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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zur Verarbeitung von Signalen,
die von einem Detektorarray erfasst wurden, das mindestens drei
linear angeordnete Detektorelemente aufweist.
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Derartige
Detektorarrays werden in vielen Bereichen der Bildgebung, beispielsweise
im Bereich der medizinischen Bildgebung in Computertomographen,
eingesetzt.
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Bekannte
Computertomographen (CT-Geräte)
weisen eine Strahlenquelle auf, z. B. eine Röntgenröhre, die ein kollimiertes,
pyramidenförmiges Strahlenbündel durch
das Untersuchungsobjekt, insbesondere einen Patienten, auf ein aus
mehreren Detektorelementen aufgebautes Detektorsystem richten. Die
Strahlenquelle und je nach Bauart des CT-Geräts auch das Detektorsystem
sind auf einer Gantry oder einem C-Arm angebracht, die/der um das
Untersuchungsobjekt (in φ-Richtung)
rotiert. Alternative Bauformen für
Röntgen-CT-Geräte sehen einen
feststehenden Röntgenanodenring
vor, auf den ein ablenkbarer Elektronenstrahl fokussiert wird. Der Fokus
der Röntgenstrahlung
(Röntgenquelle)
wird um das Untersuchungsobjekt bewegt. Eine Lagerungseinrichtung
für das
Untersuchungsobjekt kann entlang der Systemachse (z-Achse) relativ
zur Gantry/zum C-Arm verschoben bzw. bewegt werden. Die Position,
ausgehend von welcher das Strahlenbündel das Untersuchungsobjekt
durchdringt, und der Winkel φ,
unter welchem das Strahlenbündel
das Untersuchungsvolumen durchdringt, werden infolge der Rotation
der Gantry/des C-Arms ständig
verändert. Jedes
von der Strahlung getroffene Detektorelement liefert ein analoges
Signal, das ein Maß der
Gesamttransparenz des Untersuchungsobjekts für die von der Strahlenquelle
ausgehende Strahlung auf ihrem Weg zum Detektorsystem darstellt.
Die analogen Ausgangssignale der Detektorelemente werden einem Datenaquisitionssystem
zugeführt,
das unter anderem eine Ana log-Digital-Wandlung durchführt. Der
Satz von (digitalisierten) Ausgangssignalen der Detektorelemente,
der für
eine bestimmte Position der Strahlenquelle (z, φ) gewonnen wird, wird als Projektion
bezeichnet. Eine Abtastung (Scan) umfasst einen Satz von Projektionen,
die an verschiedenen Positionen der Gantry/des C-Arms (charakterisiert
durch den Winkel φ)
und gegebenenfalls für
verschiedene Positionen der Lagerungseinrichtung (charakterisiert
durch z) gewonnen wurden. Das CT-Gerät nimmt während eines Scans eine Vielzahl von
Projektionen auf, aus denen mittels einer Recheneinheit ein zweidimensionales
Schnittbild einer Schicht des Untersuchungsobjekts rekonstruiert wird,
das auf einer Bildanzeigeeinrichtung, beispielsweise auf einem Bildschirm,
angezeigt wird. Mit einem Detektorsystem, das aus einem Array von
mehreren Zeilen und Spalten von Detektorelementen aufgebaut ist,
können
mehrere Schichten gleichzeitig aufgenommen werden. Man unterscheidet
sequentielle Scan-Verfahren und Spiral-Scan-Verfahren. Die Qualität der Schnittbilder
hängt unter
anderem von der Anzahl der Abtastpunkte pro Rotation ab.
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Die
räumliche
Auflösung
der erzeugten Schnittbilder wird primär von der Detektorelementgröße bestimmt.
Letztere kann allerdings nicht beliebig verkleinert werden, da sonst
die Ausgangssignale der Detektorelemente so klein werden, dass sie durch
das Elektronikrauschen des Datenaquisitionssystems (DAS) signifikant
verfälscht
werden bzw. in ihm untergehen und demzufolge keine bzw. keine unverfälschten
Schnittbilder mehr erzeugt werden können.
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Bei
sehr dicken Patienten kann ebenfalls die auf den Detektorelementen
auftreffende Zahl der Röntgenquanten
so gering und damit die entsprechenden Ausgangssignale so klein
werden, dass diese durch das Elektronikrauschen des nachfolgenden Datenaquisitionssystem
signifikant verfälscht
werden. Ein weiteres Problem bei der Erzeugung von Schnittbildern
ist das Auftreten von Artefakten. Durch die Diskretisierung werden
z. B. zwei Bereiche mit unterschiedlichem Absorptionskoeffizienten
in einem einzelnen Voxel (Volumenelement im Unter suchungsobjekt)
zusammengefasst – es
wird ein gemittelter Koeffizient berechnet, was nicht den Tatsachen entspricht.
Optisch erkennt man im Bild dann Strichartefakte insbesondere an
Knochenkanten.
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Die
Aufgabe der vorliegenden Erfindung liegt darin, eine Vorrichtung
und ein Verfahren anzugeben, mit denen Detektorsignale eines bildgebenden Systems
so verarbeitet werden, dass für
eine nachfolgende Bilderstellung verbesserte Bildqualitäten ermöglicht werden.
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Die
Aufgabe wird mit der Vorrichtung und dem Verfahren nach Patentanspruch
1 und 8 gelöst. Vorteilhafte
Weiterbildungen lassen sich den Unteransprüchen sowie der nachfolgenden
Beschreibung entnehmen.
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Die
vorgeschlagene Vorrichtung zur Erfassung und Verarbeitung von Signalen
weist ein Detektorarray auf, welches aus mindestens drei linear
angeordneten Detektorelementen besteht. Die Röntgenquanten, die beispielsweise
von einer Quelle und/oder einem zwischen Quelle und Detektorarray befindlichen
Untersuchungsobjekt ausgehen und auf das Detektorarray treffen,
erzeugen in jedem getroffenen Detektorelement ein Ausgangssignal.
Unter dem Ausgangssignal kann hierbei unmittelbar das Ausgangssignal
des Detektorelements selbst verstanden werden oder das Ausgangssignal
einer dem Detektorelement nachfolgenden Beschaltung. Das erzeugte
Ausgangssignal ist mit einer Intensität der aufgetroffenen Signale
korreliert. Die Vorrichtung umfasst wenigstens eine ansteuerbare
Verknüpfungseinrichtung,
mittels der das Ausgangssignal eines mittleren Detektorelementes,
das ein erstes und ein zweites angrenzendes Nachbardetektorelement
aufweist, wahlweise mit dem Ausgangssignal des ersten oder des zweiten
Nachbardetektorelementes verknüpfbar
ist. Die durch die Verknüpfung,
insbesondere Addition, generierten Messsignale (verknüpfte Ausgangssignale)
repräsentieren
die Intensität
der Strahlung, die auf ein „effektives" Detektorelement auftrifft,
dessen Fläche
die Summe der Flächen
der Detektorelemente ist, deren Ausgangs signale verknüpft sind.
Den durch die Verknüpfung,
insbesondere Addition, generierten Messsignalen wird jeweils ein
Ort auf dem Detektorarray zugeordnet, der dem Mittelpunkt der Fläche des
effektiven Detektorelements entspricht. Durch das Verknüpfen der
Ausgangssignale der Detektorelemente wird das Verhalten eines Detektorarrays
simuliert, das aus größeren, beispielsweise
doppelt so großen,
effektiven Detektorelementen besteht. Durch das Zusammenfassen eines
Detektorelementes mit dem einen bzw. anderen Nachbardetektorelement
wird eine Verschiebung eines Detektorarrays um die Breite eines
Detektorelements simuliert. Die Verschiebung entspricht bezogen
auf die im Vergleich zu den physikalischen Detektorelementen vergrößerten,
insbesondere doppelt so großen,
effektiven Detektorelemente einem Bruchteil dieser Breite eines
effektiven Detektorelements, insbesondere der Hälfte einer Breite eines effektiven
Detektorelements in Richtung der zusammengefassten Detektorelemente.
Die Messsignale, die durch das Zusammenfassen der Detektorelemente
gewonnen werden, stammen also aus sich teilweise überlappenden
Messbereichen. Sie enthalten demnach Informationen über Signale,
die teilweise aus den gleichen Raumwinkelbereichen stammen. Die
Ansteuerung der mindestens einen Verknüpfungseinrichtung kann beispielsweise über eine Rechen-
und Steuereinheit erfolgen, die über
mindestens eine Steuerleitung verbunden ist.
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Durch
ein Zusammenfassen jeweils mehrerer Detektorelemente (3 Detektorelemente → 1/3 effektive
Detektorelementbreite, 4 Detektorelemente → 1/4 effektive Detektorelementbreite...)
und durch entsprechende Dimensionierung der Detektorelemente können noch
feinere Verschiebungen simuliert werden.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
ist das Detektorarray aus einer Vielzahl von n linear angeordneten
Detektorelementen aufgebaut, wobei ein i-tes Detektorelement ein
Ausgangssignal Ai liefert, mit i = 1...n
und n > 3. Mittels
ansteuerbaren (manuell oder rechnergestützt über Steuerleitungen) Verknüpfungseinrichtungen
sind die Ausgangssignale A wenigstens mit den Ausgangssignalen Aj-1 oder wenigstens mit den Ausgangssig nalen
Aj+1, mit 1 < j < n,
verknüpfbar.
Die Verknüpfungseinrichtungen
bestehen aus Schaltern, aus den eigentlichen Verknüpfungsschaltelementen,
insbesondere Addierern, und den dazugehörigen Steuerleitungen. Die
Verknüpfungseinrichtungen
können
sowohl diskret als auch in einem Chip integriert aufgebaut sein.
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In
einer weiteren bevorzugten Ausführungsform
der Vorrichtung sind mittels der ansteuerbaren (manuell oder rechnergestützt über Steuerleitungen) Verknüpfungseinrichtungen 16 zwei
Konfigurationen einstellbar, wobei in einer ersten Konfiguration
die Ausgangssignale A2k, mit 1 < k ≤ n/2 und k ∈ N, mit den
Ausgangssignalen A2k-1 verknüpft sind
und in einer zweiten Konfiguration die Ausgangssignale A2k mit den Ausgangssignalen A2k+1,
mit 1 < k < n/2 und k ∈ N, verknüpft sind.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
der Vorrichtung ist eine Einrichtung zur Aktivierung oder Deaktivierung
der Verknüpfungseinrichtungen
vorgesehen, wobei die Verknüpfungseinrichtungen
so eingebunden sind, dass im Falle der Aktivierung die verknüpften Ausgangssignale
einer weiterverarbeitenden Vorrichtung, insbesondere einem Datenaquisitionssystem,
zugeführt
werden. Im Falle der Deaktivierung werden die Ausgangssignale jedes
Detektorelementes der weiterverarbeitenden Vorrichtung, insbesondere
dem Datenaquisitionssystem, zugeführt.
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Die
Vorrichtung, bei der zwei Konfigurationen einstellbar sind, wird
vorzugsweise in einem mindestens einzeiligen CT-Gerät
eingesetzt, das wenigstens eine Strahlenquelle und wenigstens ein
der Strahlenquelle gegenüberliegendes
Detektorarray aufweist. Das Detektorarray besteht aus n in mindestens
einer Detektorzeile angeordneten Detektorelementen. Die wenigstens
eine Strahlenquelle und/oder das wenigstens eine Detektorarray sind
um eine Systemachse z in φ-Richtung
(senkrecht zu z) rotierbar gelagert. Die wenigstens eine Strahlenquelle
kann hierbei selbst drehbar gelagert sein. Alternativ bewegt sich
nur der Fokus der wenigstens einen Strahlenquelle, der beispielsweise
durch die Abtastung eines Anodenrings mit einem Elektronenstrahl entsteht.
Ein Untersuchungsobjekt kann zwischen der wenigstens einen Strahlenquelle
und dem wenigstens einen Detektorarray in z-Richtung verschiebbar
gelagert werden. Die n Detektorelemente der mindestens einen Detektorzeile
sind in der beschriebenen Weise verknüpfbar. Durch Einstellung der
zwei Konfigurationen für
jede Abtastposition (z, φ)
der Strahlenquelle sind zwei Sätze
von verknüpften
Ausgangssignalen generierbar. Die verknüpften Ausgangssignale repräsentieren
die Intensitäten,
die auf einer effektiven Detektorfläche auftreffen, die der Summe
der Flächen
der Detektorelemente entspricht, deren Ausgangssignale verknüpft wurden. Die
beiden Sätze
von verknüpften
Ausgangssignalen, die durch das (zeitlich versetzte) Einstellen
der beiden Konfigurationen erzeugt werden, sind jeweils ein Maß für die Gesamttransparenz
des Untersuchungsobjektes von sich in φ-Richtung überlappenden Raumwinkelbereichen
einer Schicht der Breite Δz
des Untersuchungsobjektes.
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In
einer anderen Ausgestaltung wird die Vorrichtung, bei der zwei Konfigurationen
einstellbar sind, in einem mehrzeiligen CT-Gerät eingesetzt, das wenigstens
eine Strahlenquelle und wenigstens ein der Strahlenquelle gegenüberliegendes
Detektorarray aufweist. Die wenigstens eine Strahlenquelle und/oder
das wenigstens eine mehrzeilige Detektorarray sind um eine Systemachse
z in φ-Richtung (senkrecht
zu z) rotierbar gelagert. Die wenigstens eine Strahlenquelle kann
hierbei selbst drehbar gelagert sein. Alternativ bewegt sich nur
der Fokus der wenigstens einen Strahlenquelle, der beispielsweise durch
die Abtastung eines Anodenrings mit einem Elektronenstrahl entsteht.
Ein Untersuchungsobjekt kann zwischen der wenigstens einen Strahlenquelle und
dem wenigstens einen Detektorarray in z-Richtung verschiebbar gelagert
werden. Die Detektorelemente sind bei dem wenigstens einen mehrzeiligen Detektorarray
in n Zeilen in z-Richtung und m Spalten in φ-Richtung angeordnet. Die n Detektorelemente der
mindestens einen Detektorspalte sind in der oben beschriebenen Weise
verknüpfbar.
Durch Einstellung der zwei Konfigurationen für jede Abtastposition (z, φ) der wenigstens
einen Strahlenquelle sind zwei Sätze
von verknüpften
Ausgangssignalen generierbar. Die verknüpften Ausgangssignale repräsentieren
die Intensitäten,
die auf einer effektiven Detektorfläche auftreffen, die der Summe
der Flächen
der Detektorelemente entspricht, deren Ausgangssignale verknüpft wurden.
Die beiden Sätze
von verknüpften Ausgangssignalen,
die durch das (zeitlich versetzte) Einstellen der beiden Konfigurationen
erzeugt werden, sind jeweils ein Maß für die Gesamttransparenz des
Untersuchungsobjektes von sich in z-Richtung überlappenden Raumwinkelbereichen
einer Schicht der Breite Δz
des Untersuchungsobjektes.
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Mit
den beschriebenen CT-Geräten
können für eine Vielzahl
von Abtastpositionen der Strahlenquelle in φ-Richtung oder in z-Richtung jeweils
zwei Sätze
von verknüpften
Ausgangssignalen erzeugt werden. Eine vorgesehene Auswerte- und
Recheneinheit ist so ausgebildet, dass sie aus den jeweils zwei
Sätzen
von verknüpften
Ausgangssignalen jeweils einen doppelten Datensatz generiert und
daraus ein verbessertes Schnittbild berechnet. Das verbesserte Schnittbild
einer Schicht des Untersuchungsobjektes ist auf einer Bildanzeigeeinrichtung anzeigbar.
Insbesondere können
mittels des zweiten Datensatzes Artefakte, beispielsweise Teilvolumenartefakte,
entdeckt und korrigiert werden, wodurch insbesondere ein Schnittbild
mit schärferen
Konturen erhalten wird.
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Die
verknüpften
Ausgangssignale der oben beschriebenen CT-Geräte
werden einem Datenaquisitionssystem (DAS) zugeführt, in dem unter anderem eine
Analog-Digital-Wandlung durchgeführt
wird. Das DAS weist ein relativ hohes Elektronikrauschen auf, d.
h. Signale geringer Leistung werden durch das Elektronikrauschen
des DAS überdeckt
oder verfälscht – das Signal-Rauschleistungsverhältnis ist
zu gering. Der Vorteil der erfindungsgemäßen Vorrichtung liegt darin,
dass die Ausgangssignale verknüpft, insbesondere
addiert werden, bevor sie dem DAS zugeführt werden. Für den Fall,
dass die Ausgangssignale eine Signalleistung größer Null aufweisen, erhöht sich
so das Signal-Rauschleistungsverhältnis des auf das DAS gegebenen
Signals. Demnach wirkt sich auch das Elektronikrauschen des DAS
weniger verfälschend
aus. Mit der Vorrichtung können
demnach also Schnittbilder generiert werden, die weniger durch den
Einfluss des Rauschens des Datenaquisitionssystem verfälscht werden.
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Für Ausführungsformen,
bei denen die Detektorsignale mit einer nachgeschalteten Elektronik verarbeitet
werden, kann das Ausgangssignal auch digital sein. In diesem Fall
reduziert sich der Vorteil auf das bessere Abtastveralten.
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Bei
dem nachfolgend beschriebenen Verfahren können selbstverständlich alle
Vorrichtungen mit den obengenannten Merkmalen eingesetzt werden.
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Bei
dem vorgeschlagenen Verfahren zur Verarbeitung von Signalen, die
mit einem Detektorarray erfasst werden, welches aus mindestens drei
linear angeordneten Detektorelementen besteht, erzeugt jedes Detektorelement
ein Ausgangssignal, das mit einer Intensität der erfassten Signale korreliert
ist. Das Verfahren zeichnet sich dadurch aus, dass in einem ersten
Schritt das Ausgangssignal eines mittleren Detektorelementes, das
ein erstes und ein zweites angrenzendes Nachbardetektorelement aufweist, mit
dem Ausgangssignal des ersten Nachbardetektorelementes über wenigstens
eine ansteuerbare Verknüpfungseinrichtung
verknüpft,
insbesondere addiert, wird. In einem zweiten, zeitlich versetzten Schritt
wird das Ausgangssignal des mittleren Detektorelements mit dem Ausgangssignal
des zweiten Nachbardetektorelements über die wenigstens eine ansteuerbare
Verknüpfungseinrichtung
verknüpft, insbesondere
addiert.
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In
einer bevorzugten Ausgestaltung des Verfahrens besteht das Detektorarray
aus einer Vielzahl von n linear angeordneten Detektorelementen,
wobei ein i-tes Detektorelement ein analoges Ausgangssignal Ai liefert, mit i = 1...n. Die Ausgangssignale
Aj, mit 1 < j < n, werden wenigstens
mit den Ausgangssignalen Aj-1 oder wenigstens
mit den Ausgangssignalen Aj+1 mittels ansteuerbaren
Verknüpfungseinrichtungen
verknüpft.
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In
einer besonders bevorzugten Ausführungsform
des Verfahrens werden mittels der ansteuerbaren Verknüpfungseinrichtungen
zwei Konfigurationen eingestellt. In einer ersten Konfiguration
werden die Ausgangssignale A2k, mit 1 < k ≤ n/2 und k ∈ N, mit
den Ausgangssignalen A2k-1 verknüpft. In
einer zweiten Konfiguration werden die Ausgangssignale A2k mit den Ausgangssignalen A2k+1,
mit 1 < k < n/2 und k ∈ N, verknüpft.
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In
einer weiteren bevorzugten Ausführungsform
werden mit dem Verfahren die Ausgangssignale eines Detektorarrays
eines mindestens einzeiligen CT-Geräts verarbeitet. Mit einem CT-Gerät, dessen wenigstens
eine Strahlenquelle und/oder dessen wenigstens eines, mindestens
einzeiliges, Detektorarray um eine Systemachse z in φ-Richtung
rotierbar gelagert sind, wird ein Untersuchungsobjekt abgetastet,
das zwischen der wenigstens einen Strahlenquelle und dem wenigstens
einen Detektorarray in z-Richtung verschiebbar gelagert ist. Das
Strahlenbündel,
das von einer Abtastposition (z, φ) der wenigstens einen Strahlenquelle
ausgehend eine Schicht der Breite ∆z des Untersuchungsobjektes durchdringt,
erzeugt in einer Vielzahl von, der wenigstens einen Strahlenquelle
gegenüber
liegenden, Detektorelementen Ausgangssignale. Die Ausgangssignale
der Detektorelemente der mindestens einen Zeile, die in φ-Richtung angeordnet
sind, werden nach dem erfindungsgemäßen Verfahren gemäß der obigen
ersten und der zweiten Konfiguration verknüpft. Für jede Abtastposition (z, φ), die die
mindestens eine Strahlenquelle einnimmt, werden demnach zwei Sätze von
verknüpften
Ausgangssignalen erzeugt. Die verknüpften Ausgangssignale sind
mit den Strahlungsintensitäten
korreliert, die auf die entsprechenden zueinander in φ-Richtung
versetzten effektiven Detektorelementflächen treffen und die ein Maß für die Gesamttransparenz
des Untersuchungsobjektes entlang der betrachteten Strahlwege sind.
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In
einer anderen bevorzugten Ausführungsform
werden mit dem Verfahren die Ausgangssignale eines Detektorarrays
eines mehrzeiligen CT-Geräts (n
Zeilen und m Spalten, mit m ≥ 1
und n ≥ 3)
verarbeitet. Mit einem CT-Gerät,
dessen wenigstens eine Strahlenquelle und/oder dessen wenigstens
eines, mindestens einzeiliges, Detektorarray um eine Systemachse
z in φ-Richtung rotierbar
gelagert sind, wird ein zwischen Strahlenquelle und Detektorarray in
z-Richtung verschiebbar gelagertes Untersuchungsobjekt, abgetastet.
Das Strahlenbündel,
das von einer Position (z, φ)
der wenigstens einen Strahlenquelle ausgehend eine Schicht der Breite Δz des Untersuchungsobjektes
durchdringt, erzeugt in einer Vielzahl von, der wenigstens einen
Strahlenquelle gegenüber
liegenden, Detektorelementen Ausgangssignale. Die Ausgangssignale
der n Detektorelemente der mindestens einen Spalte, die in z-Richtung
angeordnet sind, werden nach dem erfindungsgemäßen Verfahren gemäß der ersten
und der zweiten Konfiguration verknüpft. Für jede Abtastposition (z, φ), die die
wenigstens eine Strahlenquelle einnimmt, werden demnach zwei Sätze von
verknüpften
Ausgangssignalen erzeugt. Die verknüpften Ausgangssignale sind
mit den Strahlungsintensitäten
korreliert, die auf die entsprechenden zueinander in z-Richtung versetzten
effektiven Detektorelementflächen
treffen und die ein Maß für die Gesamttransparenz
des Untersuchungsobjektes entlang der betrachteten Strahlwege sind.
Da zur Gewinnung eines kompletten Datensatzes für die Rekonstruktion eines
Schnittbildes die wenigstens eine Strahlenquelle nur um 180° um das Untersuchungsobjekt
verlagert werden muss, kann alternativ zu einer Umschaltung der
Konfigurationen bei jeder Abtastposition (z, φ) der wenigstens einen Strahlenquelle
die erste Konfiguration während einer
ersten Hälfte
eines Umlaufs der Strahlenquelle (180°) um das Untersuchungsobjekt
beibehalten werden, um dann für
die zweite Hälfte
des Umlaufs in die zweite Konfiguration zu schalten. Dies ist allerdings
nur bei der Untersuchung von nicht bewegten Objekten (z. B. Schädel) sinnvoll
und bei Sequenzscans, d. h. Scans ohne zwischenzeitliche Tischbewegung.
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In
einer weiteren bevorzugten Ausführungsform
des Verfahrens werden auf diese Weise für eine Vielzahl von Abtastpositionen
der wenigstens einen Strahlenquelle jeweils die zwei Sätze von
Ausgangssignalen generiert, aus denen ein doppelter Datensatz für einen
Scan generiert wird (Oversampling). Aus dem doppelten Datensatz
wird mit einer Auswerte- und Recheneinheit ein verbessertes Schnittbild einer
Schicht des Untersuchungsobjektes berechnet. Das verbesserte Schnittbild
wird auf einer Bildanzeigeeinrichtung angezeigt.
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Der
Vorteil des Verfahrens liegt darin, dass Artefakte, die aufgrund
von Streuungen an Strukturen des Objekts (?) oder aufgrund des Teilvolumeneffektes
verursacht werden, durch Auswertung der beiden Datensätze, denen
eine unterschiedliche Voxelverteilung zugrunde liegt, im Schnittbild
unterdrückt werden.
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Ein
anderer Vorteil des Verfahrens liegt darin, dass die dem Datenaquisitionssystem
zugeführten
verknüpften
Ausgangssignale eine höhere
Signalleistung aufweisen als die Ausgangssignale eines einzelnen
Detektorelements, so dass das zugeführte verknüpfte Ausgangssignal durch Elektronikrauschen
im Datenaquisitionssystem weniger verfälscht wird. Dadurch können insbesondere
noch bei sehr kleinen Ausgangssignalen Schnittbilder ausreichender
Qualität
rekonstruiert werden. Ein Beispiel ist die Anfertigung von Schnittbildern
bei sehr dicken Patienten.
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Weitere
Einzelheiten und Vorteile der Erfindung werden nachfolgend anhand
von in den Zeichnungen dargestellten Ausführungsbeispielen erläutert. Es
zeigen:
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1 ein
Beispiel eines Computer-Tomographiegerätes nach dem Stand der Technik
mit einer Strahlenquelle und einem Detektorarray in einer perspektivischen
Gesamtdarstellung;
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2 eine
Prinzipdarstellung einer erfindungsgemäßen Vorrichtung in einem Ausführungsbeispiel
mit 8 Detektorzeilen, 4 Elektronikkanälen und Oversampling, erste
Konfiguration;
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3 eine
Prinzipdarstellung einer erfindungsgemäßen Vorrichtung in einem Ausführungsbeispiel
mit 8 Detektorzeilen, 4 Elektronikkanälen und Oversampling, zweite
Konfiguration;
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4 eine
Darstellung der erfindungsgemäßen Konfigurationen
zur Verknüpfung
von in φ-Richtung
benachbarten Detektorelementen; und
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5 eine
Darstellung der erfindungsgemäßen Konfigurationen
zur Verknüpfung
von in z-Richtung benachbarten Detektorelementen.
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In 1 ist
schematisch ein CT-Gerät 1 mit einer
zugeordneten Lagerungseinrichtung 2 zur Aufnahme und Lagerung
eines Patienten 3 dargestellt. Mittels einer beweglichen
Tischplatte der Lagerungseinrichtung 2 ist der Patient 3 mit
dem gewünschten Untersuchungsbereich
in eine Öffnung 4 im
Gehäuse 5 des
CT-Gerätes
einführbar.
Im Inneren des Gehäuses 5 ist
mit hoher Geschwindigkeit eine in 1 nicht
sichtbare Gantry um eine durch den Patienten verlaufende Systemachse
(z-Achse) 6 rotierbar. Zur Bedienung und Steuerung des
CT-Gerätes 1 sowie zur
Bilddatenberechnung und Darstellung sind weiterhin ein Steuer- und
Bildrechner 12 und ein kombinierte Bedien- und Anzeigeeinheit 7 vorgesehen.
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Das
CT-Gerät
weist auf der Gantry eine Strahlenquelle 8 und ein gegenüberliegend
angeordnetes Detektorsystem 9 auf. Die Strahlenquelle weist einen
Fokus 10 auf, von dem ein fächerförmiges Strahlenbündel 13 ausgeht,
das das gegenüberliegende
Detektorsystem trifft. Die Strahlenquelle 8 und das Detektorsystem 9 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 an verschiedenen z-Positionen,
durchstrahlt wird. Aus den dabei auftretenden Ausgangssignalen der
Detektorelemente des Detektorsystems 9, bildet ein Datenaquisitionssystem
(nicht dargestellt) Messwerte, die dem Rechnersystem 12 zugeführt werden,
der daraus unter Anwendung eines Bildrekonstruktionsalgorithmus
ein oder mehrere Schnittbilder des Patienten 3 berechnet,
die auf dem Monitor der Anzeigeeinheit 7 wiedergegeben
werden. Das Röntgen-Gerät nach 1 kann
sowohl zur Sequenzabtastung als auch zur Spiralabtastung eingesetzt
werden. Bei der Sequenzabtastung erfolgt eine schichtweise Abtastung
des Untersuchungsobjektes 3. Dabei wird die Strahlenquelle 8 bzw.
der Fokus 10 bezüglich
der Systemachse 6 um das Untersuchungsobjekt 3 verlagert,
um ein zweidimensionales Schnittbild einer schicht des Untersuchungsobjektes
aufbauen zu können.
Zwischen der Abtastung aufeinanderfolgender Schichten wird das Untersuchungsobjekt 3 relativ zum
Messsystem (Strahlenquelle 8, Detektor 9) jeweils
in eine neue z-Position bewegt. Dieser Vorgang wiederholt sich so
lange, bis alle Schichten, die den zu rekonstruierenden Bereich
einschließen,
erfasst sind.
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Während der
Spiralabtastung bewegt sich das Messsystem relativ zum Untersuchungsobjekt 3 kontinuierlich
auf einer Spiralbahn, so lange, bis der rekonstruierende Bereich
vollständig
erfasst ist. Dabei wird der Volumendatensatz generiert. Die Rechnereinheit 12 berechnet
daraus mit einem Interpolationsverfahren einen planaren Datensatz,
aus dem sich dann wie bei der Sequenzabtastung die gewünschten
Bilder rekonstruieren lassen. In einem derartigen Computertomographen
lässt sich
die vorgeschlagene Vorrichtung einsetzen.
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2 und 3 zeigen
eine Prinzipdarstellung einer erfindungsgemäßen Vorrichtung. Das Detektorarray 14 besteht
hier aus acht Detektorelementen 20. Diese sind über acht
Integratoren 15 (hier Photodioden) mit Verknüpfungseinrichtungen 16,
bestehend aus Umschaltern 17 und Vorverstärkern 18 verbunden.
Von diesen gehen vier Elektronikkanäle 25 zu einem Datenaqui sitionssystem
(DAS) 19, in dem unter anderem eine Analog-Digital-Wandlung der
verknüpften
Ausgangssignale durchgeführt
wird. Die Verknüpfungseinrichtungen,
insbesondere die Umschalter, sind durch (hier nicht dargestellte)
Steuerleitungen durch die Rechner- und Steuereinheit (12)
ansteuerbar. Im Beispiel wird von integrierenden Detektoren ausgegangen.
Die vorgeschlagene Lösung
kann aber auch ohne weiteres auf eine Anordnung mit zählenden
Detektoren übertragen
werden.
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Die
auf die Detektorelemente auftreffende Röntgenstrahlung erzeugt in den
Detektorelementen Ladungen, proportional zur Anzahl und zur Energie der
auftreffenden Röntgenquanten.
Die Ladungen werden mittels nachfolgender Integratoren (hier Photodioden) über ein
Zeitintervall Δt1 (erstes Datenausleseintervall, erstes Reading)
gesammelt. Nach Ablauf des Zeitintervalls Δt1 werden
jeweils zwei benachbarte Detektorelemente 20 (bspw. Element
1 + 2; Element 3 + 4; Element 5 + 6; Element 7 + 8) mittels der
Verknüpfungseinrichtungen
analog zusammengeschaltet und erst dann gemeinsam im DAS 19 verarbeitet.
Hierdurch ist das Eingangssignal bis zu doppelt so groß verglichen
mit individueller Digitalisierung und die Verfälschung durch das DAS-Rauschen
entsprechend geringer.
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Beim
zweiten Reading (siehe 3) werden die Detektorelemente 20 mit
den jeweils anderen Nachbardetektorelementen gemeinsam ausgelesen (Element
2 + 3; Element 4 + 5; Element 6 + 7).
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Im
Falle von analogen Ausgangssignalen ist also zusätzlich zum verbesserten Abtastverhalten auch
noch der Einfluss des DAS-Rauschen verringert. Durch das erfindungsgemäße Verfahren
werden die Auflösung
und das Abtastverhalten des Detektors entsprechend verbessert (oversampling).
Die Randdetektorelemente können
in der Hälfte
der Readings nicht oder nur mit schlechterem Signal/Rauschverhältnis ausgelesen
werden. Bei einer hohen Anzahl von Detektorelementen bzw. Detektorkanälen ist
der hierdurch verursachte Dosisverlust vernachlässigbar.
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4 zeigt
in einer stark schematisierten Darstellung ein Röntgenstrahlbündel 4,
das von einem Fokus 10 einer Strahlenquelle 8 ausgehend
einen Patienten 3 durchstrahlt. Die (abgeschwächten) Strahlen
werden durch ein der Strahlenquelle gegenüberliegendes Detektorarray 14 detektiert.
In einer ersten Konfiguration 21 werden jeweils die Ausgangssignale
von zwei in φ-Richtung 11 benachbarten
Detektorelementen miteinander verknüpft. Dies ist in der Figur
symbolisch durch die durchgezogenen Linien im Detektorarray dargestellt;
die strichlierten Linien kennzeichnen die Ausdehnung der einzelnen Detektorelemente.
In einer zweiten Konfiguration (die in der Figur aus darstellerischen
Gründen
darunter gezeichnet ist) sind die Ausgangssignale der Detektorelemente
mit dem jeweils anderen Nachbardetektorelement verknüpft.
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5 zeigt
in einer stark schematisierten Darstellung ein Röntgenstrahlbündel 4,
das von einem Fokus 10 einer Strahlenquelle 8 ausgehend
einen Patienten 3 durchstrahlt. Die (abgeschwächten) Strahlen
werden durch ein der Strahlenquelle gegenüberliegendes Detektorarray 14 detektiert.
In einer ersten Konfiguration 23 werden jeweils die Ausgangssignale
zwei in z-Richtung 6 benachbarter Detektorelemente miteinander
verknüpft.
Dies ist in der Figur symbolisch durch die durchgezogenen Linien im
Detektorarray dargestellt; die strichlierten Linien kennzeichnen
die Ausdehnung der einzelnen Detektorelemente. In einer zweiten
Konfiguration (die in der Figur aus darstellerischen Gründen darunter
gezeichnet ist) sind die Ausgangssignale der Detektorelemente mit
dem jeweils anderen Nachbardetektorelement verknüpft. Durch das erfindungsgemäße Verfahren
wird zu den jeweils aufgenommenen benachbarten Schichten, die durch
das Zusammenschalten der Ausgangssignale der entsprechenden Detektorelemente
definiert sind, eine Schicht aufgenommen, die um eine halbe Schichtdicke
in z-Richtung versetzt
ist und die die beiden anderen Schichten jeweils zur Hälfte überdeckt.
Durch das erfindungsgemäße Verfahren
werden die Auflösung
und das Abtastverhalten des Detektors entsprechend verbessert (oversampling).
Die Randzeilen können
in der Hälfte
der Readings nicht oder nur mit schlechterem Signal/Rauschverhältnis ausgelesen
werden. Bei einer hohen Anzahl von Detektorzeilen bzw. Detektorkanälen ist
der hierdurch verursachte Dosisverlust vernachlässigbar.
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Die
vorstehend beschriebenen CT-Geräte werden
in der Medizin eingesetzt. Die Erfindung kann jedoch auch außerhalb
der Medizin, beispielsweise bei der Gepäckprüfung oder bei der Materialuntersuchung,
Anwendung finden.
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Die
Vorrichtung und das Verfahren wurden bisher vor allem anhand eines
Detektorarrays eines (Röntgen-)Computertomographen
beschrieben. Der erfinderische Gedanke ist aber auf andere Systeme, die
als Detektorarray ausgebildete Detektoren aufweisen, übertragbar.