DE2719856C2 - - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein tomographisches Röntgenabbildungs­ system für hohe Geschwindigkeit gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.

Tomographische Röntgenabbildungssysteme erzeugen Abbildungen innerer Körperorgane, wobei die Bilder frei sind von den Schatten dazwischenliegener Strukturen. Die US-PS 37 78 614 beschreibt ein solches tomographisches Röntgenabbildungs­ system, bei dem eine Röntgenquelle auf einer beweglichen Struktur gegenüber einem oder mehreren Röntgendetektoren angeordnet ist. Die Röntgenquelle und die Röntgendetektoren rotieren und/oder führen eine fortschreitende Bewegung in einer Ebene aus, die durch die zu untersuchenden Körperorgane verläuft, um elektrische Signale zu erzeugen, die repräsen­ tativ sind für die Röntgenstrahldurchlässigkeitsdaten entlang einer Vielzahl von Strahlenpfaden. Die Signale werden dann kombiniert, üblicherweise in einem Digitalcomputer zur Rekonstruktion schattenfreier Bilder innerer Körperabschnitte.

Die Geschwindigkeit der Erzeugung von Abbildungen in einem tomographischen Röntgenabbildungssystem mit sich bewegenden Röntgenquellen und -detektoren ist notwendigerweise beschränkt durch die Zeit, die erforderlich ist, die physische fort­ schreitende Bewegung oder Rotation des Mechanismus zu bewerk­ stelligen und sie ist damit im allgemeinen auf weniger als eine Abbildung pro Sekunde beschränkt. Eine solche Ausrüstung ist daher für die Betrachtung sich bewegender Körperorgane, wie z. B. eines schlagenden Herzens, ungeeignet.

Dr. Earl Wood von der Mayoklinik hat kürzlich ein tomo­ graphisches Röntgenabbildungssystem zum Abbilden sich be­ wegender Körperorgane vorgeschlagen, bei dem eine Vielzahl von Röntgenquellen in einer Reihenfolge pulsiert und dadurch rasch Röntgenstrahlen-Übertragungsdaten entlang einer Anzahl verschiedener Strahlenpfade erzeugt.

Ein tomographisches Röntgenabbildungssystem der eingangs genannten Art ist in der DE-OS 24 42 809 beschrieben. Bei dem bekannten System sind die Röntgenquellen kreisförmig zwischen Detektorabschnitten angeordnet und jeweils einem bestimmten Detektorabschnitt fest zugeordnet. Für die gleich­ zeitige Zündung aller Röntgenquellen ergibt sich eine zu starke Streustrahlendichte, weshalb nach der genannten DE-OS die Röntgenquellen nacheinander gezündet werden.

Die bei den bekannten tomographischen Röntgenabbildungs­ systemen benutzten Röntgendetektoren umfassen im allgemeinen Szintillationskristalle oder Leuchtstoffschirme, die mit optischen Detektoren gekoppelt sind, z. B. Zwischenbild- bzw. Superorthicon- oder Photomultiplier-Röhren. Solche Geräte sind ziemlich groß und müssen im allgemeinen zusammen mit Kollimatoren benutzt werden, um eine feine räumliche Auf­ lösung zu erzielen. Solche Szintillationsdetektoren mit Kollima­ toren sind relativ unwirksame Detektoren für Röntgenenergie. Es ist daher bei ihrer Verwendung erforderlich, den einer tomographischen Untersuchung unterworfenen Patienten in einem solchen System einer relativ hochdosigen ionisierenden Strahlung auszusetzen.

In einer älteren deutschen Patentanmeldung (DE 26 42 741 A1) ist eine mit Xenon unter hohem Druck gefüllte Ionisationskammer­ reihe beschrieben, die durch hohe Nachweiswirksamkeit und feine räumliche Auflösung charakterisiert ist, wenn man sie in einem tomographischen Röntgenabbildungssystem einsetzt. Der Detektor umfaßt viele Detektorzellen, die durch im wesent­ lichen parallele Metallkollektorplatten getrennt sind, die auf eine einzige Quelle divergierender Röntgenstrahlen eingestellt werden können. In die Detektorzellen eintretende Röntgenphotonen erzeugen Ion-Elektron-Paare, die unter dem Einfluß eines elektrischen Feldes zu den Kollektorplatten driften. Detektoren dieser Art sind für den wirksamen Nach­ weis divergierender Röntgenenergie gut geeignet, wie sie z. B. von einer einzigen Röntgenquelle erzeugt und gerichtet werden kann, um eine planare fächerartige räumliche Veteilung zu ergeben.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein tomographisches Röntgenabbildungssystem der eingangs genannten Art zu schaf­ fen, das bei geringerer Ausdehnung eine kürzere Meßzeit zuläßt.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch den kennzeichnenden Teil des Patentanspruchs 1 gelöst.

Eine für die Verwendung in diesem tomographischen Röntgen­ abbildungssystem geeignete Ionisationskammerreihe umfaßt eine kammerartige Reihe von Kollektorelektroden einer ersten Polarität, die im gleichen Abstand zwischen zwei parallelen Folienelektroden der entgegengesetzten Polarität angeordnet und in ein ionisierbares Gas hohen Druckes eingetaucht ist. Röntgenenergie tritt in einer Richtung in den Detektor ein, die im wesentlichen parallel zu den kammartigen Elektroden verläuft und tritt in Wechselwirkung mit dem Detektorgas zur Erzeugung von Elektron-Ion-Paaren. Die Elektronen und die Ionien driften unter dem Einfluß eines elektrischen Feldes in einer Richtung im wesentlichen senkrecht, sowohl zur Richtung des einfallenden Strahles als auch der Richtung der linearen Reihe und zwar zu den Sammelelektroden. Die Detektorzellen der erfindungsgemäßen Reihe sind nicht auf eine einzelne Röntgenquelle ausgerichtet, wie die Zellen der in der obigen Patentanmeldung beschriebenen Reihe und sie sind daher gut geeignet zur Verwendung in tomographischen Röntgenabbildungssystemen mit multiplen räumlich verteilten Röntgenstrahlquellen.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden im folgenden unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher erläutert. Im einzelnen zeigt

Fig. 1 ein tomographisches Röntgenabbildungssystem nach dem Stand der Technik,

Fig. 2 ein tomographisches Röntgenabbildungssystem nach der vorliegenden Erfindung,

Fig. 3 eine einzelne Detektorzelle nach dem Stand der Technik und

Fig. 4 eine Ionisationskammerreihe, wie sie in der vor­ liegenden Erfindung brauchbar ist.

Die Fig. 1 veranschaulicht ein tomographisches Röntgenab­ bildungssystem nach dem Stand der Technik. Eine Reihe pul­ sierender Röntgenquellen 20 ist gegenüber einer Reihe von Röntgendetektoren 22 angeordnet. Jeder einzelne Röntgen­ detektor der Reihe 22 umfaßt einen Leuchtstoffschirm 24, der Licht im Verhältnis zur einfallenden Röntgenintensität emittiert. Licht von dem Schirm 24 wird durch eine Linse 26 auf eine fernsehkameraartige Aufnahmeröhre gerichtet, üblicherweise eine Zwischenbildröhre bzw. Superorthicon 28. Elek­ trische Signale von jeder dieser Röhren 28, die eine lineare Ver­ teilung der Röntgenstrahlintensitäten über die Weite eines Schir­ mes 24 repräsentieren, werden zu einem Digitalcomputer zur Verar­ beitung in tomographische Röntgenbilder übertragen.

Die Körperstrukturen 30, die untersucht werden, werden zwischen der Reihe 20 von Röntgenquellen und der Detektorreihe 22 ange­ ordnet. Jede der Röntgenquellen in der Reihe 20 läßt man nach­ einander einen Schauer ionisierender Strahlung 32 erzeugen, der durch die Körperstruktur 30 in verschiedenem Grade abgeschwächt wird und auf die Detektorreihe 22 aufschlägt. Die einzelnen Ele­ mente der Reihe 20 können in einer raschen Reihenfolge gezündet werden, um Röntgenstrahl-Durchlässigkeitsdaten entlang einer Viel­ zahl sich schneidender Pfade durch die Körperstruktur 30 zu lie­ fern, aus denen die Bildinformation konstruiert werden kann. Jede Quelle der Reihe 20 illuminiert jedoch notwendigerweise im wesent­ lichen die gesamte Detektorreihe 22 und die Geschwindigkeit des aufeinanderfolgenden Zündens der einzelnen Quellen ist daher notwendigerweise durch die Geschwindigkeit begrenzt, mit der die Daten von den Detektorelementen, z. B. den Aufnahmeröhren 28, ab­ gelesen werden können. Die von einem einzelnen Röntgenstrahlen­ impuls erzeugte Information muß vollständig aus einem Detektor 28 abgelesen sein, bevor eine andere Quelle der Reihe 20 einen Impuls gibt, damit ein Fehler der Information vermieden wird, die entstehen würde, wenn die Röntgenstrahlen zweier Röntgenquellen den gleichen Detektor während einer einzigen Ableseperiode erreichen.

Fig. 2 gibt ein tomographisches Röntgenabbildungs­ system gemäß der vorliegenden Erfindung wieder. Eine im wesent­ lichen halbkreisförmige Reihe von Röntgenquellen 20 umfaßt eine Vielzahl einzelner Röntgenanoden 40, die durch eine Reihe von Kollimatoren 42 getrennt sind. Die Geometrie der Kolli­ matoren 42 ist so ausgewählt, daß der Röntgenstrahl jeder Anode 40 auf einen im wesentlichen planaren sektorartigen Schauer be­ schränkt ist. Die Röntgenenergie jedes Schauers passiert die Körperstruktur 30 und schlägt auf eine Kurvenlinienreihe eng benachbarter Ionisationskammerdetektoren 44 auf, die in der Ebene des Röntgenstrahlenschauers angeordnet sind. Die Dimensionen und die Geometrie der Kollimatoren 42 sind derart, daß die Breite des Röntgenstrahlschauers begrenzt wird, so daß er nur einen re­ lativ schmalen Sektor der Reihe 44 illuminiert. In der Illustr­ tion der Fig. 2 passieren Röntgenstrahlen der Anode 40 a den Kollimator 42 a zur Bildung eines sektorartigen Schauers 46 a, der auf eine kleine Gruppe 48 a von Detektoren in der Reihe 44 aufschlägt. In gleicher Weise passieren Röntgenstrahlen von der Anode 40 b die Kollimatoren 42 b und schlagen auf eine se­ parate und verschiedene Gruppen 48 b von Detektoren in der Reihe 44 auf.

Die Röntgenquellen in der Reihe 20 werden in Salven impuls­ artig betrieben und das Gruppieren der Quellen für jede Salve ist so ausgewählt, daß die einzelnen Quellen 40 der Salve sepa­ rate und verschiedene Gruppen von Detektoren in der Reihe 44 belichten. Nachdem eine Reihe von Quellen impulsförmig betätigt worden ist, werden die Daten der Detektoren zur Verarbeitung in einen Digitalcomputer abgelesen und eine andere Salve von Quellen, die in ähnlicher Weise ausgewählt ist, eine andere be­ stimmte Detektorgruppe zu beleuchten, wird gezündet. Jeder De­ tektor in der Reihe 44 erhält im allgemeinen Röntgenstrahldaten von einer Anzahl aufeinanderfolgender Salven. Das Gruppieren der einzelnen Detektoren, die durch die Quellen in jeder Salve illu­ miniert werden, verändert sich jedoch. Die Anzahl der Quellen, die gleichzeitig in jeder Salve gezündet wird, ist natürlich eine Funktion des Systems und der Kollimatorgeometrie, die ihrerseits bestimmt ist durch die Größe der untersuchten Körperstruktur, die erforderliche räumliche Auflösung und die erwünschte Bild­ erzeugungszeit. In Abhängigkeit von dieser Geometrie und der Zahl der Detektoren und Quellen in den Reihen kann die Geschwindigkeit der Bildverarbeitung um den Faktor zwei oder mehr über die der tomo­ graphischen Röntgenabbildungssysteme des Standes der Technik erhöht werden.

Die Detektorreihe 44 kann Ionisationskammern der Art umfassen, wie sie in der oben angegebenen Patentanmeldung beschrieben sind. Dieser Detektor umfaßt eine Reihe von Detektorzellen, die durch einzelne Folienkollektorelektroden begrenzt sind, die im wesent­ lichen parallel zur Richtung des einfallenden Röntgenstrahles und senkrecht zur Ebene des Röntgenschauers angeordnet sind. Die einzelnen Zellen eines solchen Detektors sind auf eine ein­ zige Quelle ausgerichtet, um eine hochwirksame Röntgenstrahl­ sammlung und Detektion zu ergeben. Ein solcher Detektor ist zum Gebrauch in einem konventionellen tomographischen Röntgenab­ bildungssystem gut geeignet, das eine einzige Röntgenquelle umfaßt. Beim Einsatz in einem tomogaphischen Röntgenabbil­ dungssystem mit mehreren Röntgenquellen leidet diese Reihe an einem beträchtlichen Verlust an Nachweiswirksam­ keit für Röntgenstrahlen, die von außerhalb des Brennpunktes dieser einzelnen Zellen stammen. Die Ursache für diese Unwirksam­ keit kann unter Bezugnahme auf die Fig. 3 und 4 festgestellt werden, die eine vergrößerte Ansicht einer einzelnen Detektor­ zelle wiedergeben, die durch die Röntgenstrahlen einer Quelle außerhalb des Brennpunktes der Zelle beleuchtet ist. Die Röntgen­ strahlen treffen dort in einem Winkel β auf die Ebene der Zelle auf. Ist R der Radius des Detektorbogens und P der Radius des Betrach­ tungsfeldes beim Körper 30, dann tritt der Maximalwert des Winkels β an der Kante jedes Bildkreises auf, so daß sin β = P/R ist. In einem typischen System in der in Fig. 2 veranschaulichten Art eingesetzt, z. B. zum Betrachten eines schlagenden Herzens, ist P etwa 20 cm und R etwa 75 cm. Dies ergibt einen Maximal­ winkel β von 16°. Die Wirksamkeit der Zelle für schiefe Nachweis­ winkel ist durch den Abstand der Kollektorelektroden d bestimmt. Dieser Abstand d ist, neben anderen Faktoren, durch den Grad der räumlichen Auflösung bestimmt, die von dem System gefordert wird, sowie durch die Zeit, die für die innerhalb erzeugten Elektronen und Ionen erforderlich ist, um unter dem Einfluß eines elektrischen Feldes zu den einzelnen Elektroden zu driften. Ist z. B. die Zelle mit einem Xenon-Detektorgas bei einem Druck von etwa 20 bar gefüllt, dann ist ein Abstand d von etwa 1 mm er­ forderlich, um eine Ansprechzeit von 1 Millisekunde zu erhalten. Das Ansprechen einer solchen Zelle mit einem Elektrodenabstand von einem Millimeter für Röntgenstrahlen, die in einem Winkel β von 16° auftreffen, beträgt nur etwa 14% seiner Wirksamkeit für Röntgenstrahlen, die in einem Winkel von 0° aufteffen. Dieser Wirksamkeitsverlust führt ernste Kalibrierungsprobleme in die Bildrekonstruktions-Algorithmen ein und vergrößert notwendiger­ weise die Strahlungsdosis, die erforderlich ist, um ein Bild einer gegebenen Auflösung zu erzeugen. Das Kalibrierungssystem in einer multiplen Quellenreihe wird natürlich stark durch die tat­ sache vergrößert, daß der Einfallswinkel der Röntgenstrahlen auf jede Zelle für jeden Detektor verschieden ist und daß daher große Zahlen von Kalibrierungsfaktoren gespeichert und benutzt werden müssen.

Fig. 4 gibt eine Ionisationskammerreihe nach der vorliegenden Erfindung wieder, die eine im wesentlichen konstante Nachweis­ wirksamkeit für verschiedene Winkel der einfallenden Röntgenstrah­ len aufweist. Ein Paar planarer leitender Anoden 50 und 52 ist parallel zu einem einfallenden Schauer der Röntgenstrahlung 54 angeord­ net. Eine Vielzahl stabartiger Kathoden 56 ist in gleichem Ab­ stand zwischen den Anoden 50 und 52 angeordnet und liegt im we­ sentlichen parallel zueinander mit ihren längsten Abmessungen im allgemeinen parallel zu den einfallenden Röntgenstrahlen. Ein Anschluß der Spannungsquelle 58 ist mit den Anodenfolien 50 und 52 verbunden. Jede der Kathoden 56 ist durch eine der vielen Stromdetektorkreise 60 mit dem anderen Anschluß der Spannungs­ quelle 58 verbunden. In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung repräsentiert ein gemeinsamer Knotenpunkt der Spannungs­ quelle und der Stromdetektoren das Erdpotential.

Die Polarität der Spannungsquelle und die Position der Erdver­ bindung kann variiert werden, ohne daß die Brauchbarkeit der Erfindung beeinflußt wird und die Bezeichnung der Sammelelektro­ den 50, 52 und 56 als Anoden und Kathoden dient nur der Erleich­ terung der Beschreibung.

Ein Detektorgas 62 füllt den Raum zwischen den Anodenfolien 50 und 52 und den Kathoden 56. Gasart, Gasdruck und der Abstand W zwischen den Elektroden sind unter Anwendung bekannter Methoden so ausgewählt, daß ein großer Anteil (üblicherweise mehr als 70%) der einfallenden Röntgenphotonen im Gas absorbiert werden. Das Detektorgas 62 umfaßt typischerweise ein Edelgas einer hohen Atomzahl, z. B. Xenon, Krypton, Argon oder ein Molekulargas mit Atomen eines Atomgewichtes größer als dem von Argon, d. h. 39,9 bei einem Druck im Bereich von etwa 10 bis etwa 100 bar.

Die einfallenden Röntgenstrahlen 54 treten in Wechselwirkung mit dem Detektorgas 62 zwischen den Anoden 50 und 52 und erzeugen Elektronen-Ionen-Paare. Die Elektronen driften unter dem Einfluß des elektrischen Feldes, das durch die Spannungsquelle 58 auf­ gedrückt wird, zu den Anodenplatten 50 und 52, während die Ionen in ähnlicher Weise auf den Kathoden 56 gesammelt werden. Der Ionenstromfluß zu jeder einzelnen Kathode 56 ist proportional zur Zahl der Wechselwirkungen zwischen den Photonen und den Gas­ atomen in der Region dieser Kathode, so daß die Verteilung des Stromflusses zwischen den einzelnen Stromdetektorkreisen 60 der Reihe eine Funktion der Verteilung der Röntgenstrahlintensität entlang der Detektorreihe ist. Die Richtung der Elektronen- und Ionenbewegung innerhalb des Detektors ist im wesentlichen senk­ recht zur Reihenlänge und zum einfallenden Röntgenstrahl.

Die Kathoden 58 können parallel zueinander unter Erzeugung einer linearen Detektorreihe angeordnet werden. Die Detektoren können auch zueinander in einem kleinen Winkel liegen und so eine ge­ bogene halbkreisförmige Reihe der in Fig. 2 veranschaulichten Art bilden.

Das tomographische Röntgenabbildungssystem nach der vorliegenden Erfindung gestattet das rasche und genaue Abbilden innerer Körperorgane und ist un­ empfindlich gegenüber den verschmierenden bzw. trübenden Wir­ kungen, welche die Bewegung der abzubildenden Organe in den be­ kannten Sytemen erzeugt. Das erfindungsgemäße System ist auch sehr wirksam für die Erzeugung bewegender Bilder von Körperorganen, z. B. eines schlagenden Herzens.

Claims (6)

1. Tomographisches Röntgenabbildungssystem für hohe Geschwin­ digkeit mit einer Reihe von Röntgenquellen (20) um einen zu untersuchen­ den Körper (36), einer Reihe von Röntgendetektoren (44) um den ge­ nannten Körper gegenüber der Reihe von Röntgenquellen und einer Ein­ richtung zum schrittweisen Zünden der Röntgenquellen, mit Kollimato­ ren (42) zwischen jeder der Röntgenquellen und dem Körper, die die Emission der Röntgenstrahlenergie von jeder Röntgenquelle in einen Röntgenstrahl begrenzen, der nur einen Teil der Röntgendetektoren bestrahlt, dadurch gekennzeichnet, daß
die Reihe von Röntgenquellen im wesentlichen eine halbkreisförmige Reihe ist,
daß die Reihe von Röntgendetektoren im wesentlichen eine halbkreis­ förmige Reihe ist, die der Reihe der Röntgenquellen gegenüberliegt,
daß die Einrichtung zum Zünden der Röntgenquellen gleichzeitig Im­ pulssalven der Röntgenquellen zündet, die jeweils zwei oder mehr ausgewählte Röntgenquellen der Reihe von Röntgenquellen umfaßt, und die ausgewählten Röntgenquellen in jeder der Salven so angeordnet sind,
daß jede Quelle in einer Salve einen separaten und verschiede­ nen Anteil der Röntgendetektoren belichtet.

2. Abbildungssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenstrahldetektoren Ionisationskammern sind.

3. Abbildungssystem nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Kollimatoren weiter die Röntgenstrahlen, die von jeder der Quel­ len austreten, zu einem im wesentlichen planaren fächerförmigen Strahl begrenzen.

4. Abbildungssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Detektoren jeweils ein Paar parallel zu der von den Röntgenquellen kommenden Röntgenenergie angeordneten planaren Elektroden (50, 52) und mehrere zwischen den planaren Elek­ troden abstandsgleich angeordnete stabartige Elektroden (56) aufweist, wobei die längste Abmessung der stabartigen Elek­ troden im wesentlichen parallel zur einfallenden Strahlung liegt.

5. Abbildungssystem nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die stabartigen Elektroden (56) im wesentlichen parallel zueinander angeordnet sind.

6. Abbildungssystem nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die stabartigen Elektroden (56) zueinander einen kleinen Winkel bilden.