detektorsystem, das ein Array aus mehreren Zeilen und Spalten von Detektorelementen umfasst können bspw. mehrere Schichten gleichzeitig aufgenommen werden. Bei herkömmlichen CT-Geräten liegen die Zeilen der Detektorelemente rechtwinklig zur Systemachse und alle Detektorelemente einer Zeile befinden sich an derselben z-Position.
Die Computertomographie, als bildgebendes Verfahren, dient der Erzeugung von Schnittbildern. Hierbei soll die räumliche Auflösung der gewonnenen Bilddaten möglichst hoch sein. Die räumliche Auflösung der Bilddaten wird primär durch die Größe der Detektorelemente bestimmt. Dabei gilt, je kleiner die Detektorelemente sind, desto höher ist die erzielbare räumliche Auflösung. Die Detektorelementgröße kann jedoch aus physikalischen aber auch aus wirtschaftlichen Gründen nicht beliebig verkleinert werden.
Aufgabe der Erfindung ist es, ein CT-Gerät anzugeben, mit dem die Erzeugung von Schnittbildern mit verbesserter räumlicher Auflösung kostengünstig möglich ist. Es ist auch Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zum Betrieb eines solchen CT-Geräts anzugeben.
Die Aufgabe wird mit dem CT-Gerät gemäß Patentanspruch 1 und dem Verfahren zum Betrieb eines CT-Gerätes gemäß Patentanspruch 9 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind Gegenstand der Unteransprüche oder lassen sich der nachfolgenden Beschreibung sowie den Ausführungsbeispielen entnehmen.
Das erfindungsgemäße CT-Gerät weist eine Anzahl n ≥ 2 Strahlungsquellen auf, denen jeweils ein gegenüberliegend angeordnetes separates Detektorsystem, bestehend aus einem Array von wenigstens einer Zeile und mehreren Spalten von Detektorelementen, zugeordnet ist. Vorzugsweise sind die Zeilen von Detektorelementen rechtwinklig zur Systemachse (z-Achse) angeordnet, so dass sich alle Detektorelemente einer Zeile an derselben z-Position befinden. Vorteilhafterweise sind die Detektorelemente aller Arrays gleich groß.
Die Strahlungsquellen und zugeordneten Detektorsysteme des erfindungsgemäßen CT-Gerätes sind zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes um eine Systemachse (z-Achse) verlagerbar. Jede Strahlungsquelle weist einen Fokus auf, von dem ein Strahlenbündel, das auf das zugeordnete Detektorsystem trifft, aussendbar ist. Weiterhin ist eine Lagerungseinrichtung für das Untersuchungsobjekt vorgesehen, wobei die Lagerungseinrichtung und Strahlungsquellen bzw. Detektorsysteme längs der Systemachse relativ zueinander verschiebbar sind. Üblicherweise umfasst das CT-Gerät eine Rechnereinheit zur Auswertung der von den n Detektorsystemen erfassten Signale sowie eine Bildausgabeeinheit.
Gemäß einer ersten Alternative des erfindungsgemäßen CT-Gerätes sind die Strahlungsquellen und zugeordneten Arrays von Detektorelementen des CT-Gerätes während der Abtastung derart angeordnet, dass längs der Systemachse (z-Achse) die Foki der Strahlungsquellen keinen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen einen Versatz zueinander aufweisen.
Gemäß einer zweiten Alternative sind die Strahlungsquellen und zugeordneten Arrays von Detektorelementen des CT-Gerätes während der Abtastung derart angeordnet, dass längs der Systemachse (z-Achse) die Foki der Strahlungsquellen einen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen keinen Versatz zueinander aufweisen.
Gemäß einer dritten Alternative sind die Strahlungsquellen und zugehörigen Arrays von Detektorelementen des CT-Gerätes während der Abtastung derart angeordnet, dass längs der Systemachse (z-Achse) die Foki der Strahlungsquellen einen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen einen Versatz zueinander aufweisen. Unter Versatz wird hierbei ein Versatz eines Fokus/Arrays längs der z-Achse relativ zu einem ersten Fokus/Array verstanden Sofern das CT-Gerät während der Abtastung gemäß einer der drei vorstehenden erfindungsgemäßen Alternativen einen Versatz der n Foki/Arrays aufweist, so wird unter dem Versatz des m-ten Fokus/Arrays Δz_m (2 ≤ m ≤ n) i Folgenden die Differenz zwischen der dem m-ten Fokus/Array zugeordneten z-Koordinate z_m und der dem ersten Fokus/Detektorarray zugeordneten z-Koordinate z₁ verstanden: Δzm = |zm – z1| für alle m mit 2 ≤ m ≤ n
Prinzipiell kann der Versatz Δz_m beliebig sein.
In einer vorteilhaften Ausführungsform zeichnet sich der Versatz Δz_m für alle m dadurch aus, dass er kleiner als die Ausdehnung eines Detektorelementes längs der Systemachse E_z ist, und somit gilt: Δzm = |zm – z1| < Ez, für alle m mit 2 ≤ m ≤ n.
In einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform sind alle Foki bzw. Arrays von dem ersten Fokus/Array aus gesehen in gleicher z-Richtung versetzt.
In einer besonders vorteilhaften Ausführungsform zeichnet sich der Versatz Δz_m der Foki/Arrays dadurch aus, dass der Versatz Δz_m für alle m mit 2 ≤ m ≤ n der Folge:
entspricht. Bei n Foki/Arrays ist der Versatz Δz_m der Foki/Arrays damit 1/n, 2/n, ..., (n – 1)/n Detektorelementlängen E_z. So gilt beispielsweise für:

n = 2: Δz₂ = 1/2·E_z

n = 3: Δz₂ = 1/3·E_z, Δz₃ = 2/3·E_z

n = 4: Δz₂ = 1/4·E_z, Δz₃ = 2/4·E_z, Δz₄ = 3/4·E_z.
Durch den beschriebenen Versatz der Foki/Arrays erfolgt bei dem erfindungsgemäßen CT-Gerät in z-Richtung eine deutlich feinere Abtastung des Untersuchungsobjekts, was die Auflösung der gewonnenen Bilddaten in z-Richtung deutlich verbessert.
Diese verbesserte Auflösung in z-Richtung kommt insbesondere dann besonders zur Ausprägung, wenn das erfindungemäße CT-Gerät im Sequenzbetrieb betrieben wird, d. h. dass während eines Scans längs der z-Achse keine Relativbewegung zwischen den Strahlungsquellen/Arrays und dem Untersuchungsobjekt erfolgt. Selbstverständlich kann das CT-System auch für Spiral-Scans eingesetzt werden.
Weiterhin vorteilhaft ist eine hohe Detektorabdeckung in z-Richtung durch Detektorarrays mit einer Vielzahl von Zeilen (bspw. 256 oder mehr), da damit auch im Sequenzbetrieb ausreichend schnelle Volumenaufnahmen möglich sind.
Die n Strahlungsquellen und die gegenüberliegend angeordneten n Detektorsysteme sind je nach Ausführung des CT-Gerätes bspw. auf einer um die Systemachse (z-Achse) in Φ-Richtung rotierbaren Gantry oder an einem C-Bogen angebracht.
In einer vorteilhaften Ausführungsform weisen einzelne oder alle Strahlenquellen eine Fokusablenkung in Φ-Richtung auf.
Das erfindungsgemäße CT-Gerät erlaubt die Erzeugung von Bilddaten mit verbesserter räumlicher Auflösung. Da hierzu weder die Detektorelemente verkleinert, noch eine aufwendige Fokusablenkung in z-Richtung realisiert werden müssen, ist das erfindungsgemäße CT-Gerät mit erhöhter Auflösung kostengünstig realisierbar. Auch entsprechende Nachrüstungen bestehender Geräte sind kostengünstig möglich. Das erfindungsgemäße CT-Gerät ist zudem dosiseffizient, da der Detektor nicht feiner strukturiert werden muss, wodurch der geometrische Dosiswirkungsgrad sinken würde, indem zusätzliche Totzonen entstehen.
Der ein Verfahren zum Betrieb eines CT-Gerätes betreffende Teil der Aufgabe, wird durch die Merkmale des Patentanspruches 9 gelöst.
Das Verfahren zeichnet sich durch folgende drei Verfahrensschritte (A–C) aus. Der erste Verfahrensschritt betrifft das Bereitstellen eines CT-Gerätes mit einer Anzahl n ≥ 2 Strahlungsquellen, denen jeweils ein gegenüberliegend angeordnetes separates Detektorsystem, bestehend aus einem Array von wenigstens einer Zeile und mehreren Spalten von Detektorelementen, zugeordnet ist, wobei die Strahlungsquellen und zugeordneten Detektorsysteme zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes um eine Systemachse (z-Achse) verlagerbar, insbesondere rotierbar sind, jede Strahlungsquelle einen Fokus aufweist, von dem ein Strahlenbündel aussendbar ist, das auf das zugeordnete Detektorsystem trifft, eine Lagerungseinrichtung für das Untersuchungsobjekt vorgesehen ist, und die Lagerungseinrichtung und die Strahlungsquellen bzw. Detektor systeme längs der Systemachse relativ zueinander verschiebbar sind.
Im zweiten Verfahrensschritt wird das Untersuchungsobjekt relativ zu den Strahlungsquellen/Detektorsystemen längs der Systemachse (z-Achse) so positioniert, dass an der gewünschten Stelle eine Schnittbildaufnahme (Scan) des Untersuchungsobjektes erfolgen kann. Das kann durch Verfahren der Lagerungseinrichtung und/oder der Strahlungsquellen/Detektorsysteme längs der z-Achse geschehen.
Im dritten Verfahrensschritt erfolgt das Abtasten des Untersuchungsobjektes, vorzugsweise im sequentiellen Scan-Verfahren. Hierbei bleibt die vorher längs der z-Achse eingestellte Relativposition von Untersuchungsobjekt und Strahlungsquellen/Detektorsystemen während des Scans unverändert erhalten. Das Abtasten erfolgt in drei erfindungsgemäßen Alternativen.
Gemäß der ersten Alternative werden die Strahlungsquellen und zugeordneten Arrays von Detektorelementen derart angeordnet, dass längs der Systemachse (z-Achse) die Foki der Strahlungsquellen keinen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen einen Versatz zueinander aufweisen.
Gemäß der zweiten Alternative werden die Strahlungsquellen und zugeordneten Arrays von Detektorelementen derart angeordnet, dass längs der Systemachse (z-Achse) die Foki der Strahlungsquellen einen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen keinen Versatz zueinander aufweisen.
Gemäß der dritten Alternative werden die Strahlungsquellen und zugehörigen Arrays von Detektorelementen derart angeordnet, dass längs der Systemachse (z-Achse) die Foki der Strahlungsquellen einen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen einen Versatz zueinander aufweisen.
Sofern bei den Alternativen im dritten Verfahrensschritt ein Versatz der Foki und/oder Detektorarrays vorgesehen ist, wird der Versatz Δz_m eines m-ten Fokus bzw. Arrays mit einer zugeordneten z-Koordinate z_m relativ zu einem ersten der n Foki bzw. einem ersten der n Arrays mit einer zugeordneten z-Koordinate z₁ vorzugsweise derart gewählt, dass gilt: Δzm = |z1 – zm| < Ez, für alle m mit 2 ≤ m ≤ n,wobei E_z, wie vorstehend bereits beschrieben der Ausdehnung eines Detektorelementes längs der Systemachse (z-Achse) entspricht.
In einer weiteren bevorzugten Ausgestaltung des Verfahrens werden alle m Foki bzw. Arrays in gleicher z-Richtung versetzt.
In einer weiteren Ausgestaltung gilt für den Versatz zusätzlich: Δzm-1 ≤ Δzm < Ez für alle mIn einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung des Verfahrens wird der Versatz der Foki bzw. der Arrays derart gewählt, dass Δz_m für alle m mit 2 ≤ m ≤ n der Folge:
entspricht.
Dies erhöht die Auflösung der mit dem Verfahren erzeugbaren Bilddaten und reduziert die Belastung des Untersuchungsobjektes mit nicht diagnostisch verwertbarer Strahlendosis.
Weitere Einzelheiten und Vorteile der Erfindung werden nachfolgend anhand von in den Zeichnungen dargestellten Ausführungsbeispielen erläutert.
Es zeigen:
1 ein Beispiel eines Computer Tomographiegerätes mit zwei Strahlenquellen und jeweils zugeordneten separaten Detektorsystemen, in einer perspektivischen Gesamtdarstellung,
2 Prinzipdarstellung der erfindungsgemäßen Anordnung von zwei Strahlenquellen ohne Versatz und zwei Detektoren mit Versatz als Projektion in die y-z-Ebene, wobei die reale Anordnung der Strahlenquellen-Detektorsysteme um ca. 90° in Rotationsrichtung (Φ-Richtung) gegeneinander versetzt ist,
3 Prinzipdarstellung der erfindungsgemäßen Anordnung von zwei Strahlenquellen mit Versatz und zwei Detektoren ohne Versatz als Projektion in die y-z-Ebene, wobei die reale Anordnung der Strahlenquellen-Detektorsysteme um ca. 90° in Rotationsrichtung (Φ-Richtung) gegeneinander versetzt ist,
4 Prinzipdarstellung der erfindungsgemäßen Anordnung von zwei Strahlenquellen mit Versatz und zwei Detektoren mit Versatz als Projektion in die y-z-Ebene, wobei die reale Anordnung der Strahlenquellen-Detektorsysteme um ca. 90° in Rotationsrichtung (Φ-Richtung) gegeneinander versetzt ist, und
5 ein Ablaufdiagramm zur Durchführung des vorliegenden Verfahrens.
In 1 ist schematisch ein CT-Gerät 1 mit einer zugeordneten Lagerungseinrichtung 2 zur Aufnahme und Lagerung eines Patienten 3 dargestellt. Mittels einer beweglichen Tischplat te der Lagerungseinrichtung 2 ist der Patient 3 mit dem gewünschten Untersuchungsbereich in eine Öffnung 4 im Gehäuse 5 des CT-Gerätes 1 einführbar. Im inneren des Gehäuses 5 ist mit hoher Geschwindigkeit eine in 1 nicht sichtbare Gantry um eine durch den Patienten verlaufende Systemachse 6 (z-Achse) rotierbar. Das CT-Gerät 1 wird vorliegend im Sequenzbetrieb betrieben, d. h. die Lagerungsvorrichtung 2 wird nur zwischen zwei Scans neu positioniert, so dass während eines Scans keine Änderung der relativen Lage von Patient 3 und Gantry längs der z-Achse 6 vorgenommen wird. Bei dem ebenfalls möglichen Spiral-Scan wird hingegen während des Scans ein kontinuierlicher axialer Vorschub des Lagerungseinrichtung 2 vorgenommen. Zur Bedienung und Steuerung des CT-Gerätes 1 sowie zur Bilddatenberechnung und Darstellung sind weiterhin ein Steuer- und Bildrechner 12 und eine kombinierte Bedien- und Anzeigeeinheit 7 vorgesehen.
Das CT-Gerät 1 weist auf der Gantry zwei um 90° versetzt angeordnete Strahlungsquellen 8, 10 und zwei zugeordnete gegenüberliegend angeordnete, separate Detektorsysteme 9, 11 auf. Die Anordnung der Strahlungsquellen 8, 10 und der Detektorsysteme 9, 11 auf der Gantry ist während des Betriebs des CT-Gerätes 1, zumindest jedoch während eines Scans fest, so dass auch deren relative Abstände während des Betriebes konstant sind. Jede Strahlungsquelle 8, 10 weist einen Fokus 13, 14 auf, von dem ein fächerförmiges Strahlenbündel 15, 16 ausgeht, das das zugeordnete gegenüberliegend angeordnete Detektorsystem 9, 11 trifft. Die Strahlenquellen 8, 10 und die zugeordneten Detektorsysteme 9, 11 bilden somit ein Meßsystem, das um die z-Achse 6 verlagerbar ist, so dass der Patient 3 unter verschiedenen Projektionswinkeln Φ, und durch Verlagerung der Lagerungseinrichtung 2 längs der z-Achse 6, sequentiell an verschiedenen z-Positionen, durchstrahlt wird. Aus den dabei auftretenden Ausgangssignalen der Detektorelemente der Detektorsysteme 9, 11 bildet ein Datenerfassungssystem (nicht dargestellt) Messwerte, die dem Rechnersystem 12 zugeführt werden, der daraus unter Anwendung eines Bildrekonstruktionsalgorithmus ein oder mehrere Schnittbilder des Pa tienten 3 berechnet, die auf dem Monitor der Anzeigeeinheit 7 wiedergegeben werden.
Die Detektorsysteme 9, 11 sind auf Basis einer elektronisch auslesbaren Szintillatorkeramik, einer so genannten UFC-Keramik, hergestellt. Beide Detektorsysteme 9, 11 sind im Aufbau identisch. Sie bestehen jeweils aus einem Array von zumindest einer Zeile und mehreren Spalten von Detektorelementen, wobei die Zeilen rechtwinklig zur z-Achse 6 verlaufen. Es können hierbei Arrays mit 256 oder mehr Zeilen zum Einsatz kommen.
Bei dem dargestellten CT-Gerät 1 können die Strahlungsquellen 8, 10 und zugeordneten Detektorsysteme 9, 11 während der Abtastung derart angeordnet sein, dass längs der Systemachse 6 (z-Achse) die Foki 13, 14 der Strahlungsquellen 8, 10 keinen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen einen Versatz zueinander aufweisen, oder die Foki 13, 14 der Strahlungsquellen 8, 10 einen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen keinen Versatz zueinander aufweisen, oder die Foki 13, 14 der Strahlungsquellen 8, 10 einen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen einen Versatz zueinander aufweisen. Da der entsprechende Versatz in z-Richtung aus 1 nicht entnehmbar ist, werden die angeführten Alternativen in den 2 bis 4 im Detail veranschaulicht und nachfolgend beschrieben.
2 zeigt eine erfindungsgemäße Anordnung der zwei Messsysteme, d. h. der Strahlenquellen 8, 10 und der zugeordneten Detektorarrays 9, 11, in schematisierter Form als y-z-Projektion, wobei zur besseren Veranschaulichung zusätzlich beide Messsysteme in eine Ebene projiziert sind, während die reale Anordnung der Messsysteme, wie in 1 gezeigt, um 90° in Rotationsrichtung Φ gegeneinander versetzt ist. Dargestellt ist die Tischplatte der Lagerungseinrichtung 2 mit dem darauf liegenden Patienten 3. Aus der Projektion geht hervor, dass die oberhalb des Patienten dargestellten Foki 13, 14 der Strahlungsquellen 8, 10 identische z-Koordinaten aufweisen. Unterhalb des Patienten ist die entsprechende y-z-Projektion 5-zeiliger Arrays der Detektorsysteme 9, 11, d. h. jeweils eine Spalte der Arrays mit fünf Detektorelementen 17, zu erkennen. Alle Detektorelemente 17 haben eine identische Geometrie mit der Ausdehnung E_z in z-Richtung. Es ist insbesondere ersichtlich, dass ein Versatz der Arrays in z-Richtung vorliegt, und dieser Versatz die Hälfte der Ausdehnung E_z eines Detektorelements 17 in z-Richtung beträgt: Δz = |z2 – z1| = 0,5·Ez
Nur zur besseren Veranschaulichung des Versatzes in z-Richtung sind die Projektionen der Arrayspalten zusätzlich in y-Richtung versetzt dargestellt.
Weiterhin ist die entsprechende y-z-Projektion der von den Strahlenquellen 8, 10 ausgehenden Strahlenbündel 18, 19, d. h. deren Spreizung in z-Richtung dargestellt. Dabei ist ersichtlich, dass die Strahlenbündel 18, 19 die Oberflächen der entsprechenden Arrays vollständig beleuchten.
3 zeigt eine zweite erfindungsgemäße Anordnung der zwei Messsysteme in gleicher Projektion wie 2. Im Unterschied zu 2 sind bei dieser Alternative die Strahlungsquellen 8, 10 in z-Richtung um die Hälfte der Ausdehnung E_z eines Detektorelements 17 gegeneinander versetzt, während die zugeordneten Arrays keinen Versatz in z-Richtung aufweisen.
4 zeigt eine dritte erfindungsgemäße Anordnung der zwei Meßsysteme in gleicher Projektion wie in 2 und 3. Im Unterschied zu den 2 und 3, sind bei dieser Alternative sowohl die Strahlungsquellen 8, 10 als auch die Detektorarrays um die Hälfte der Ausdehnung E_z eines Detektorelements 17 in gleicher Richtung gegeneinander versetzt.
Jede der drei Alternativen des erfindungsgemäßen CT-Gerätes ermöglicht durch den entsprechenden Versatz der Strahlungs quellen und/oder Detektorarrays eine feinere Abtastung des Patienten 3 in z-Richtung, was zu Projektionsdaten mit höherer Auflösung in z-Richtung führt und letztlich die Auflösung des bildgebenden CT-Gerätes erhöht.
5 zeigt schließlich ein Beispiel für die Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens, bei dem zunächst in Schritt 100 ein vorstehend beschriebenes CT-Gerät 1 bereitgestellt wird. In Schritt 101 erfolgt die Positionierung des Patienten 3 in der Öffnung 4 des CT-Gerätes 1, so dass der Patient 3 mit dem gewünschten Untersuchungsbereich abgetastet werden kann. In Schritt 102 erfolgt dann die vorzugsweise sequentielle Abtastung des Patienten 3, wobei die Strahlungsquellen 8, 10 und/oder zugeordnete Detektorsysteme 9, 11 mit einem Versatz längs der z-Achse entsprechend einer der vorstehend beschriebenen Alternativen angeordnet sind.
Die Abtastung erfolgt vorzugsweise im sequentiellen Scan-Verfahren. Dabei erfolgt eine 360°-Abtastung mit unveränderter z-Position des Patienten sowie der Strahlungsquellen und Detektorsysteme. Bei einem solchen 360°-Scan wird in Rotationsrichtung 20 der Gantry eine Vielzahl von Projektionsdaten erzeugt, aus denen sich je nach Art der verwendeten Detektorsysteme die vollständige Aufnahme eines oder mehrerer nebeneinander liegender Schnittbilder des Patienten rekonstruieren lässt. Nach der Aufnahme eines 360°-Scans erfolgt eine Verlagerung des Patienten in z-Richtung und ein erneuter 360°-Scan. Dies wird sooft wiederholt bis der interessierende Bereich des Patienten abgetastet wurde. Durch sequentielle Scans wird somit eine Vielzahl einzelner Schnittbilder des Patienten aufgenommen.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung des Verfahrens werden die in Schritt 102 von den Detektorelementen 17 der Detektorsysteme 9, 11 in einem Scan erzeugten Messsignale im Schritt 103 als Projektionsdaten gespeichert und einem Bildrechner 12 zugeführt, der die Projektionsdaten unter Anwendung eines Bildrekonstruktionsalgorithmus zu einem Schnittbilddatensatz weiter verarbeitet, der auf dem Anzeigesystem 7 angezeigt werden kann.
Die Erfindung ist nicht auf die in den Zeichnungen dargestellten Ausführungsbeispiele beschränkt. Die Erfindung ist insbesondere nicht auf die in dem Ausführungsbeispiel beschriebenen Variante beschränkt, bei der sich das Detektorsystem zusammen mit der Strahlungsquelle auf einer Gantry montiert um das Untersuchungsobjekt bewegt, sondern ist in analoger Weise auch für freistehende Detektorsysteme anwendbar.

Claims

CT-Gerät mit einer Anzahl n ≥ 2 Strahlungsquellen (8, 10), denen jeweils ein gegenüberliegend angeordnetes separates Detektorsystem (9, 11), bestehend aus einem Array von wenigstens einer Zeile und mehreren Spalten von Detektorelementen (17), zugeordnet ist, wobei die Strahlungsquellen (8, 10) und zugeordneten Detektorsysteme (9, 11) zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes (3) um eine Systemachse (z-Achse 6) verlagerbar sind, jede Strahlungsquelle (8, 10) einen Fokus (13, 14) aufweist, von dem ein Strahlenbündel (15, 16) aussendbar ist, das auf das zugeordnete Detektorsystem (9, 11) trifft, eine Lagerungseinrichtung (2) für das Untersuchungsobjekt (3) vorgesehen ist, die Lagerungseinrichtung (2) und die Strahlungsquellen (8, 10) bzw. Detektorsysteme (9, 11) längs der Systemachse (6) relativ zueinander verschiebbar sind, und während der Abtastung die Strahlungsquellen (8, 10) und zugeordneten Arrays von Detektorelementen (17) derart anordenbar sind, dass längs der Systemachse (z-Achse 6) – die Foki (13, 14) der Strahlungsquellen (8, 10) keinen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen (17) einen Versatz zueinander aufweisen, oder – die Foki (13, 14) der Strahlungsquellen (8, 10) einen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen (17) keinen Versatz zueinander aufweisen, oder – die Foki (13, 14) der Strahlungsquellen (8, 10) einen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen (17) einen Versatz zueinander aufweisen.
CT-Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass für einen Versatz Δz_m eines m-ten Fokus bzw. Arrays mit einer zugeordneten z-Koordinate z_m relativ zu einem ersten der n Foki bzw. einem ersten der n Arrays mit einer zugeordneten z-Koordinate z₁ gilt: Δzm = |z1 – zm| < Ez, für alle m mit 2 ≤ m ≤ n, wobei E die Ausdehnung eines Detektorelementes längs der Systemachse (z-Achse 6) ist.
CT-Gerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass alle m Foki bzw. Arrays in gleicher z-Richtung versetzt sind.
CT-Gerät nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Versatz der Foki bzw. der Arrays der Folge
entspricht.
CT-Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass das CT-Gerät für einen Sequenzbetrieb ausgelegt ist, d. h. dass während der Abtastung keine Relativbewegung zwischen dem Untersuchungsobjekt (3) und den Strahlungsquellen (8, 10) bzw. den Detektorsystemen (9, 11) längs der Systemachse (6) erfolgt.
CT-Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die n Strahlungsquellen (8, 10) und die zugeordneten, gegenüberliegend angeordneten n Detektorsysteme (9, 11) auf einer um die Systemachse (6) in Φ-Richtung rotierbaren Gantry angebracht sind.
CT-Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass in Richtung der Systemachse (6) eine hohe Detektorabdeckung vorliegt.
CT-Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass das CT-Gerät eine Rechnereinheit (12) zur Auswertung der von den Detektorsystemen (9, 11) erfassten Signale, und eine Bildausgabeeinheit (7) umfasst.
Verfahren zum Betrieb eines CT-Gerätes, gekennzeichnet durch folgende Verfahrensschritte: A) Bereitstellen eines CT-Gerätes (1) mit einer Anzahl n ≥ 2 Strahlungsquellen (8, 10), denen jeweils ein gegenüberliegend angeordnetes separates Detektorsystem (9, 11), bestehend aus einem Array von wenigstens einer Zeile und mehreren Spalten von Detektorelementen (17), zugeordnet ist, wobei die Strahlungsquellen (8, 10) und zugeordneten Detektorsysteme (9, 11) zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes (17) um eine Systemachse (z-Achse 6) verlagerbar, insbesondere rotierbar sind, jede Strahlungsquelle (8, 10) einen Fokus (13, 14) aufweist, von dem ein Strahlenbündel (15, 16) aussendbar ist, das auf das zugeordnete Detektorsystem (9, 11) trifft, eine Lagerungseinrichtung (2) für das Untersuchungsobjekt (3) vorgesehen ist, und die Lagerungseinrichtung (2) und die Strahlungsquellen (8, 10) bzw. Detektorsysteme (9, 11) längs der Systemachse (6) relativ zueinander verschiebbar sind, B) Positionieren des Untersuchungsobjektes relativ zu den Strahlungsquellen (8, 10)/Detektorsystemen (9, 11), C) Abtasten des Untersuchungsobjektes (3), wobei die Strahlungsquellen (8, 10) und zugeordneten Arrays von Detektorelementen (17) derart angeordnet werden, dass längs der Systemachse (z-Achse 6) C1) die Foki (13, 14) der Strahlungsquellen (8, 10) keinen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen (17) einen Versatz zueinander aufweisen, oder C2) die Foki (13, 14) der Strahlungsquellen (8, 10) einen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen (17) keinen Versatz zueinander aufweisen, oder C3) die Foki (13, 14) der Strahlungsquellen (8, 10) einen Versatz zueinander und die zugeordneten Arrays von Detektorelementen (17) einen Versatz zueinander aufweisen.
Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass für einen Versatz Δz_m eines m-ten Fokus bzw. Arrays mit einer zugeordneten z-Koordinate z_m relativ zu einem ersten der n Foki bzw. einem ersten der n Arrays mit einer zugeordneten z-Koordinate z₁ gilt: Δzm = |z1 – zm| < Ez, für alle m mit 2 ≤ m ≤ n,wobei E_z der Ausdehnung eines Detektorelementes längs der Systemachse (z-Achse 6) entspricht.
Verfahren nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass alle m Foki bzw. Arrays in gleicher z-Richtung versetzt werden.
Verfahren nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Versatz der Foki bzw. der Arrays der Folge:
entspricht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass sich nach Verfahrensschritt C) der Schritt: D) Auswerten und Speichern der von Detektorelementen (17) während des Abtastens erzeugten Signale in einer Rechner- und Speichereinheit (12), anschließt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass das Abtasten in Form sequentieller Scans erfolgt.