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Hintergrund der Erfindung
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Die
Erfindung betrifft allgemein die Bildgebung und mehr im Einzelnen
die Emissionstomographiebildgebung.
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Wenigstens
einige der bekannten Röntgen-
oder Nuklear„Photonenzähl-"Tomographiesysteme
haben wegen der Breite eines analogen Detektionssignals (etwa 150–200 Nanosekunden
oder mehr) lediglich ein beschränktes
Zählvermögen. Die
Breite des Analogsignals hängt
allgemein von dem jeweils verwendeten Detektor ab. Ein Röntgendetektor
kann eine Signalbreite von etwa 150–200 Nanosekunden aufweisen,
aber ein in Gammakameras benutzter Natriumiodid (NaI)-Szintillationskristall
kann vorübergehend
längere
Pulse erzeugen als ein Wismut-Germanat (BGO)-Szintallionskristall,
wie er üblicherweise
bei der Positronen-Emissionstomographie (PET) verwendet wird. Bei
verhältnismäßig hohen
Zählraten(-frequenzen)
können
individuelle Detektionsereignisse wiedergebende Einzelpulse „aufstocken" oder bei der Detektionsschaltung
mit einer Rate ankommen, die das Zählvermögen der Detektionsschaltung übersteigt;
beispielsweise kann ein Komparator keine ausreichende Zeit finden
auf einen niedrigen oder Nullpegel zurückzukommen bevor ein nächster Puls ankommt.
Demzufolge können
mehrere Pulse als ein einziges Ereignis gezählt werden.
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Wenigstens
einige bekannte Bildgebungssysteme verwenden Zählratenkorrekturverfahren für den Versuch
die von jeder indivi duellen Detektion herrührenden Pulse genau zu erfassen.
Eine Funktion einer „wahren
Zählrate" in Abhängigkeit
von einer „gemessenen
Zählrate" kann bspw. experimentell
unter Verwendung einer starken radioaktiven Quelle mit bekannter
Abfallzeit und durch Messen der Zählrate über eine längere Zeitspanne bestimmt werden
oder sie kann aus einem theoretischen Modell des Detektor-, Trigger-
und Zählersystems
berechnet werden. Diese Verfahren korrigieren die Zählrate aber
lediglich statistisch und fügen demgemäß dem Signal
Rauschen zu. Derartige Verfahren bringen eine verloren gegangene
Zählung
nicht zurück.
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Beispielsweise
bei einer zufälligen
Pulsverteilung kann, wenn das N gezählten Pulsen zugeordnete statistische
Rauschen N1/2 ist, gezeigt werden, dass
das Signal/Rauschen-Verhältnis
(signal to noise ratio = SNR) = 1/N1/2 ist.
Unter der Annahme eines ungepufferten Triggersystems mit einer wahren
Rate von T-Pulsen pro Sekunde beträgt die gemessene Rate T·e–2·T/R wobei
R die charakteristische Rate des Systems ist. Wenn die wahre Rate
T verhältnismäßig niedrig
ist, T<<R, ist die gemessene
Rate (M) M = T·e–2·T/R~T.
Bei verhältnismäßig höheren Zählraten,
muss die Gleichung so aufgelöst
werden, dass sie T aus der Kenntnis von M beispielsweise aus einer
Nachschlagtabelle (lookup table) ergibt. Das dem berechneten T zugeordnete
SNR ist aber wenigstens 1/M1/2 groß, was schlechter
ist als 1/T1/2.
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Kurze Beschreibung der Erfindung
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Unter
einem Aspekt wird ein medizinisches Bildgebungssystem geschaffen.
Das medizinische Bildgebungssystem beinhaltet eine Eingabeschaltung,
die zum Empfang eines Spannungspegelsignals, das für einen
Pulsstrom kennzeichnend ist ausgelegt ist, einen Analysator für die Spannungspegelsignalform,
der dazu ausgelegt ist Charakteristika der Signalform des empfangenen
Spannungspegelsignals und eine Zeitspanne zu bestimmen während der
das empfangene Spannungspegelsignal mit einer vorbestimmten Signalform übereinstimmt,
und eine Zählschaltung,
die dazu ausgelegt ist, eine wahre Anzahl Pulse aus den Signalformcharakteristika
und der Zeitspanne zu bestimmen.
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Unter
einem anderen Aspekt wird eine Zählratenkorrekturschaltung
für ein
medizinisches Bildgebungssystem geschaffen. Die Schaltung beinhaltet
eine Eingabeschaltung, die dazu ausgelegt ist, ein Spannungspegelsignal
zu empfangen, das eine Anzahl zeitlich voneinander beabstandeter
Peaks (Scheitelpunkte) aufweist, wobei jeder Peak einem Puls eines
Röntgendetektors
zugeordnet ist, einen Analysator für die Signalform eines Spannungspegelsignals,
der dazu ausgelegt ist, Signalformcharakteristika des empfangenen Spannungspegelsignals
und eine Zeitspanne zu bestimmen während der das empfangene Spannungspegelsignal
mit einer vorbestimmten Signalform übereinstimmt und eine Zählschaltung,
die dazu ausgelegt ist, eine wahre Anzahl Pulse aus den Signalformcharakteristika
und der Zeitspanne zu bestimmen.
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Unter
einem weiteren Aspekt wird ein Verfahren zur Korrektur einer Zählrate willkürlich auftretender Pulse
geschaffen. Das Verfahren beinhaltet das Empfangen mehrerer Pulse,
das Umsetzen der mehreren Pulse in ein Spannungspegelsignal, das
Bestimmen einer Signalformcharakteristik eines Teils des Spannungspegelsignals,
die wenigstens einem Puls entspricht und das Bestimmen einer wahren
Pulszählrate
der empfangenen mehreren Pulse unter Verwendung der bestimmten Signalformcharakteristik
und eines vorbestimmten Faktors.
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Kurze Beschreibung der Zeichnung
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1 ist
ein Diagramm, das ein beispielhaftes Energiespektrum eins einzigen
Pixels eines mit Pixeln arbeitenden CZT-Detektors zeigt;
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2 ist
ein Diagramm eines beispielhaften Stromes zufälliger Pulse und des entsprechenden
Verhaltens einer zugeordneten elektrischen Schaltung;
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3 ist
ein Diagramm eines beispielhaften Vergleichs zwischen einer Anzahl
wahrer Pulse und einer Anzahl gemessener Pulse bei einem beispielhaften
medizinischen Bildgebungssystem;
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4 ist
ein Diagramm eines Vergleichs einer geschätzten Zahl Eingangsphotonen
bei einem beispielhaften bekannten Detektionssystem, einer geschätzten Zahl
Eingangsphotonen unter Verwendung eines Detektionssystems gemäß einer
beispielhaften Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung und einer Quadratwurzel der Eingaberate;
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5 ist
ein Blockschaltbild einer beispielhaften Ausführungsform einer Pulsratenkorrekturschaltung eines
medizinischen Bildgebungssystems und
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6 ist
ein schematisches Schaltbild einer beispielhaften Ausführungsform
der in 5 dargestellten Pulsratenkorrekturschaltung.
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Detaillierte Beschreibung der Erfindung
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1 ist
ein Diagramm 50, das ein beispielhaftes Energiespektrum
eines einzigen Pixels eines gepixelten CZT-Detektors wiedergibt, der im Wesentlichen
urigestreuten 140 keV-Gammastrahlen ausgesetzt ist. Das Diagramm 50 weist
eine in keV-Einheiten geeichte X-Achse und eine Y-Achse auf, die
für eine
Menge Gesamtzählwerte
oder Teilwerte kennzeichnend ist, die bei jedem keV-Pegel beobachtet
wurde. Ein um etwa 140 keV zentrierter Energiespektrumspeak 52 gibt
die Gammastahlen wieder, die im Wesentlichen innerhalb eines zentralen
Bereichsteils des einzigen Pixels absorbiert wurden. Die Verteilung
der Signalamplituden dieser Ereignisse ist etwa eine Gaußverteilung.
Es werden aber eine beträchtliche
Zahl Gammastrahlen auch in dem Teil des Energieantwortspektrums
detektiert, der zu den niedrigen Energien hin nachschleppt. Dieser
Nachschleppeffekt wird teilweise durch die Comptonstreuung, durch
Gammastrahlabsorptionsereignisse, die nicht die gesamte Ladungserzeugung
auf innerhalb eines einzigen Pixels begrenzen und durch eine nicht
ideale Ladungssammlung hervorgerufen. Da die dargestellte Antwortfunktion
die Verteilung gemessener Signale von lediglich einem einzigen Pixel
wiedergibt, ist eine Ladung, die von dem Pixel verloren und mit
benachbarten Pixeln geteilt wird, in der Antwortfunktion nicht enthalten.
Demgemäß gehen
Gammastrahlabsorptionsereignisse, bei denen die Ladungssammlung
wegen der Ladungsteilung mit anderen Pixeln unvollständig ist,
für den
Peakbereich verloren und tragen zu der Niedrigenergieschleppe bei.
Wenn eine Röntgenröhre als
Strahlungsquelle verwendet wird, wie etwa bei der Röntgenbildgabe
oder bei der Computertomographie, weist die Strahlungsquelle ein
breites Energiespektrum auf, das mit der Spektralantwort des Detektors
gefaltet ist.
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2 ist
ein Diagramm 100 eines beispielhaften Stromes zufälliger Pulse
und des Ansprechverhaltens einer zugeordneten elektrischen Schaltung.
Das Diagramm 100 weist eine in Zeiteinheiten, beispielsweise
Nanosekunden oder Mikrosekunden, geeichte X-Achse 102 und
eine Y-Achse 104 auf, die in Einheiten der Signalstärke oder
-größe, beispielsweise
der Spannung, geeicht ist. Mehrere ankommende Pulse A, B, C, D, E,
F geben im Wesentlichen zeitlich zufällig auftretende Ereignisse
wieder, wie etwa die Detektion eines Photons, das auf einem Szintillatorkristall
auftrifft, welcher ein Wechselwirken des Photons mit den Molekülen des Kristalls
in einen Lichtimpuls umsetzt, der zu einer Energie des Photons,
einem Wechselwirkungsort in dem Kristall und den Fotocharakteristika
des Kristallmaterials proportional sein kann. Der Lichtimpuls kann
Detektor für
Detektor bei einer Fotovervielfacherröhre (PMT) auftreten, ohne darauf
beschränkt
zu sein. Die PMT detektiert den Lichtimpuls und erzeugt ein Ausgangssignal,
das zu der Menge des empfangenen Lichts proportional ist. Bei einer
alternativen Ausführungsform
kann das Photon mit einem Detektor in Wechselwirkung treten, der
ein Festkörperkristall,
beispielsweise, ohne darauf beschränkt zu sein, Kadmium-Zink-Tellurit
(CZT), enthält,
das die Photonenwechselwirkung unmittelbar in ein Ausgangssignal
umsetzt. Bei der beispielhaften Ausführungsform sind den Pulen A,
B, C, D, beziehungsweise der Kombination der Pulse E, F, mehrere
Spannungspeaks 106, 108, 110, 112, 114 zugeordnet.
Ein Grenzwert 116 kann so eingestellt sein, dass ein Spannungspegel
der den einzelnen Pulsen zugeordneten Spannungspeaks den Grenzwertpegel überschreiten muss,
um gezählt
zu werden, und der den Spannungspeaks zugeordnete Spannungspegel
kann auf einen unterhalb des Grenzwertpegels liegenden Wert zurückkehren
müs sen,
bevor der Zähler
zurückgesetzt
wird, so dass er für
die Zahlung des nächstankommenden
Pulses bereit ist.
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Bei
der beispielhaften Ausführungsform
beginnt die Ausgangsspannung bei dem Puls A an dem Punkt 118 zuzunehmen.
An dem Punkt 120 übersteigt
die dem Puls A zugeordnete Ausgangsspannung den Grenzwert 116 und
es kann eine Trigger-Antwort 122 für eine nach oben gerichtete
Grenzwertüberschreitung
erzeugt werden. Die Trigger-Antwort 122 für die nach
oben gerichtete Grenzwertüberschreitung
kann dazu verwendet werden, einen Pulszähler zu inkrementieren, der
die Gesamtzahl der empfangenen ordnungsgemäßen Pegelpulse tabelliert.
Die Spannung steigt entsprechend Charakteristika des Szintillationskristalls
und der PMT oder des Feststoffkristalls bis zu einem Peak an der
Stelle 106 an. Die Ausgangsspannung fällt dann mit einer charakteristischen
Rate bei einem Punkt 124 durch den Grenzwert 116 hindurch
ab, wo eine Trigger-Antwort 126 für eine nach unten gerichtete
Grenzwertüberschreitung
erzeugt werden kann. Die Ausgangsspannung kann, wie dies für CZT enthaltende
Detektoren charakteristisch ist, abfallen. Die Trigger-Antwort 126 für eine nach unten
gerichtete Grenzwertüberschreitung
kann dazu verwendet werden, den Pulszähler zurückzusetzen, um die Zählung nach
folgender ankommender Pulse zu ermöglichen. Die Ausgangsspannung
fällt weiter
ab, bis auf näherungsweise
0-Spannungspegel bei dem Punkt 128. Bei dem Punkt 130 kann
ein nächstfolgender
Puls wiederum die Sequenz zum Zählen
des Pulses B beginnen. Die Verwendung des Grenzwerts 116 stellt
sicher, dass lediglich Pulse ausreichender vorbestimmter Größe gezählt werden.
Ein Puls, der keine Photon/Kristallwechselwirkung wiedergibt, sondern
etwa Schaltungsrauschen, kann keine Spannung erzeugen, die aus reicht den
Grenzwert 116 zu erreichen und wird deshalb nicht gezählt.
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Es
kann zufällig
vorkommen, dass zwei Pulse bei dem Detektor fast zur gleichen Zeit
ankommen, wie dies durch die Pulse C, D veranschaulicht ist. In
diesem Falle wird das Signal des zweiten Pulses auf das erste Signal „aufgestockt". Dieses Aufstocken
kann sogar bei einer niedrigen Rate geschehen, aber die Wahrscheinlichkeit
des Aufstockens nimmt mit zunehmender Rate zu. Wenn Pulse mit einer
Rate ankommen, die die Fähigkeit
der Ausgangsspannung zwischen den Pulsen unterhalb den Grenzwert 116 abzufallen übersteigt,
können
zwei ankommende Impulse nur als ein Puls gezählt werden. Dies ist bei den
Pulsen C, D der Fall. Nachdem der Puls C angekommen ist und die
dem Puls C zugeordnete Ausgangsspannung auf den Grenzwert 116 angestiegen
ist, und bei einem Punkt 131 eine Trigger-Antwort für eine nach
oben gerichtete Grenzwertüberschreitung
erzeugt hat, steigt die Ausgangsspannung weiter bis zu dem Peak 110 an.
Sodann fällt
die Ausgangsspannung bis zu einem Punkt 132 ab, bei dem
aber der Puls D ankommt und eine Ausgangsspannung erzeugt, bevor
der Spannungspegel unter den Grenzwert 116 abfallen kann.
Der Spannungspegel steigt bis zu dem Peak 112 an, bevor
er schließlich
unter dem Grenzwert 116 bei einem Punkt 134 abfällt, bei
dem eine Trigger-Antwort 136 für eine nach
unten gerichtete Grenzwertüberschreitung
erzeugt werden kann.
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Bei
einem anderen Beispiel können
Pulse mit einer solchen Rate ankommen, dass ein als nächster ankommender
Puls, etwa der Puls F an einem Punkt 138 während einer
Zeitspanne 140 ankommt, während der die Ausgangsspannung
wegen der Ankunft des vorherigen Pulses E an einer Stelle 142 zunimmt.
In einem solchen Fall kann der zugeordnete Peak 114 im
Verhältnis
zu der den Pulsen A, B, C, D zugeordneten Ausgangsspannung uncharakteristisch
hoch sein. Es kann eine Trigger-Antwort 144 für eine nach
unten gerichtete Grenzwertüberschreitung
erzeugt werden, nachdem die Ausgangsspannung von dem Peak 114 abfällt und den
Grenzwert 116 in einer abnehmenden Richtung zu einem angenäherten 0-Spannungsausgangspegel
bei dem Punkt 146 überschreitet.
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Eine
Zeitspanne 148 eines Ausgangsspannungspegelpeaks kann als
eine Zeitspanne, beispielsweise zwischen einem nach oben gerichteten
Grenzwertüberschreitungspunkt 120 und
einem nach unten gerichteten Grenzwertüberschreitungspunkt 124 betrachtet
werden. Eine dem Peak 108 zugeordnete Zeitspanne 150 ist
etwa gleich der Zeitspanne 148, weil jede Ausgangsspannung
etwa auf Null abfallen konnte, bevor ein nächster Puls kam. Eine Zeitspanne 152 ergibt
sich, wenn zwei Pulse C, D jeweils mit einem zweiten Puls D überlappen,
der eintrifft, nachdem der erste Puls C den Peak 110 erreicht
hat. Bei dem beispielhaften Fall der Pulse C, D ist die Zeitspanne 152 länger als
die Zeitspanne 148, 150, und die Amplituden der
Peaks 110, 112 sind amplitudenmäßig etwa
gleich den Peaks 106, 108. Eine Zeitspanne 154 tritt
auf, wenn zwei Pulse E, F mit dem jeweils zweiten Puls F überlappen,
der eintrifft, bevor der erste Puls E einen Peakk erreicht hat.
In dem beispielhaften Fall der Pulse E, F kann die Zeitspanne 152 näherungsweise
gleich den Zeitspannen 148, 150 oder länger als
die Zeitspannen 148, 150 sein, während die
Amplitude des Peaks 114 größer ist als die Amplitude der
Peaks 106, 108.
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Ein
medizinisches Bildgebungssystem, das ein einfaches Grenzwertdetektionsschema
benutzt, kann den Pulsen A, B kor rekt Rechnung tragen, es zählt aber
das Aufstocken der Pulse C, D ebenso wie die Pulse E, F jeweils
als ein Puls zu einer Gesamtsumme von 4 Zählwerten zusammen, im Gegensatz
zu 6 Pulsen, die tatsächlich
empfangen worden sind. Wenn die Pulse eine ungleichmäßige Stärke aufweisen
und mit Detektorrauschen vermischt sind, kann der Bereich der Grenzwertauslösung wegen
falscher oder fehlender Zählungen beschränkt sein,
die auftreten können,
wenn der Grenzwert 116 zu nieder oder zu hoch eingestellt
ist.
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Bei
einer alternativen Ausführungsform
wird die Ausgangsspannung durch einen Pulsformanalysator analysiert,
der die wahre Zahl Pulse abschätzt,
die die gemessene Ausgangsspannung hervorruft. Der Pulsanalysator
kann zum Beispiel einen einzigen Grenzwert-Trigger und eine Pulsdauer-Messeinheit
aufweisen. Die Zeitmessung kann beispielsweise auf einer Zeit/Amplitude
(TAC)-Einheit basieren, die die Zeit zwischen einer nach oben gerichteten
Grenzwertüberschreitung
und einer nach unten gerichteten Grenzwertüberschreitung in eine Spannung
umsetzt. Bei einer alternativen Ausführungsform kann die Zeitmesseinheit
auf der Zählung von
Oszillatorpulsen basieren, wie dies hier beschrieben ist. Wenn die
Dauer des Ausgangsspannungspeakssignals länger ist als ein vorbestimmter
Wert, beispielsweise die den überlappten
Pulsen C, D zugeordnete Zeitspanne 152, wird angenommen,
dass das Signal zwei Pulse beinhaltet, und wenn die Dauer des Spannungsausgangspeakssignals
länger
ist als die doppelte Dauer der Zeitspanne 152 kann angenommen
werden, dass das Signal drei Pulse enthält, usw.
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Bei
einer alternativen Ausführungsform
kann der Pulsanalysator eine Signalpegelmesseinheit, beispielsweise
eine Peak-and-Hold Einheit, beinhalten. Wenn der Signalpegel oberhalb
eines vorbestimmten Wertes, etwa des den Pulsen E, F zugeordneten
Peaks 114 liegt, wird angenommen, dass das Signal zwei Pulse
enthält.
Die Signalpegelmesseinheit kann auch mehrere verschiedene Grenzwertpegel
enthalten, derart, dass ein Aufstocken von mehr als zwei Pulsen
detektiert und korrigiert werden kann. Es kann eine Kombination
einer Peakdauerzeitmessung und eine Peakamplitudenmessung dazu verwendet
werden, für
jeden gemessenen Puls mehrere ankommende Pulse anzunehmen. Der Signalpegel
kann mit den Grenzwerten lediglich dann verglichen werden, wenn
die Pulsdauer einen vorbestimmten Pegel übersteigt. Außerdem kann
die Pulsdauerzeit lediglich dann untersucht werden, wenn ein zweiter
oder größerer Signalpegelgrenzwert
getriggert worden ist. Außerdem
kann die Zahl der angenommenen Pulse von der Dauer der Zeitspanne
der gemessenen Pulse und/oder der Höhe der Amplitude der gemessenen
Pulse abhängen.
Um eine statistisch beste Schätzung
der Zahl der Pulse aus der Zahl gemessener Pulse und den Ausgangsspannungspeakcharakteristika
zu erzeugen, kann eine Bruchzahl Pulse angenommen werden. Zum Beispiel
können
1,7 Pulse als die beste Schätzung
der Zahl von Pulsen bezeichnet werden, die einer Signalform zugeordnet
sind. Die Pulszählrate
kann während
des Zählvorganges
oder später
während
eines Korrekturprozesses unter Verwendung eines bestimmten Korrekturfaktors
korrigiert werden, wobei der Korrekturfaktor auf den oben beschriebenen
Verfahren basiert.
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3 ist
ein Diagramm 200 eines beispielhaften Vergleichs zwischen
einer Zahl wahrer Pulse und einer Zahl von Pulsen die bei einem
medizinischen Bildgebungssystem gemessen werden. Das Diagramm 200 beinhaltet
eine X-Achse 202, welche in Einheiten einer Zahl von Ereignissen
während
einer wählbaren Sampling-Zeit
geeicht ist und eine Y-Achse 204, die in Einheiten einer
gemessenen Zahl von Zählungen
in dem 25 Millisekunden Zeitintervall geeicht ist. Eine Kurve 206 gibt
eine Ausgangsgröße eines
mittleren paralysierten Ergebnisses einer Simulierung eines beispielhaften
bekannten Verfahrens wieder. Die Kurve 206 gibt eine Ausgangsgröße der durchschnittlichen
Zahl gemessener Photonen in dem 25 Millisekunden Zeitintervall wieder.
Mit zunehmender Eingaberate nimmt die Ausgangsgröße zu, bis ein Punkt 208 erreicht
ist, wobei bei einer weiteren Zunahme der Eingaberate die Ausgangsgröße abnimmt,
was eine Paralysierung der Zählschaltung anzeigt.
Eine Kurve 210 gibt eine für ein theoretisches paralysiertes
Ergebnis repräsentative
Ausgangsgröße wieder,
wie sie gegeben ist durch Np = Ni·e–λτ (1),wobei
- Np
- ein mittleres gemessenes
paralysiertes Ergebnis ist,
- Ni
- eine Eingabeanzahl
Photonen ist,
- λ
- eine Eingaberate ist
und
- τ
- eine durchschnittliche
Pulslänge
ist.
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Die
Simulation unter Verwendung der Gleichung (1) zeigt eine gute Korrelation
mit der theoretischen Ausgangsrate für die Kurve 206.
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Eine
Kurve
212 gibt eine Ausgangsgröße eines mittleren nicht paralysierten
Ergebnisses unter Verwendung einer Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung wieder. Die Kurve
212 gibt eine durchschnittliche Zahl
von Auqsgangsereignissen in dem 25 Millisekunden Zeitintervall wieder.
Die Kurve
212 enthält
einen im Wesentlichen linearen Abschnitt
214, der deutlich
linearer ist, als ein entsprechender Abschnitt
216 bei
den Kur ven
206,
210. Eine Kurve
218 gibt
eine Ausgangsgröße wieder,
die repräsentativ
für ein
theoretisches nicht paralysiertes Ergebnis ist, wie es durch eine
Ausgangsgröße eines
theoretisch nicht paralysierten Ergebnisses angegeben wird, das
benutzt:
- Nn
- ist ein mittleres
gemessenes nicht paralysiertes Ergebnis,
- T
- ist eine Samplingzeit
- λ
- ist eine Eingaberate
und
- τ
- ist eine durchschnittliche
Pulslänge.
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Wie
in dem Diagramm 200 veranschaulicht, korreliert die Kurve 218 im
Wesentlichen mit den durch die Kurve 212 veranschaulichten
Simulationsergebnissen.
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T
ist eine durchschnittliche Pulslänge,
die die durchschnittliche Dauer wiedergibt, während der ein Komparator beim
Ansprechen auf ein einziges Photon im „Ein"-Zustand ist. Die Verteilung der Dauerzustände kann
von Energieänderungen
der Eingabephotonen abhängen
und kann experimentell bestimmt werden. Demgemäß kann eine Schätzung der
tatsächlichen
Rate ankommender Photonen unter Verwendung der folgenden Gleichung
bestimmt werden:
wobei
- Nn
- ist ein mittleres
gemessenes, nicht paralysiertes Ergebnis,
- T
- ist eine Samplingzeit,
- λ
- ist eine Eingaberate
und
- τ
- ist eine durchschnittliche
Pulslänge.
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4 ist
ein Diagramm 300 eines Vergleichs einer geschätzten Zahl
von Eingabephotonen bei einem beispielhaften bekannten Detektionssystem,
einer geschätzten
Zahl von Eingabephotonen unter Verwendung eines Detektionssystems
gemäß einer
beispielhaften Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung und einer Quadratwurzel der Eingaberate.
Das Diagramm 300 beinhaltet eine y-Achse 304,
die in Einheiten einer Zahl von Ereignissen, die während einer
wählbaren
Samplimg-Zeit auftreten, geeicht ist und eine x-Achse 302,
die in Einheiten einer gemessenen Zahl von Zählwerten in dem 25 ms Zeitintervall
geeicht is. Eine Kurve 306 gibt eine Ungenauigkeit wieder,
die von der Poisson Eingabestatistik herrührt. Dies ist ein unvermeidbarer
Fehler, der als untere Begrenzung jedes Messverfahrens dient. Eine
Kurve 308 gibt eine Ungenauigkeit wieder, die das beispielhafte
bekannte Verfahren nutzt. Eine Kurve 310 gibt eine Ungenauigkeit
bei der Verwendung eines Verfahrens gemäß einer beispielhaften Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wieder. Zu bemerken ist, dass bei niedrigen
Raten alle Fehler klein und einander ähnlich sind, während bei
einer hohen Rate das Verfahren gemäß einer beispielhaften Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung dem bekannten Verfahren überlegen
ist.
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5 ist
ein Blockschaltbild einer beispielhaften Ausführungsform einer Schaltung 400 eines
medizinischen Bildgebungssystems, das zur Implementierung der hier
beschriebenen Zählverfahren
zufälliger
Pulse verwendet werden kann. Bei der beispielhaften Ausführungsform
beinhaltet die Schaltung 400 einen Pulsformanalysator 402,
der ein Eingabesignal, wie einen Strom zufälliger Impulse von beispielsweise
einem oder mehreren (nicht dargestellten) Röntgen und/oder Gammadetektoren
empfängt.
Der Pulsformanalysator 402 erzeugt eine Ausgangsgröße 404,
die eine Funktion der von den Detektoren kommenden Zählwerte
ist. Ein Zähler 406 empfängt die
Ausgangsgröße 404 und
erzeugt eine Ausgangsgröße 408,
die für
die Zahl der von der Ausgangsgröße 404 erhaltenen
Zählwerte
kennzeichnend ist. Eine Ratekorrekturschaltung 410 kann
dazu verwendet werden, eine Schätzung
der Zahl der ankommenden Pulse für
jeden gemessenen Puls unter Verwendung einer Kombination einer Peakdauer-Zeitmessung
und einer Amplitudenmessung anzuwenden. Demgemäß kann die geschätzte Pulszahl
von der Dauer der Zeitdauer der gemessenen Pulse und/oder der Höhe der Amplitude
der gemessenen Pulse abhängen.
Um eine Korrektur der Zahl der Pulse aus der Zahl gemessenen Pulse
und den Ausgangsspannungs-Peakcharakteristika zu erzeugen, kann
eine Bruchzahl von Pulsen geschätzt
werden. Die Rate-Korrekturschaltung 410 gibt
eine Ausgangssignal 412 für eine wahre Schätzung ab,
das von dem medizinischen Bildgebungssystem verwendet werden kann.
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6 ist
ein schematisches Schaltbild einer beispielhaften Ausführungsform
der (in 5) dargestellten Schaltung 400.
Bei der beispielhaften Ausführungsform
empfängt
eine Schaltung 502 hoher Eingangsimpedanz, etwa ein Operationsverstärker, ein
Eingangssignal, etwa einen Strom zufälliger Pulse bspw. von einem
oder mehreren Röntgen-
und/oder Gammadetektoren. Das konditionierte Signal wird einem ersten
Eingang 504 einer Komparatorschaltung 506 zugeleitet.
Einem zweiten Eingang 508 der Komparatorschaltung 506 kann
ein Grenzwert zugeführt
werden. Bei der beispielhaften Ausführungsform ist der Grenzwert
auf der Basis der Spannung eine Spannungsquelle 510, etwa
einer Batterie und der Widerstandseinstellungen eines Spannungsteiles 512,
etwa eines Potentiometers, wählbar.
Ein Ausgang 514 des Komparators 506 ist an einen invertierten
Enable-Eingang 516 eines Gates angeschlossen, das sie Schaltung 518 aktiviert.
Ein Ausgang 520 eines Oszillators 522 ist an einen
Eingang 524 eines Gates angekoppelt, das die Schaltung 518 aktiviert. Ein
Ausgang 404 des Gates bei der Enable-Schaltung 518 ist
an einen Zähler 406 angekoppelt.
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Im
Betrieb werden ankommende zufällige
Pulse mit einem wählbaren
Grenzwert derart verglichen, dass ein Gate-Signal aktiviert bzw.
inaktiviert wird, wenn die Größe jedes
ankommenden Pulsignals unter oder über dem gewählten Wert des Grenzwerts liegt.
Während
das Zeit-Gate bei der Enable-Schaltung 518 aktiviert ist,
wird die Ausgangsgröße 404 von
dem Zähler 406 gezählt, um
eine Zeitdauer zu bestimmen, um die der gegenwärtige Puls den Grenzwert überschreitet.
Der Zeitwert kann dazu benutzt werden eine Zahl wahrer Pulse zu
schätzen,
die während
der gegenwärtigen
Pulsdauer empfangen wurden. Die Einstellung des Grenzwerts kann
in Kombination mit der Dauerzuständezählung zur
weiteren Schätzung
einer Zahl wahrer Impulse benutzt werden, die während der gegenwärtigen Pulsdauer
empfangen wurden.
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Die
im Vorstehenden beschriebenen Verfahren und Systeme zur medizinischen
Bildgebung unter Verwendung eines medizinischen Mehrfunktionsbildgebungssystems,
das eine integrierte Gantry mit einer Anzahl mit einem einzigen
Stator gekoppelter Bildgebungsdetektorrotoren aufweist, sind für die Bildgebung
eines Patienten kostengünstig
und in hohem Maße
zuverlässig.
Mehr im Einzelnen fördern
die hier beschriebenen Verfahren und Systeme die Vorteile einer
mehrfach funktionalen Bildgebung in einem System mit einer verhältnismäßig kleinen
Aufstellfläche.
Demzufolge erleichtern die hier beschriebenen Verfahren und Systeme
die Bildgebung eines Patienten auf kostengünstige und zuverlässige Weise.
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Im
Vorstehenden sind beispielhafte Ausführungsformen von medizinischen
Bildgebungssystemen und -verfahren im Detail beschrieben. Die Systeme
sind aber nicht auf die hier beschriebenen speziellen Ausführungsformen
beschränkt,
vielmehr können
Komponenten jedes Systems unabhängig
und getrennt von anderen hier beschriebenen Komponenten eingesetzt
werden. Jede Systemkomponente kann auch in Kombination mit anderen
Systemkomponenten verwendet werden.
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Wenngleich
die Erfindung anhand verschiedener spezieller Ausführungsformen
beschrieben wurde, so versteht sich doch, dass die Erfindung im
Rahmen des Schutzbereichs der Patentansprüche mit Abwandlungen ausgeführt werden
kann.
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Zusammenfassung
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Es
werden Verfahren und Systeme für
ein medizinisches Bildgebungssystem geschaffen. Das medizinische
Bildgebungssystem beinhaltet eine Eingabeschaltung (502),
die dazu ausgelegt ist, ein für
einen Strom von Pulsen kennzeichnendes Spannungspegelsignal zu empfangen,
einen Analysator (402) der Signalform des Spannungspegelsignals,
der dazu eingerichtet ist die Formcharakteristika des empfangenen
Spannungspegelsignals und eine Zeitdauer zu bestimmen, während der
das empfangene Spannungspegelsignal mit eine vorbestimmten Form übereinstimmt
und eine Zählschaltung
(406), die dazu eingerichtet ist eine wahre Zahl Pulse
aus den Formcharakteristika und der Zeitdauer zu bestimmen.
