DE2733586A1 - Vorrichtung zur herstellung energieabhaengiger roentgenbilder eines objektes - Google Patents

Vorrichtung zur herstellung energieabhaengiger roentgenbilder eines objektes

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DE2733586A1
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Description

PATENTANWÄLTE (C / 3 3 5 8
Dipl.-lng. P. WIRTH · Dr. V. SCHMIED-KOWARZIK Dipl.-lng. G. DANNENBERG · Dr. P. WEINHOLD · Dr. D. GUDEL
β FRANKFURT AM MAIN 287014 GR. ESCHENHEIMER STRASSE 3β
Gu/ki Case: PA-871Sb
22. Juli 1977
The Board of Trustees of The Leland Stanford Junior University
Stanford, California 94305 / USA
Vorrichtung zur Herstellung energieabhängiger Röntgenbilder eines Objektes
70988B/0879
Beschreibung
Die Erfindung bezieht sich auf Abbildungssystem für Röntgenstrahlen. Ein hauptsächliches Anwendungsgebiet der Erfindung betrifft die Herstellung von Röntgenquerschnittsbildern, die frei von spektralen Verschiebungsverzerrungen sind und Informationen über die im Querschnitt enthaltenen Materialien aufweisen. Bei einem anderen Anwendungsgebiet bezieht sich die Erfindung auf das Definieren der Materialien bei einem Pro j ektions-Radiograph.
In letzter Zeit wurden mehrere, mit Rechnern arbeitende Tomografie-Instrumente entwickelt, die Röntgenstrahlenquerschnitte der menschlichen Anatomie erzeugen. Dies wird dadurch erreicht, daß die Röntgenstrahlenprοjektionen bei einer Anzahl von verschiedenen Winkeln gemessen werden und ' verschiedene mathematische Techniken ausgenutzt werden, um die dreidimensionale Information su rekonstruieren. Das System des EMI-Gehirnabtasters ist in der Literaturstelle "British Journal of Radiology», Band 46, 1973, Seiten 1023-47 und 1016-1022 in Aufsätzen von J. Ambrose und G.N. Hounsfield.
Eine der größten Ungenauigkeitsquellen dieser Instrumente ist die spektrale Verschiebung der Röntgenstrahlenenergie, wenn diese die verschiedenen Materialien in den Querschnitten durchdringen. Der Logarithmus der gemessenen durchgelassenen Intensität soll ein Maß für die Summe oder das Linienintegral der linearen Abschwächungskoeffizienten längs des Röntgenstrahls sein. Dies trifft zu, wenn eine monoenergetische Strahlenquelle verwendet wird. Derartige Strahlenwuellen haben jedoch eine nicht ausreichende Stärke, um eine vollständige Abtastung innerhalb einer vernünftigen Zeit erreichen zu können. Die Verwendung von Breitband- oder polychromatischen Röntgenstrahlenquellen, die also eine ausreichende Intensität haben, resultiert aber in verschiedenen nicht linearen Verzerrungen oder Artifakten,
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v/eil die Abschwächungskoeffizienten von der Energie abhängen. Wenn der Röntgenstrahl durch verschiedene Dicken und Typen von Material dringt, hat er ein verschiedenes Energiespektrum an der Ausgangsseite, wodurch sich unterschiedlich gemessene Abschwächungskoeffizienten ergeben. Dies ist beschrieben in dem Artikel "An Evaluation of the Quantitative and Radiation Features of a Scanning X-Ray Transverse Axial Tomograph" von E. C. McCullough, et al in "Radiology", Band 111, Juni 1974, Seiten 709-715.
Zur Überwindung dieses Problems werden bei den meisten Instrumenten die eine oder beide der folgenden Abhilfen angewandt: Der Einsatz von V/eglängenkompensatoren und der Einsatz von relativ hochenergetischen Röntgenstrahlen. Diese Abhilfen lösen das Problem leider jedoch nur teilweise. Zu-. sätzlich wird durch die Verwendung von Weglängenkorapensatoren die Strahlung erhöht, der der Patient ausgesetzt wird. Die Verwendung von relativ hoch energetischen Röntgenstrahlen ergibt einen Verlust wichtiger Informationen über die fotoelektrische Komponente des Schwächungskoeffizienten, die verschiedene Gewebearten zu unterscheiden hilft.
Wenn ein Weglängenkompensator mit damit verbundener höherer Strahlung3dosis verwendet wird, so kann die spektrale Verschiebungsverzerrung korrigiert werden, wenn das zu untersuchende Objekt lediglich aus zwei Materialien besteht, beispielsv/eise einem spezifischen Knochentyp und weichem Gewebe. Einige Instrumente verwenden Korrekturen dieses Typs. Diese Korrekturen sind aber wegen der zahlreichen Arten von Knochen und weichem Gewebe nicht zufriedenstellend.
Ein System zur Erzeugung einer allgemeinen Korrektur des Problems ist beschrieben in der US-PS 3 965 358. Dort wird eine Anzahl von spektralen Messungen am durchgelassenen Röntgenstrahl durchgeführt. Diese Informationen werden ver-
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arbeitet, um ein Querschnittsbild zu erzeugen, welches frei von 3pektralen YerSchiebungsverzerrungen ist. Zusätzlich wird dort kein Bild mit einer einzigen Komponente erzeugt, wie dies bei bestehenden Instrumenten geschieht, sondern eine Anzahl von Bildern v/ird hergestellt, die die spezifischen Materialien im betreffenden Querschnitt anzeigen.
In dieser Patentschrift wird jedoch nicht erkannt, daß mit hoher Näherung der lineare Abschwächungskoeffizient der meisten Materialien im Körper in eine fotoelektrische Komponente zerlegt v/erden kann, die sehr stark von der Atomzahl abhängt, und in eine Corapton-Streukomponente, die in erster Linie von der Dichte abhängt. Diese Komponenten können aus verhältnismäßig einfachen Durchgangsmessungen bei niedriger Energie und hoher Energie unter Verwendung von nicht linearen Yerarbeitungsverfahren rekonstruiert werden. Die Verzerrung der Spektralverschiebung wird somit aufgehoben und jedes Material im Querschnitt wird durch seine mittlere Atoazahl (Ordnungszahl) und seine Dichte definiert. Dieses Verfahren ist in einem Artikel der Erfinder der vorliegenden Erfindung "Utilization of Simple Energy Spectrum Measurements in X-Ray Computerized Tomography" beschrieben, der in den "Proceedings of the Conference on Image Processing for 2D and 3D Reconstruction from Projections" am 4. August 1976 erschienen ist.
Dieselbe allgemeine Technik kann bei herkömmlicher Projektionsradiografie eingesetzt werden, um eine zusätzliche Information bezüglich der Materialien im untersuchten Objekt zu erhalten. Bei der Projektionsradiografie ist man auf das Auffinden des Linienintegrals der Abschwächungskoeffizienten an jedem Punkt beschränkt. Diese Koeffizienten repräsentieren das Produkt des Abschwächungskoeffizienten und der Weglänge über den gesamten Weg. Wenn die Projektion bei verschiedenen Energien
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unter Verwendung geeigneter Informationsverarbeitung genommen wird, so können getrennte Bilder erzeugt werden, die das Linienintegral oder die Weglänge verschiedener Materialien im Untersuchungsobjekt darstellen. Ein System dieses Typs ist in der US-PS 3 348 130 beschrieben. Wie beim Fall der Rechnertomografie wurde in dieser Patentschrift ebenfalls nicht erkannt, daß der lineare Abschwächungskoeffizient in eine fotoelektrische Komponente und in eine Compton-Streukomponente verlegt v/erden kann, die auf zv/ei spektralen Messungen basiert. Dies ergibt eine einfachere Zweikoraponentenzerlegung der Projektionsinformation.
Ziel der vorliegenden Erfindung ist es somit, eine Vorrichtung vorzuschlagen, mit der genaue Querschnittsbilder eines Objektes hergestellt werden können, wobei eine polychromatische Röntgenstrahlenquelle eingesetzt wird. Ein weiteres Ziel der Erfindung ist es, die Verwendung von Weglängenkompensatoren zu erübrigen, die die Strahlungsdosis erhöhen. Ein weiteres Ziel besteht darin, mit einfachen Mitteln eine spektrale Anlayse des durchgehenden Strahlenantails eines Röntgenstrahl zu erreichen. Schließlich liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, Bilder darzustellen, die die Atomzahl und die Dichte der im Untersuchungsobjekt vorkommenden Materialien wiedergeben.
Erfindungsgemäß erfolgt die Lösung dieser Aufgaben dadurch, daß Projektionsmessungen des Röntgenstrahlendurchgange3 bei niedrigen und hohen Energien erfolgen. Unter Verwendung einer nicht linearen Informationsverarbeitung v/erden die Linien— integrale der von der Atomnummer abhängigen und der von der Dichte abhängigen Information berechnet. Bei mit Rechnern arbeitenden Tomografiesystemen werden diese verwendet, um die Querschnittsbilder zu rekonstruieren, die frei von Verzerrungen sind, und die die verschiedenen Materialien definieren. Bei der Projektionsradiografie werden die Linienintegrale selbst verwendet, um zwei Bilder auszubilden, die die Weglänge der Materialien im Objekt definieren.
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Die Erfindung wird im folgenden anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert, aus denen sich weitere wichtige Merkmale ergeben. Es zeigt:
Pig. 1 ein Bloclcdiagranm einer Ausführungsform der Erfindung unter Verwendung eines energieselektiven Nachweisgerätes ;
Pig. 1a schematisch ein Beispiel eines solchen energieselektiven Nachweisgerätes unter Verwendung einer Impulshöhenanalyse;
Pig. 1b schematisch ein anderes Beispiel eines energieselektiven Nachweisgerätes unter Verwendung einer Integration;
Pig. 1c schematisch ein weiteres Beispiel eines integrierenden energieselektiven Nachweisgerätes unter Verwendung einer Gaskammer;
Pig. 1d schematisch einen Projektionsrechner;
Pig. 2 schematisch ein Ausführungsbeispiel unter Verwendung einer Polgefilterung;
Fig. 3 schematisch ein Ausführungsbeispiel, bei dem ein zweidimensionales Nachweisgerät (Detektor) verwendet wird;
Fig. 4 schematisch eine Abtastvorrichtung zum Lesen der Projektionsinformation.
Der grundlegende Aufbau der Erfindung ist in Pig. 1 gezeigt. Ein Querschnittsbild wird von einem Objekt 10 hergestellt, welches beispielsweise ein bestimmtes Gebiet der menschlichen Anatomie darstellt. Ein flaches Röntgenstrahlenbündel 11,
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welches von einer kollitnierten Röntgenstrahlenquelle stammt, wird durch den interessierenden Querschnitt geschickt und durch eine Reihe 13 von energieselektiven Detektoren nachgewiesen. Alternativ kann auch ein einzelner Strahl 12 den Querschnitt abtasten, der dann von einem abtastenden, energieselektiven Detektor 14 nachgewiesen wird. Bezüglich der Erfindung sind diese Systeme äquivalent. Im folgenden wird das System lediglich in bezug auf den energie selektiven Detektor 14 beschrieben, wobei dieses entweder einen abgetasteten, energieselektiven Detektor oder einen der Detektoren der Reihe 13 darstellt, v/obei die anderen Detektoren identisch eingesetzt werden.
Es soll der durchgelassene Strahlenanteil 15 in die nachgewiesenen Komponenten mit niedriger Energie und mit hoher Energie zerlegt werden, um den Objektdurchgang in diesen « beiden Spektralgebieten zu messen. Eine Energieschwelle von 50 bis 60 keV kann verwendet werden, um diese beiden Gebiete zu trennen. Der Detektor 14 ist daher ein energie— selektiver Detektor, der Ausgänge 16 und 17 für den niederenergetischen bzw. hochenergetischen Anteil hat.
Beispiele solch eines Detektors werden nachfolgend beschrieben.
Der Zweck der Durchgangsines sung ist es, das Linienintegral des Abschwächungskoeffizienten zu finden. Von den Messungen des Linienintegrals unter mehreren Winkeln und Positionen kann ein Querschnittsbild des Abschwächungskoeffizienten rekonstruiert werden. Wenn eine monoenergetische Röntgen— strahlenquelle verwendet wird, ist der nachgewiesene Ausgang gegeben durch die G-leichung :
= IQexp - J*
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Leider haben monoenergetische Strahlenquellen keine ausreichende Intensität, um Abtastungen in vernünftigen Zeiträumen durchführen zu können. Strahlenquellen mit hoher Energie unter Verwendung von Kathodenstrahlenröhren erzeugen polychromatische Strahlenbündel. Diese erzeugsn einen nachgewiesenen Ausgang, der durch die folgende Gleichung gegeben ist:
I = Js(&)exp[- J*
Mit S(£ ) gleich Energiespektrum der Strahlenquelle und// (£ ) gleich energieabhängiger Abschwächungskoeffizient. Durch Logarithmieren ergibt sich nicht das gewünschte Linienintegral vonJL* oder dessen Ilittelung über das Spektrum, so daß eine verzerrte Rekonstruktion sich ergibt. Diese Verzerrungen oder Artifakte der Spektralverschiebung haben bisher den diagnostischen V/'ert derartiger Querschnitt3bilder stark vermindert.
Die Verzerrung wird au einem Minimum gemacht, wenn jede Projektion ein ähnliches Energiespektrum hat, so daß eine vernünftige Energieraittelung zugeteilt v/erden kann. Um dies zu erreichen, verwenden viele Instrumente, beispielsweise der EMI-Kopfscanner, einen Wegkompensator, wobei ein Viassergefäß an beiden Seiten des Objektes angeordnet ist, um eine konstante Weglänge su erzeugen. Diese Kondensatoren vergrößern jedoch stark die dem Patienten mitgeteilte Strahlungsdosis, weil eine vergrößerte Intensität angewendet werden muß, um ein gegebenes Detektorniveau beizubehalten. Auch bei diesen Kompensatoren können aber verschiedene Materialien im Objekt, insbesondere Knochen, weiterhin spektrale Verschiebungen ergeben. Diese werden bei vielen Instrumenten dadurch verringert, daß relativ hohe Energien eingesetzt werden, wobei die Abschwächung im Knochen primär auf dem Corapton-Streueffekt beruht, wie dies bei weichem Gewebe der Fall ist. Dies entfernt jedoch viel von dem fotoelektrischen
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Absorptionskonponenten des Abschwächungskoeffizienten, der sehr stark von der Atomzahl abhängt. Die Verwendung von relativ hohen Energien verringert also den diagnostischen Viert der sich ergebenden Bilder.
Urn die spektrale Verschiebung ohne Weglängenkompensatoren oder relativ hohe Energien zu beseitigen, benutzt man die wichtige Tatsache, daß im diagnostischen Energiebereich zwischen etwa 25 und 150 keV der Abschwächungskoeffizient sehr stark angenähert in eine fotoelektrische Komponente zerlegt werden kann, die in erster Linie von der Atomzahl abhängt, und in eine Komponente der Compton-Streuung, die in erster Linie von der Dichte abhängt. Bei fast allen Körpermatarialien kann zusätzlich der Abschwächungskoeffizient eine3 Querschnitts^-/ (x,y, ß) zerlegt werden in zwei Grundfunktionan, die durch folgende Gleichung wiedergegeben werden:
a (xfy)
Der erste Term stellt sehr genau die fotoelektrische Komponente dar. Der zweite Term ist als ELein-Nishina— Punktion bekannt, die eine genaue Wiedergabe der Gompton-Streukomponente ist. Diese Funktion wird durch die folgende Gleichung gegeben:
5 "<H + 5»
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rait et gleich £/510 975 keV. Die Genauigkeit, mit der diese "beiden Funktionen eingesetzt werden können, um eine Anzahl von Körpermaterialien wiederzugeben, wurde in der eingangs angegebenen Veröffentlichung der Erfinder nachgewiesen.
Jedes wachsende Gebiet des Objektes 10 kann also durch eine a -und eine a -Komponente wiedergegeben v/erden. Die a - oder fotoelektrische Komponente ist in etwa proportional der vierten Potenz der Atomzahl. Ein Bild der a -Werte ist also im wesentlichen ein empfindliches, von der Atomzahl abhängiges Bild. Die a - oder Gompton-Streukomponente ist proportional zur Elektronendichte. Die Elektronendichte ist im wesentlichen dieselbe wie die Massendichte bei allen Elementen außer Wasserstoff, wo sich ein doppeltes Anwachsen ergibt. Ein Bild der a -Vierte ergibt somit im wesentlichen ein von der Dichte abhängiges Bild. *
Um die gewünschten Querschnittsbilder a (x,y) und ap(x,y) zu berechnen, sind die Linienintegrale dieser Komponenten bei vielen Winkeln und Positionen notwendig. Diese ergeben sich wie folgt:
Ll = I aj_(x»Y)ds and L3 = j* a2<x,y)ds
L und L können nicht direkt gemessen werden. Sie können aber durch eine Messung mit niedriger Energie I bzw. durch eine Messung bei hoher Energie I- bemessen werden, die die Ausgänge 16 bzw. 17 des energieselektiven Detektors 14 sind. Dies ergibt die folgenden Gleichungen:
= J* S(S)D1(S)WCp - ~ - VknCS) \
- "4 " L2fKNC&)
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mit S( S ) gleich Quellenspektrum und D(G) und D ( £ ) gleich Detektorspektren im niedrigen "bzw. hohen Energiebereich. Es ergeben sich also zwei nicht lineare Integralgleichungen mit zwei unbekannten L und L_. Ein Projektionsrechner 18 löst diese simultanen Gleichungen und erzeugt die gewünschten Linienintegrale, wobei Pos. 19 gleich L ist, nämlich das von der Atomzahl abhängige Signal, und Pos. 20 gleich L , d.h. das von der Dichte abhängige Signal.
Die Rekonstruktion des Querschnittsbildes von diesen Projektionen ist bekannt. Einige der Methoden schließen die Fourier-Transformationsrnethode ein, die Drehmethode und die algebraische Rekonstruktionstechnik (ART). Eine Erörterung dieser Techniken kann im Aufsatz "Three Methods for Reconstructing Objects Prom X-Rays: A Comparative Study" von G.T. Herman und S.W. Rowland in "Computer Graphics and Image Processing", Band 2, 1973, Seiten 151-178, nachgelesen werden. Ein Rekonstruktionsrechner ist auf eine dieser Methoden programmiert und wird verwendet, um ein von der Atomzahl abhängiges Bildsignal und ein von der Dichte abhängiges Bildsignal 23 zu erzeugen.
Diese Signale werden einer Darstellung 24 zugeleitet, wo die beiden Bilder gleichzeitig oder nacheinander dargestellt werden. Die Darstellung kann eine gewichtete Summe der beiden Signale wiedergeben, un die gewünschten Aspekte jedes Signals heraus zuheben. In diesem Pail ist die sich ergebende Darstellung vergleichbar mit derjenigen, die mit einer monoenergetischen Strahlenquelle erreicht wird. Die einzelne Energie jedoch steht unter Kontrolle durch Auswahl der relativen Gewichtungen.
Alternativ kann die Darstellung 24 farbig sein, wobei jede Komponente eine verschiedene Farbe darstellt und daher schnell unterscheidbar ist. Ein Gebiet mit größerem Abschwächungskoeffizienten kann also eindeutig gegenüber einer größeren mittleren Atomzahl oder einer größeren Dichte abgegrenzt werden.
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V/eil L und L die Linienintegrale der beiden energieabhängigen Komponenten a und a sind, sind sie vollständig frei von Verzerrungen bedingt durch die Spektralverschiebung. Die sich ergebenden Bilder definieren daher nicht nur die Materialien im Querschnitt, sondern sind auch frei von verzerrenden Artifakten.
Die Pig. 1a, 1b und 1c erläutern spezielle Ausführungsformen von energieselektiven Detektoren 14. In Fig. 1a erregt der durchgelassene Röntgenstrahl 15 einen Detektor 30. Dieser kann ein Kristallscintillator sein, dem ein Fotodetektor nachgeschaltet ist, oder eine proportional betriebene Gaskammer. Eine einzige Schwelle ist in einem Impulshöhenanalysator 32 eingestellt, der Impulse über der Schwellenamplitude abgibt, die gemessen wird, und das hochenergetische Projektionssignal 17 abgibt. Der Analysator 32 gibt fernerhin Impulse unterhalb der gemessenen Schwellenamplitude ab und erzeugt somit das niederenergetische Signal 16.
Pig. 1b zeigt eine integrierende Version eines energieselektiven Detektors 14. Integrierende Detektoren sind oft die einzige Wahl, wenn hohe Zählraten vorliegen, bei denen die einzelnen Impulse nicht mehr aufgelöst werden können. Diese hohen Zählraten sind charakteristisch für ait Rechnern arbeitende Tomograflesysteme, die ein schnelles Abtasten verwenden und eine hohe Genauigkeit der Dichte erzielen. In diesem System bestehen Kristallscintillatoren 40 und 41 aus typischem Scintillationsmaterial, beispielsweise Natriumiodid. Sie sind voneinander durch eine lichtundurchlässige Schicht getrennt, beispielsweise aus Papier oder undurchsichtigem Kunststoff. Die meisten der hochenergetischen Komponenten des durchgelassenen Strahlenanteils 15 verlieren ihre Energie und erregen den Kristall 41 wegen ihrer längeren mittleren freien V/ege. Potonen mit niedriger Energie jedoch verlieren ihre Energie größtenteils im Kristall 40, weil sie kürzere mittlere Weglängen wegen der größeren Abschwächung pro
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Längeneinheit bei niedrigeren Energien haben. Vom Kristall geht kein Licht auf den Kristall 40 über und umgekehrt, weil die Abdeckung 42 sich dazwischen befindet. Diese Schicht ist bezüglich Röntgenstrahlen jedoch transparent. Ein lichtempfindlicher Detektor 41, beispielsweise ein Fotomultiplier, nimmt da3 Licht aus dem Scintillationskristall 41 auf und erzeugt das hochenergetische Projektionssignal 17. Ein lichtempfindlicher Detektor 43 empfängt das Licht vom Kristall und erzeugt das niederenergetische Projektionssignal 16. Abweichend vom System nach Fig. 1a überlappen sich die von den Signalen 17 bzw. 16 erzeugten Energiespektren beträchtlich. Die Nachweisspektren D ( £) und D ( β) haben also einen gemeinsamen Bereich. Dies wird jedoch beim Projektionsrechner 18 in Pig. 1 berücksichtigt und verschlechtert die Resultate nicht wesentlich.
Fig. 1c erläutert eine weitere Ausführungsform eines integrierenden energieselektiven Detektors 14. Dort wird eine mit Gas gefüllte Ionisierungskammer verwendet, die mit einem Gas 35, beispielsweise Xenon oder Argon, gefüllt ist. Ein Draht mit einer ersten Hälfte 37 und einer aweiten Hälfte 39 wird verwendet, der isolierte Anschlüsse zu den Ausgängen 16 bzw. 17 hat, die an der Stirnseite bzw. Rückseite der Kammer durch abgedichtete Wände geführt sind. Ein elektrisches Feld wird zwischen den beiden Drahtteilen 37 und 39 und der Kammerwand 36 erzeugt. Der durch das Objekt gegangene Strahlenanteil 15 erzeugt Ionisierungsereignisse im Gas 35. Die Elektronen und Ionen werden vom Feld zum Draht und zur Viand gezogen, und zwar abhängig von der Polarität.
Das Isolierstück 38 trennt die beiden Drahtstücke 37 und Die Ausgangssignale 16 und 17 hängen also davon ab, wo die Ionisation stattfindet. Relativ niederenergetische Röntgen Strahlenfotonen verlieren ihre meiste Energie im Anfangsteil der Kammer und erzeugen daher das niederenergetische Projektionssignal 16. Diese niederenergetischen Fotonen haben eine höhere Wahrscheinlichkeit der Ereigniserzeugung auf einem kürzeren Weg, weil der Abschwächungskoeffizient
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des Gases 35 bei diesen niedrigeren Energien größer ist.
Höher energetische Fotonen verlieren ihre meiste Energie im anschließenden Teil der Kammer und erzeugen daher das hochenergetische Projektionssignal 17. Ähnlich wie in Fig.
1b werden daher die gesammelten Röntgenstrahlenfotonen in niedrige und hohe Energien in einer einfachen Konstruktion aufgeteilt.
Fig. 1d erläutert eine Ausführung3form des Projektionsrechners 18. Wie vorstehend erwähnt, nimmt der Rechner zwei Intensitätsmessungen auf, die das niederenergetische und das hochenergetische Projektionssignal 16 bzw. 17 darstellen. Der Rechner löst die vorstehend wiedergegebenen nicht linearen Integralgleichungen für die Linienintegrale L und L die das von der Atomzahl abhängige Signal 19 bzw. das von der Dichte abhängige Signal 20 darstellen. Diese Integralgleichungen können näherungsweise wie folgt gelöst werden:
= C0+ C1L1+ C2L2+ C3L! + C4L2" +
Die Konstanten bQ, ...tb und co,...,c„ können analytisch durch Verwendung bekannter Spektralausgänge der Röntgenstrahlen· quellen und Detektoren sowie der bekannten spektralen Abhängigkeit der Abschwächungskoeffizienten von Materialien bestimmt werden. Eine einfache Alternative besteht darin, eine Anzahl von verschiedenen Dicken herzustellen. Acht verschiedene Dicken zweier Materialien werden so verwendet, und zwar mit bekannten Werten L1 und L„· Acht Paare von Intensitäts-Durchlässigkeitsmessungen werden mit I1 und I2 den niederenergetischen und hochenergetischen Projektionssignalen, gemacht. Die sechzehn Gleichungen werden verwendet, um
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bezüglich der sechzehn Konstanten b und c aufzulösen. Dies wird lediglich beim anfänglichen Einrichten eines PolynomInal-Rechners 54 mit zwei Komponenten getan. Diese Konstanten werden dauernd einprogrammiert und verwendet, um die zwei polynomische Gleichungen zu lösen, wobei analoge oder digitale Techniken zur Anwendung kommen. Obgleich zusätzliche Terme (Summanden ) für eine größere Genauigkeit verwendet werden können, genügen die gezeigten Gleichungen für die meisten Anwendungsfälle in der radiologischen Diagnostik.
Der polynomische Rechner 54 verwendet die Logarithmen der nxederenergetischen bzw. hochenergetischen Projektionssignale 16 und 17, um das von der Atomzahl abhängige Signal 19 und das von der Dichte abhängige Signal 20 zu erzeugen. Diese Logarithmen werden wegen der grundsätzlichen exponentiellen , Abhängigkeit zv/ischen den gewünschten Linienintegralen L und L entsprechend den Signalen 19 und 20 und den gemessenen Intensitäten I und I9 entsprechend den Signalen 16 und genommen. Logarithmische Strukturen 50 und 51 werden also verwendet, um ein Signal 52 herzustellen, nämlich den Logarithmus des nxederenergetischen Projektionssignals 16 und ein Signal 53, nämlich den Logarithmus des hochener— getischen Projektionssignals 17. Diese Strukturen können digitale Rechner oder Analogschaltungen sein, beispielsweise Halbleiterdioden, die eine logarithmische Beziehung zwischen Strom und Spannung haben.
Weil der Abschwächungskoeffizient bei niedrigen Energien größer ist, können sich Probleme mit wachsenden StörSignalen im von der Atotnzahl abhängigen Signal 19 ergeben, die auf der hohen Abschwächung des Körpers beruhen. Wenn das Störsignal verringert werden soll, kann dies dadurch erfolgen, daß die räumliche Auflösung in lediglich dieser Komponente geopfert wird. Wenn ein Abtastsystem verwendet wird, so wird ein !Tiefpaßfilter 55 eingesetzt, um über einige
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Projektionseletnente zu mitteln und ein Signal mit verringerter Bandweite und verringertem Störsignalanteil herzustellen. Wenn eine parallele Reihe, wie die Reihe 13 von Pig. 1, verwendet wird, so wird dieses Filtern durch Mitteln des Signals 19 über eine Anzahl von benachbarten Elementen erreicht.
Die vorstehenden Ausführungsforraen verwendeten energieselektive Detektoren mit spektralen Empfindlichkeiten D(S) und D (£>). V/erden einfachere Detektoren gewünscht, so können die energieselektiven Daten nacheinander erhalten werden. Bezüglich der vorherigen simultanen Integralgleichungen S(£)D (? ) und S(6 )D ( 6 ) werden diese durch die Gleichungen S1(^ )d( £,) und S2(E )D( 6 ) ersetzt, wobei D(6 ) der feste spektrale Detektorausgang ist und S1(£ ) und S(G) die Sequenz der verwendeten Strahlenquellenspektren ist. Pig. 2 zeigt eine fächerförmige Konfiguration als Ausführungsbeispiel von sequentieller Datensammlung. Der Ausgang einer Röntgenstrahlenquelle 16 wird in ein fächerförmiges oder blattförmiges Strahlenbündel 62 kollimiert, wobei ein Kollimator 61 Verwendung findet, der mit Ausnahme eines Schlitzes für die Strahlen undurchlässig ist. Ein Filterrad 63 wird verwendet, um ein Filter für niedrige Energie 64 und ein Filter für hohe Energie 65 auf geeignete Art und Weise in das Strahlenbündel 62 zu bringen. Das Filter 64 kann ein Gadolinium sein, welches eine K-Absorptionskante von etwa 50 keV hat, welche ein geeignetes Ende für ein niederenergetisches Filter bildet. Das Filter 65 kann molybdän sein, welches unter Verwendung einer geeigneten Dicke einen Filterausgang von etwa 50 bis 100 keV bildet. Die gefilterten Röntgenstrahlen werden durch das Objekt 10 geschickt und von einer Detektorreihe 66 gemessen. Der Ausgang eines Detektorelementes 67 ist mit einem Schalter 68 verbunden, der das Ausgangssignal an einen Speicher weiterleitet, beispielsweise einen digitalen
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Speicher oder einen Kondensator. Entsprechend wird mit den anderen Datektoreleraenten der Reihe 66 verfahren. Fängt also das niederenergetische Filter 64 das Röntgenstrahlenbündel 62 auf, so verbindet der Schalter 68 den Detektorausgang mit einem Speicher 69, dessen Ausgang das niederenergetische Projektionssignal 16 darstellt. Ähnlich wird das hochenergetische Filter 65 verwendet, wobei der Schalter mit einen Speicher 70 verbunden ist, dessen Ausgang dem hochenergetischen Projektionssignal 17 entspricht. Es sind also gleichseitig Projekt!onssignale für den Rechner 18 vorhanden.
Ein anderer Mechanismus sura Ändern des Röntgenstrahlenspektruras besteht ira Ändern der Spannung der Röntgenröhre. Wenn die Röntgenstrahlenquelle 60 eine herkömmliche Röntgenröhre ist, so wird deren Hochspannungsquelle 59 dann über eine Steuerung 58 gesteuert. Das Steuerungssystem kann ein herkömmlicher einstellbarer Transformator sein, wie er für die Spannungsversorgung bei Hochspannungsanlagen Verv/endung findet. Die Spannungssteuerung kann das einzige Mittel sum Ändern bzw. Einstellen des Energiespektrums sein, wobei also das Filterrad 63 nicht verwendet wird und niedrige Spannungen zur Erzeugung des niederenergetischen Projektionssignals 16 eingesetzt werden und höhere Spannungen für die Erzeugung des hochenergetischen Projektionssignals 17. Der Schalter 68 wird dabei dementsprechend eingestellt. Man erhält aber bessere Resultate, wenn die Steuerung 58 zusammen mit dem Pilterrad 63 verwendet wird, um einen höheren Grad an spektraler Abweichung zwischen den beiden Energiespektren zu erhalten.
Die bisher beschriebenen Vorrichtungen messen einen einzigen Schnitt durch das Objekt 10. In Fig. 3 wird eine zweidimensionale Projektion durch das Volumen des Objektes 10 erhalten, wobei also Projektionen gleichzeitig in mehreren Querschnitten getnssen v/erden. Wenn diese Daten unter zahl-
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reichen Winkeln aufgenommen v/erden, so kann das gesamte dreidimensionale Volumen rekonstruiert werden. Um die wesentlichen Vorteile der spektralen Zerlegung zu erhalten, kann ein zweidimensionaler, energieselektiver Detektor verwendet werden. In Pig. 3 ist gezeigt, daß zwei scintillierende Phosphorschichten 71 und 73 mit einem Film 72 mit doppelter Emulsion sandwichartig zwischen diesen Schichten vorgesehen ist. Die scintillierenden Phosphorschichten können beispielsweise ähnlich den Calcium-Wolframschirmen ausgebildet sein, die "bei der herkömmlichen Radiografie eingesetzt werden. Die relativ niederenergetischen Fotonen wirken primär im Phosphor 71, während die höher energetischen Fotonen primär im Phosphor Reaktionen auslösen. Der Film mit der doppelten Emulsion ist durch eine lichtundurchlässige Schicht 76 getrennt, -die "bezüglich Röntgenstrahlen-transparent ist. Die Emulsion 74 speichert also die niederenergetische Übertragungsinforraation und die Emulsion 75 die hochenergetische Übertragungsinformation· Diese werden entwickelt, getrennt und abgetastet, um die gewünschten Projektionssignale zu ergeben. Wie in Fig. 4 gezeigt ist, wird die entwickelte, transparente Emulsion 74 über eine Lichtquelle 80 beleuchtet und unter Zwischenschaltung einer Linse 81 auf einer Fernsehkamera 82 abgebildet. Wenn die Schicht 74 abgetastet wird, so erzeugt sie das niederenergetische Transmissionssignal 16 über eine gesamte Ebene. Die ähnlich entwickelte transparente Schicht 75 erzeugt das hochenergetische Übertragungssignal 17. Diese Signale werden gespeichert und im System von Fig. 1 verwendet, um jeden Querschnitt im gesamten Volumen zu rekonstruieren.
Die zweidimensionalen Daten können nacheinander unter Verwendung des Filterrades 63 und/oder der Hochspannungssteuerung 58 der Fig. 2 erhalten werden, wobei das Spektrum im System von Fig. 3 nacheinander geändert wird. In diesem Fall kann ein einfacher Detektor verwendet werden, beispielsweise scintillierender Phosphor 71 und die Emulsion 74.
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Zwei Emulsionen v/erden nacheinander bestrahlt, wobei die aufeinanderfolgenden Energiespektren verwendet werden, und ein Mechanismus, der den Film auswechselt. Die sich ergebenden entwickelten Emulsionen werden wiederum nacheinander abgetastet, v/ie dies in Fig. 4 gezeigt ist.
Um gleichzeitige Ausgangssignale für das niederenergetische und hochenergetische Übertragungssignal zu erhalten, kann der PiIm 72 mit der doppelten Emulsion ein Farbfilm mit wenigstens zwei getrennten, farbsensitiven Emulsionen 74 und 75 sein. Die scintillierenden Phosphorschirme 71 und 73 können so ausgebildet sein, daß sie verschiedene Farben ergeben oder Farbfilter können zwischen die Schirme und die Emulsionen eingebracht werden. Dadurch wird eine durchsichtige Schicht in zwei Farben hergestellt, wobei jede , Farbe die Durchlässigkeit bei einem gegebenem Spektrum wiedergibt. Dies kann, wie in Fig. 4 gezeigt, beleuchtet werden, wobei die Kamera 82 eine Farbkamera ist, die wenigstens zwei Ausgangssignale erzeugt, von denen jedes eine Farbe wiedergibt. Die Ausgangssignale, die den abgetasteten Zweifarbendias entsprechen, geben gleichzeitig die Übertragungssignale 16 bzw. 17 für die niedrige bzw. hohe Energie v/ieder.
Bezüglich der Vorrichtungen der Fig. 3 und 4 wurde angegeben, daß energieselektive zweidimensionale Projektionen hergestellt wurden, die anschließend mit anderen Projektionen bei vielen Winkeln verwendet wurden, um dreidimensionale ■ Rekonstruktionen herzustellen. Es kann jedoch die verarbeitete Projektionsinfornation selbst eine wertvolle Zusatzinformation für die herkömmliche Radiografie mit einer einzigen Projektion sein. Projektionen können durch eine der Ausführungsformen der Fig. 3 und 4 erhalten werden, um die niedrig- bzw. hochenergetischen Übertragungssignale zu erhalten, die die zweidimensionale Projektionsinformation
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darstellen. Diese Information kann verarbeitet v/erden, beispielsweise ita Projektionsrechner 18 von Fig. 1, um die Signale 19 und 20 zu erhalten, die von der Atomzahl "bzw. Dichte abhängen. Diese können in einer Anzeige oder in einem Drucker verwendet werden, um getrennte Bilder der verarbeiteten Information auszubilden. Obgleich dies Projektionsbilder sind, bei denen viele Ebenen übereinanderliegen, wächst dadurch der Informationsgehalt. Beispielsweise ist das von der Dichte abhängige Bild, welches vom Signal 20 abgeleitet wird, relativ frei vom Knochen und konzentriert sich primär auf v/eiches Gewebe. Dieses Signal bzw. Bild ist daher zur Darstellung verschiedener Schädigungen nützlich, die sich unter einem Knochen befinden, beispielsweise bei Tumoren. Verschiedene Korabinationen der beiden Bilder können verwendet werden, um spezifische Materialien zu verstärken oder zu unterdrücken. Mit einer richtigen Kombination der beiden verarbeiteten Signale 19 und 20 können beispielsweise Materialien, wie Knochen, vollständig zum Verschwinden gebracht werden.
Bei der verwendeten spektralen Zerlegung wird die fotoelektrische Komponente, die von der Atomzahl abhängt, stark angenähert von a1/ß in dem interessierenden Gebiet. Pur eine größere Genauigkeit kann es nützlich sein, komplexere Annäherungen zu verwenden, beispielsweise a /£ + a /g .
In diesem Pail muß eine zusätzliche Übertragungsmessung durchgeführt werden, um die neue Komponente zu erbringen. Dadurch werden insgesamt drei Projektionssignale notwendig, zwei Signale in den niederenergetischen Gebieten und ein Signal im hochenergetischen Gebiet, wodurch die Zerlegung in die drei Komponenten erhalten wird.
Die bisher beschriebenen Vorrichtungen ermöglichen zwei Verbesserungen bei Abbildungssystem von Querschnitten, nämlich die Eliminierung der auf spektraler Verschiebung beruhenden Verzerrungen und die Herstellung von zwei rekonstruierten
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Bildern, die die spezifischen Materialcharakteristiken eines jeden Elementes im Querschnitt definieren. Bei einigen Vorrichtungen ist lediglich ein einziges, unverzerrtes Bild notwendig. In diesem Fall werden die niederenergetischen und hochenergetischen Signale 16 "bzw. 17 (vgl. Fig. 1) im Projektionsrechner verwendet, um ein einsiges, verarbeitetes Signal 19 zu "bilden, wobei also das Signal 20 nicht verwendet wird. Dieses verarbeitete Signal 19 ist allgemein das Linienintegral einer energieunabhängigen Komponente. Das Signal 19 ist also entweder L nämlich das Linienintegral von a , der Atomzahl abhängigen Komponente, oder L?, nämlich das Linienintegral von a der dichteabhängigen Komponente. Das alternativ verarbeitete Signal 19 stellt eine andere Kombination dieser beiden dar und ist auch energieunabhängig. In diesem Fall wird der Abschv/ächungskoeffizient (j (S) effektiv in einen unterschiedlichen Satz von zwei Funktionen zerlegt. Da3 einzige verarbeitete Signal 19, welches bei einer Vielzahl von Winkeln erhalten wird, wird dann im Rekonstruktionsrechner 21 verwendet, um das Rekon3truktions Bildsignal 22 zu erzeugen. Wie erwähnt, kann das Signal entweder ein von der Atomzahl abhängiges Bildsignal wiedergeben, ein von der Dichte abhängiges Bildsignal, oder eine Kombination dieser beiden Signale. Die Darstellung 24 wird eine Darstellung für eine einzige Komponente, die ein Bild erzeugt, welches frei von Verzerrungen aufgrund spektraler Verschiebungen ist.
Wichtig bei der Erfindung ist es somit, daß Projektionsmessungen vom durchgelassenen Röntgenstrahlenanteil im niederenergetischen und hochenergetischen Gebiet gemacht werden. Diese werden in einem lichtlinearen Verarbeitungs— gerät kombiniert, um eine von der Atomzahl abhängige und eine von der Dichte abhängige Projektionsinformation zu liefern. Diese Information wird verwendet, um Querschnittsbilder herzustellen, die frei von Verzerrungen aufgrund spektraler Verschiebungen sind und die spezifischen
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- 31 Materialeigenschaften vollständig definieren.
Die im Vorstehenden verwendete Bezeichnung £> bedeutet die Energie, χ und y sind (kart esische) Koordinaten.
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Claims (19)

  1. Patent- bzw. Schutzansprüche
    ί1.]Vorrichtung zur Herstellung energieabhängiger Röntgenbilder eines Objektes, gekennzeichnet durch eine Röntgenstrahlenquelle (60), die sich auf einer Seite des Objektes (10) befindet, und die ein Röntgenstrahlenbündel (11, 12) erzeugt, welches das Objekt durchstrahlt, wobei die Röntgenstrahlenquelle ein Energiespektrutn innerhalb des diagnostischen Energiebereiches aussendet,
    einen energieselektiven Röntgenstrahlendetektor (13, 14), der sich an der Seite des Objektes befindet, die der Seite der Röntgenstrahlenquelle entgegengesetzt ist, ' Mittel zum Messen des durchgelassenen Anteils an Röntgenstrahlen durch das Objekt mittels des Detektors, und zwar in einem niederenergetischen und in einem hochenergetischen Bereich des diagnostischen Röntgenstrahlenspektrums, womit ein niederenergetisches Projektionssignal (16) und ein ! hochenergetisches Projektionssignal (17) erzeugt wird, wobei der Röntgenstrahlendetektor in einen ersten Teil unterteilt ist, der das vom Röntgenstrahl anfänglich durchquerte Material wiedergibt, und in einen zweiten Teil, der das restliche Material wiedergibt, welches vom Röntgenstrahl durchquert ist, wobei Mittel (18) vorgesehen sind, mit denen getrennt die Ausgangssignale beider Teile nachgewiesen werden, um Projektionssignale (19» 20) für die niedrige Energie bzw. für die hohe Energie zu erzeugen,
    einen Rechner (21), der das niederenergetische Projektionssignal und das hochenergetische Projektionssignal verarbeitet und ein von der Atomzahl abhängiges Signal (22) erzeugt, welches im wesentlichen vom Linienintegral der Atomzahl des Objektes abhängt, sowie ein von der
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    Elektronendichte abhängiges Signal (23), welches im wesentlichen vom Linienintegral der Elektronendichte des Objektes abhängt,
    ferner durch Mittel (24) zur Verwendung einer Vielzahl der von der Atomzahl abhängigen Signale und einer Vielzahl von von der Elektronendichte abhängigen Signale, zur Erzeugung energieabhängiger Röntgenstrahlenbilder des Objektes.
  2. 2. Vorrichtung nach Anspruch 1,
    dadurch gekennzeichnet, daß Mittel vorgesehen sind, mit denen die Durchlassigkeitstnessung der Röntgenstrahlen durch das Objekt (10) bei einer Vielzahl von Winkeln durchgeführt wird, wobei bei jedem der Winkel eine Vielzahl von von der Atomzahl abhängigen Signale (16) erzeugt wird, sowie eine Vielzahl von von der Elektronendichte abhängigen Signale (17), und wobei die Mittel zur Verwertung der von der Atomzahl abhängigen Signale und der von der Elektronendichte abhängigen Signale folgende Mittel umfassen:
    Mittel (21) zum Rekonstruieren der von der Atomzahl abhängigen und von der Elektronendichte abhängigen Querschnittsbilder des Objektes unter Verwendung der Vielzahl der von der Atomzahl abhängigen und der von der Elektronendichte abhängigen Signale, die verschiedene Winkel wiedergeben, und
    Mittel (24) zum Darstellen der von der Atomzahl abhängigen und der von der Elektronendichte abhängigen Querschnittsbilder.
  3. 3. Vorrichtung nach Anspruch 2,
    dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (24) für die Darstellung der von der Atomzahl abhängigen und der von der Elektronendichte abhängigen Querschnittsbilder Mittel zur Erhaltung einer gewichteten
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    Summe der beiden Bilder einschließen, wobei ein zusammengesetztes Bild hergestellt wird, welches eine spezielle Energie wiedergibt.
  4. 4. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (24) für die Darstellung der von der Atomzahl abhängigen und der von der Elektronendichte abhängigen Querschnittsbilder eine zusammengesetzte Farbwiedergabe einschließen, wobei jedes Bild von einer verschiedenen Farbe wiedergegeben ist.
  5. 5. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Detektormaterial ein Scintillator (40, 41) ist, und daß die Mittel für den getrennten Nachweis der Ausgangssignale der ersten und zweiten Teile lichtempfindliche Detektoren (43, 44) sind, die optisch mit beiden Teilen verbunden sind.
  6. 6. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Detektormaterial ein Gas (35) ist, und daß die Mittel für den getrennten Nachweis der Ausgänge der ersten und zweiten Teile elektrisch isolierte Verbindungen (37, 39) sind, mit denen die in jedem Abschnitt erzeugte Ladung gesammelt wird.
  7. 7. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Röntgenstrahlendetektor ein zweidimensionales Bild erzeugt, und daß mit ihm eine zweidimensionale Projektion durch das Objekt (10) gespeichert wird.
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    -ψ -
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  8. 8. Vorrichtung nach Anspruch 7,
    dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zum Messen der Röntgenstrahlendurchlässigkeit durch das Objekt (10) im niederenergetischen und hochenergetischen Bereich des diagnostischen Röntgenstrahl en-Energiespekt rums Mittel (59» 58; 63) für eine zeitliche Änderung des Energiespektrums des Röntgenstrahlenbündels (11) zwischen den beiden Energiebereichen einschließen und die sich ergebenden Bilder speichern, und daß die Mittel zur Erzeugung der niederenergetischen und hochenergetischen Projektionssignale einen Abtaster zum Abtasten der gespeicherten Bilder einschließen.
  9. 9. Vorrichtung nach Anspruch 7,
    dadurch gekennzeichnet, daß der Röntgenstrahlendetektor (14) zwei parallele
    scintillierende Schichten (74, 75) einschließt, und daß die Mittel zum Messen der Röntgenstrahlentransmission durch das Objekt (10) im nieder energetischen und im hochenergetischen Bereich ein Paar von lichtempfindlichen Speichern einschließt, die mit jedem der beiden scintillierenden Schichten verbunden sind, und daß die Mittel zur Erzeugung der niederenergetischen und hochenergetischen Projektionssignale (19, 20) einen Abtaster zum Abtasten eines jeden der gespeicherten Bilder einschließen.
  10. 10. Vorrichtung nach Anspruch 1,
    dadurch gekennzeichnet, daß der Rechner Mittel (54) zur Lösung zweier simultaner Integralgleichungen einschließt, wobei jede Gleichung das Projektionssignal ist, welches dem Integral gleichgesetzt 1st, wobei das Integral über das Energiespektrum des Röntgenstrahlenbündels (11) und des Röntgenstrahlendetektors (13, 14) des Exponenten von minus dem Atomzahl abhängigen Signal multipliziert mit dessen Energieabhängigkeit minus dem dichteabhängigen Signal multipliziert
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    mit dessen Energieabhängigkeit genommen wird.
  11. 11. Vorrichtung nach Anspruch 10,
    dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zum Lösen der "beiden simultanen Integralgleichungen Mittel (54) zum Lösen zweier simultaner polynomischer Gleichungen einschließen, wohei jede polynomische Gleichung der Logarithmus des Projektionssignales ist, der der Summe einer Vielzahl von Summanden gleich gesetzt ist, wobei jeder Summand das Produkt eine3 konstanten Ausdruck ist, und das von der Atomzahl abhängige Signal in eine ganzzahlige Potenz erhoben ist und das von der Dichte abhängige Signal ebenfalls in eine ganzzahlige Potenz erhoben ist.
  12. 12. Vorrichtung nach Anspruch 1,
    dadurch gekennzeichnet, daß der Rechner einen Filter (55) zum Filtern des von der Atomzahl abhängigen Signals einschließt, wodurch der Störanteil dieses Signals verringert wird.
  13. 13. Vorrichtung zur Herstellung energieabhängiger Röntgenbilder eines Objektes, gekennzeichnet durch eine polychromatische Röntgenstrahlenquelle (60), die sich an einer Seite des Objektes (10) befindet, und die ein Röntgenstrahlenbündel (11, 12) erzeugt, einen Röntgenstrahlendetektor (13, 14), der sich an der der Röntgenstrahlenquelle entgegengesetzten Seite des Objektes befindet,
    Mittel zum Messen der Röntgenstrahlentransmission durch das Objekt mittels des Röntgenstrahlendetektors in einem niederenergetischen und einem hochenergetischen Bereich des diagnostischen Röntgenstrahlenspektrums in einer Vielzahl von Winkeln, wobei eine Vielzahl von niederenergetischen
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    Projektionssignalen (16) und eine Vielzahl von hochenergetischen Projektionssignalen (17) erzeugt wird,
    einen Rechner (18) zur Verarbeitung eines jeden der niederenergetischen Projekt ions signale und der hochenergetischen Projektionssignale, zur Erzeugung einer Vielzahl von verarbeiteten Signalen (19, 20), die die Linienintegrale einer energie abhängigen Komponente sind, v/obei die verarbeiteten Signale eine Kombination der Komponenten der Comptonstreuung und der fotoelektrischen Absorption der Abschwächungskoeffizienten wiedergeben, und durch Mittel (21), die die verarbeiteten Signale verwenden, um das Querschnittsbild de3 Objektes zu rekonstruieren, welches frei von spektralen Verschiebungen ist.
  14. 14. Vorrichtung zur Herstellung energieabhängiger Röntgenbilder eines Objektes, gekennzeichnet durch
    eine Röntgenstrahlenquelle (60) an einer Seite des Objektes (10), die ein Röntgenstrahlenbündel (11, 12) erzeugt, welches das Objekt durchquert, einen Röntgenstrahlendetektor (13, 14), der an der Seite des Objektes gegenüberliegend der Röntgenstrahlenquelle angeordnet ist, wobei der Röntgenstrahlendetektor eine Struktur ist, die ein zweidimensionales Bild erzeugt, um eine zv/eidimensionale Projektion durch das Objekt zu speichern,
    Mittel zum Messen der Röntgenstrahlentransmission durch das Objekt mit dem Röntgenstrahlendetektor im niederenergetischen und hochenergetischen Bereich des diagnostischen Röntgenstrahlenspektrums, wobei ein niederenergetisches Projektionssignal (16) und ein hochenergetisches Projektionssignal (17) erzeugt werden,
    durch einen Rechner (18), der das niederenergetische Projektionssignal und das hochenergetische Projektions—
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    -P -
    signal verarbeitet und ein von der Atorazahl abhängiges Signal (19) erzeugt, welches im wesentlichen vom Linienintegral der Atomzahl des Objektes abhängt, sowie ein von der Elektronendichte abhängiges Signal, welches im wesentlichen vom Linienintegral der Elektronendichte des Objektes abhängt, und
    durch Mittel (21, 24) zur Verwendung einer Vielzahl der von der Atomzahl abhängigen Signale und einer Vielzahl der von der Elektronendichte abhängigen Signale zur Erzeugung energieabhängiger Röntgenstrahlenbilder des Objektes.
  15. 15. Vorrichtung nach Anspruch 14,
    dadurch gekennzeichnet, daß der Röntgenstrahlendetektor zwei parallele scintillierende Schichten (71, 73) einschließt, und daß die Mittel zum Messen der Röntgenstrahlentransmission durch das Objekt im niederenergetischen und hochenergetischen Bereich ein Paar von lichtempfindlichen Speichern (74, 75) einschließt, welche mit jeder der beiden scintillierenden Schichten verbunden sind, und daß die Mittel zur Erzeugung der niederenergetischen und hochenergetischen Projektionssignale (19, 20) einen Abtaster zum Abtasten eines jeden der gespeicherten Bilder einschließen.
  16. 16. Vorrichtung nach Anspruch 14,
    dadurch gekennzeichnet, daß Mittel vorgesehen sind, mit denen Röntgenstrahlentransmissionsmessungen durch das Objekt an einer Vielzahl von Winkeln vorgesehen sind und die an jedem der Winkel eine Vielzahl von von der Atomzahl abhängigen Signale und von der Elektronendichte abhängigen Signale erzeugen, wobei die Mittel zur Verwendung der von der Atomzahl
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    -Λ
    abhängigen Signale und der von der Elektronendichte abhängigen Signale Mittel (21) umfassen, mit denen die von der Atomzahl abhängigen und die von der Elektronendichte abhängigen Querschnittsbilder des Objektes (10) rekonstruierbar sind, wobei eine Vielzahl von von der Atomzahl abhängigen Signale und eine Vielzahl von von der Elektronendichte abhängigen Signale, jeweils unter verschiedenen Winkeln, verwendet wird, und wobei Mittel (24, 82) zur Darstellung der von der Atomzahl abhängigen und der von der Elektronendichte abhängigen Querschnittsbilder vorgesehen sind.
  17. 17. Vorrichtung zur Herstellung energieabhängiger Röntgenbilder eines Objektes, gekennzeichnet durch
    eine Röntgenstrahlenquelle (60), die sich an einer Seite des Objektes (10) befindet, und die ein Röntgenstrahlenbündel (11, 12) erzeugt, welche das Objekt durchquert,
    einen Röntgenstrahlendetektor (66, 67), der sich an derjenigen Seite des Objektes befindet, die der Strahlenquelle gegenüberliegt,
    Mittel zum Messen der Röntgenstrahlentransmission durch das Objekt mit dem Röntgenstrahlendetektor in einem niederenergetischen und hochenergetischen Gebiet des diagnostischen Röntgenstrahlenspektrums, wobei ein niederenergetisches Projektionssignal (16) und ein hochenergetisches Projektionssignal (17) erzeugt werden, wobei ferner die Me3mittel Mittel (58, 63) einschließen, mit denen das Energiespektrum der Röntgenstrahlenquelle sequentiell zur hohen bzw. niedrigen Energie geändert werden kann, und Mittel (69, 70) zum Speichern des sich ergebenden Ausgangs des Röntgenstrahlendetektors, um sequentiell das niederenergetische (16) und das hochenergetische (17) Signal zu erzeugen,
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    einen Rechner (18) zum Verarbeiten des niederenergetischen Projektionssignales und des hochenergetischen Projektionssignales und zur Erzeugung eines von der Atomzahl abhängigen Signales (19), welches im wesentlichen vom Linienintegral der Atorazahl des Objektes abhängt, sowie ein von der Elektronendichte abhängiges Signal (20), welches im wesentlichen vom Linienintegral der Elektronendichte des Objektes abhängt, und
    durch Mittel (21) zur Verwendung einer Vielzahl der von der Atomzahl abhängigen Signale und einer Vielzahl der von der Elektronendichte abhängigen Signale, zur Erzeugung energieabhängiger Röntgenstrahlenbilder des Objektes.
  18. 18. Vorrichtung nach Anspruch 17,
    dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel für das sequentielle Ändern des Energiespektrums der Röntgenstrahlenquelle (60) Mittel (63) einschließen, mit denen sequentiell erste und zweite Filter (64, 65) zwischen die Röntgenstrahlenquelle und , das Objekt (10) gegeben werden, so daß primär die gewünschten niederenergetischen Bereiche des Energiespektruas und die gewünschten hochenergetischen Bereiche des Energiespektrums durchgehen und die nicht gewünschten Bereiche abschwächen.
  19. 19. Vorrichtung nach Anspruch 17,
    dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenstrahlenquelle (60) eine Röntgenröhre einschließt, die an eine Hochspannungsquelle (59) angeschlossen ist, und daß die Mittel für das sequentielle Ändern des Energiespektrums der Röntgenstrahlenquelle Mittel (58) für ein sequentielles Ändern des Ausgangs der Hochspannungsquelle einschließen.
    Der Patentanwalt
    709885/0879 .!.Λ''
DE19772733586 1976-07-30 1977-07-26 Vorrichtung zur herstellung energieabhaengiger roentgenbilder eines objektes Granted DE2733586A1 (de)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US05/710,359 US4029963A (en) 1976-07-30 1976-07-30 X-ray spectral decomposition imaging system

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE2733586A1 true DE2733586A1 (de) 1978-02-02
DE2733586C2 DE2733586C2 (de) 1987-08-06

Family

ID=24853711

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE19772733586 Granted DE2733586A1 (de) 1976-07-30 1977-07-26 Vorrichtung zur herstellung energieabhaengiger roentgenbilder eines objektes

Country Status (9)

Country Link
US (1) US4029963A (de)
JP (1) JPS5317291A (de)
AU (1) AU502693B2 (de)
BE (1) BE857256A (de)
CA (1) CA1119734A (de)
DE (1) DE2733586A1 (de)
FR (1) FR2359595A1 (de)
GB (1) GB1589592A (de)
NL (1) NL185651C (de)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4342779C1 (de) * 1993-12-15 1994-11-17 Siemens Ag Gasdetektor für die Computertomographie

Families Citing this family (201)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4433380A (en) * 1975-11-25 1984-02-21 Philips Medical Systems, Inc. Tomographic scanner
US4149081A (en) * 1976-11-29 1979-04-10 Varian Associates, Inc. Removal of spectral artifacts and utilization of spectral effects in computerized tomography
JPS544585A (en) * 1977-06-14 1979-01-13 Toshiba Corp Tomographic apparatus by radiations
NL7710052A (nl) * 1977-09-14 1979-03-16 Philips Nv Inrichting voor computer-tomografie.
US4339799A (en) * 1977-11-15 1982-07-13 New York University Tomographic scanner
US4217641A (en) * 1978-04-28 1980-08-12 U.S. Philips Corporation Correction for polychromatic X-ray distortion in CT images
US4247774A (en) * 1978-06-26 1981-01-27 The United States Of America As Represented By The Department Of Health, Education And Welfare Simultaneous dual-energy computer assisted tomography
DE2831038C2 (de) * 1978-07-14 1982-07-01 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Strahlendiagnostikgerät für die Erzeugung von Schichtbildern
US4686695A (en) * 1979-02-05 1987-08-11 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Scanned x-ray selective imaging system
US4288695A (en) * 1979-04-13 1981-09-08 Technicare Corporation Computerized tomographic scanner with shaped radiation filter
DE2919810C2 (de) * 1979-05-16 1983-03-24 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Strahlendiagnostikgerät für die Erzeugung von Schichtbildern
JPS56146250U (de) * 1980-04-02 1981-11-04
NL8003354A (nl) * 1980-06-09 1982-01-04 Philips Nv Stralingsonderzoekapparaat met beeldsubtractie.
JPS5764045A (en) * 1980-10-08 1982-04-17 Tokyo Shibaura Electric Co Method of collecting data of x-ray tomographing device
NL8006216A (nl) * 1980-11-13 1982-06-01 Philips Nv Golflengtegevoelig stralingsonderzoekapparaat.
US4361901A (en) * 1980-11-18 1982-11-30 General Electric Company Multiple voltage x-ray switching system
US4355331A (en) * 1981-01-28 1982-10-19 General Electric Company X-ray image subtracting system
US4399550A (en) * 1981-02-27 1983-08-16 General Electric Company Spinning filter for X-ray apparatus
US4445226A (en) * 1981-05-05 1984-04-24 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Multiple-energy X-ray subtraction imaging system
US4611341A (en) * 1981-05-05 1986-09-09 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Multiple-energy x-ray substraction imaging system
JPS58501396A (ja) * 1981-09-01 1983-08-18 コモンウエルス　サイエンテイフイツク　アンド　インダストリアル　リサ−チ　オ−ガニゼ−シヨン 画像形成方法および装置
DE3275782D1 (en) * 1981-12-07 1987-04-23 Albert Macovski Energy-selective x-ray recording and readout system
US4463375A (en) * 1982-09-07 1984-07-31 The Board Of Trustees Of The Leland Standford Junior University Multiple-measurement noise-reducing system
US4481654A (en) * 1982-09-09 1984-11-06 General Electric Company X-Ray tube bias supply
GB2130835A (en) * 1982-10-04 1984-06-06 Andrzej Kamil Drukier Apparatus for the diagnosis of body structures into which a gamma-emitting radioactive isotape has been introduced
US4499591A (en) * 1982-11-17 1985-02-12 Gary Hartwell Fluoroscopic filtering
US4542459A (en) * 1982-11-26 1985-09-17 General Electric Company Matched filter for x-ray hybrid subtraction
US4626688A (en) * 1982-11-26 1986-12-02 Barnes Gary T Split energy level radiation detection
US4511799A (en) * 1982-12-10 1985-04-16 American Science And Engineering, Inc. Dual energy imaging
DE3370280D1 (en) * 1982-12-27 1987-04-23 Toshiba Kk Superposed image display device
JPH0640077B2 (ja) * 1983-10-12 1994-05-25 松下電器産業株式会社 放射線受像方法
JPS60132542A (ja) * 1983-10-13 1985-07-15 ゼネラル・エレクトリツク・カンパニイ フイルムをベ−スとした２種エネルギ放射線写真装置
US4526862A (en) * 1983-10-13 1985-07-02 General Electric Company Film-based dual energy radiography
EP0137453A3 (de) * 1983-10-13 1988-03-30 General Electric Company Filmaufnahmen mit zwei Röntgenstrahlenergien
US4603428A (en) * 1983-10-13 1986-07-29 General Electric Company Film-based dual energy radiography
US4561054A (en) * 1983-10-13 1985-12-24 General Electric Company Film-based dual energy radiography
US4513078A (en) * 1983-10-13 1985-04-23 General Electric Company Film-based dual energy radiography
US5115394A (en) * 1983-11-25 1992-05-19 Technicare Corporation Dual energy computerized tomography system
US4571491A (en) * 1983-12-29 1986-02-18 Shell Oil Company Method of imaging the atomic number of a sample
US4542648A (en) * 1983-12-29 1985-09-24 Shell Oil Company Method of correlating a core sample with its original position in a borehole
US4540882A (en) * 1983-12-29 1985-09-10 Shell Oil Company Method of determining drilling fluid invasion
US4613754A (en) * 1983-12-29 1986-09-23 Shell Oil Company Tomographic calibration apparatus
US4592083A (en) * 1984-03-27 1986-05-27 Tokyo Shibaura Denki Kabushiki Kaisha High speed x-ray shutter
JPS60220049A (ja) * 1984-04-14 1985-11-02 横河メディカルシステム株式会社 計算機トモグラフイ装置
NL8401946A (nl) * 1984-06-19 1986-01-16 Optische Ind De Oude Delft Nv Stelsel voor het detecteren van twee roentgenstralingsenergieen.
US4817123A (en) * 1984-09-21 1989-03-28 Picker International Digital radiography detector resolution improvement
US4709382A (en) * 1984-11-21 1987-11-24 Picker International, Inc. Imaging with focused curved radiation detectors
GB2169180B (en) * 1984-12-28 1988-06-15 Toshiba Kk Ct apparatus and operating method therefor
US4677299A (en) * 1985-05-13 1987-06-30 Clayton Foundation For Research Multiple layer positron emission tomography camera
US4647779A (en) * 1985-05-13 1987-03-03 Clayton Foundation For Research Multiple layer positron emission tomography camera
US4845731A (en) * 1985-06-05 1989-07-04 Picker International Radiation data acquistion
NL8501795A (nl) * 1985-06-21 1987-01-16 Optische Ind De Oude Delft Nv Inrichting en werkwijze voor spleetradiografie met verschillende roentgenstralingsenergieen.
US4710946A (en) * 1985-08-06 1987-12-01 Amoco Corporation Method and apparatus for X-ray video fluoroscopic analysis of rock samples
CA1260160A (en) * 1985-08-29 1989-09-26 Carl J. Brunnett Radiation detection apparatus and method
GB2181330B (en) * 1985-09-26 1990-05-09 Toshiba Kk X-ray inspection apparatus
US4789930A (en) * 1985-11-15 1988-12-06 Picker International, Inc. Energy dependent gain correction for radiation detection
US4980904A (en) * 1985-11-15 1990-12-25 Picker International, Inc. Radiation imaging calibration
JP2599368B2 (ja) * 1986-03-03 1997-04-09 古河電気工業株式会社 Ｘ線による被測定物の非破壊測定方法
NL8601678A (nl) * 1986-06-26 1988-01-18 Optische Ind De Oude Delft Nv Werkwijze en inrichting voor spleetradiografie.
US5044002A (en) * 1986-07-14 1991-08-27 Hologic, Inc. Baggage inspection and the like
US5148455A (en) * 1986-07-14 1992-09-15 Hologic, Inc. Bone densitometer
US5040199A (en) * 1986-07-14 1991-08-13 Hologic, Inc. Apparatus and method for analysis using x-rays
US4963746A (en) * 1986-11-25 1990-10-16 Picker International, Inc. Split energy level radiation detection
JP2842475B2 (ja) * 1987-04-28 1999-01-06 株式会社島津製作所 デジタルｘ線装置
US4839808A (en) * 1987-05-22 1989-06-13 The University Of Michigan Correction for compton scattering by analysis of energy spectra
US5081581A (en) * 1987-05-22 1992-01-14 The University Of Michigan Correction for Compton scattering by analysis of energy spectra
US4872188A (en) * 1987-11-27 1989-10-03 Picker International, Inc. Registration correction for radiographic scanners with sandwich detectors
US5132995A (en) * 1989-03-07 1992-07-21 Hologic, Inc. X-ray analysis apparatus
DE58903297D1 (de) * 1989-04-06 1993-02-25 Heimann Systems Gmbh & Co Materialpruefanlage.
US6031892A (en) 1989-12-05 2000-02-29 University Of Massachusetts Medical Center System for quantitative radiographic imaging
US5150394A (en) * 1989-12-05 1992-09-22 University Of Massachusetts Medical School Dual-energy system for quantitative radiographic imaging
EP0434872B1 (de) * 1989-12-28 1994-07-20 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Energiedifferenz-Bildverarbeitungsverfahren
EP0449113B1 (de) * 1990-03-22 1994-10-26 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Verfahren zur Feststellung des Massenanteils eines Target- materials mit Hilfe eines mehrkanaligen Röntgen-Bildsensors
US5376795A (en) * 1990-07-09 1994-12-27 Regents Of The University Of California Emission-transmission imaging system using single energy and dual energy transmission and radionuclide emission data
US5155365A (en) * 1990-07-09 1992-10-13 Cann Christopher E Emission-transmission imaging system using single energy and dual energy transmission and radionuclide emission data
US5218533A (en) * 1990-08-06 1993-06-08 General Electric Company Stable interruptible filter for dual beam computed tomography
US5319547A (en) * 1990-08-10 1994-06-07 Vivid Technologies, Inc. Device and method for inspection of baggage and other objects
US5841832A (en) * 1991-02-13 1998-11-24 Lunar Corporation Dual-energy x-ray detector providing spatial and temporal interpolation
US5247559A (en) * 1991-10-04 1993-09-21 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Substance quantitative analysis method
US5376801A (en) * 1991-10-24 1994-12-27 Fuji Photo Film Co., Ltd. Radiation film and energy subtraction processing method using the same
US5485492A (en) * 1992-03-31 1996-01-16 Lunar Corporation Reduced field-of-view CT system for imaging compact embedded structures
US5221843A (en) * 1992-04-23 1993-06-22 Alvarez Robert E Active energy selective x-ray image detection
US5253282A (en) * 1992-04-27 1993-10-12 Lunar Corporation System for selective material imaging
US5289012A (en) * 1992-04-30 1994-02-22 Alvarez Robert E X-ray image encoding by spatial modulation of a storage phosphor screen
JPH0793703B2 (ja) * 1992-07-28 1995-10-09 富士写真フイルム株式会社 放射線画像のエネルギー・サブトラクション方法およびその方法に用いられる蓄積性螢光体シート積層体
US5300780A (en) * 1992-12-17 1994-04-05 Trw Inc. Missile surveillance method and apparatus
US5479255A (en) * 1992-12-17 1995-12-26 Trw Inc. Multispectral signature extraction technique
US6217214B1 (en) 1993-11-22 2001-04-17 Hologic, Inc. X-ray bone densitometry apparatus
US5432834A (en) * 1993-11-22 1995-07-11 Hologic, Inc. Whole-body dual-energy bone densitometry using a narrow angle fan beam to cover the entire body in successive scans
US5748705A (en) * 1993-11-22 1998-05-05 Hologic Inc. X-ray bone densitometry
US5648996A (en) * 1995-08-04 1997-07-15 Omega International Technology, Inc. Tangential computerized tomography scanner
CA2184237A1 (en) * 1995-09-08 1997-03-09 Jay A. Stein X-ray bone densitometry
JP3461236B2 (ja) * 1996-01-19 2003-10-27 キヤノン株式会社 放射線撮影装置並びに画像処理方法及び装置
US5729582A (en) * 1996-05-31 1998-03-17 Ham; Young S. Method and apparatus for determining both density and atomic number of a material composition using Compton scattering
US5943388A (en) * 1996-07-30 1999-08-24 Nova R & D, Inc. Radiation detector and non-destructive inspection
US5949846A (en) 1997-02-03 1999-09-07 Hologic, Inc. Bone densitometry using x-ray imaging systems
US5917877A (en) * 1997-09-05 1999-06-29 Cyberlogic, Inc. Plain x-ray bone densitometry apparatus and method
US6064716A (en) * 1997-09-05 2000-05-16 Cyberlogic, Inc. Plain x-ray bone densitometry apparatus and method
US6067342A (en) * 1997-10-30 2000-05-23 Analogic Corporation Digital filmless X-ray projection imaging system and method
JPH11271453A (ja) * 1998-03-25 1999-10-08 Toshiba Corp 放射線弁別測定方法および放射線弁別測定装置
GB2337032B (en) 1998-05-05 2002-11-06 Rapiscan Security Products Ltd Sorting apparatus
DE19826062B4 (de) 1998-06-12 2006-12-14 Smiths Heimann Gmbh Verfahren und Anordnung zur Detektion von Röntgenstrahlen
DE19839760A1 (de) * 1998-09-01 2000-03-02 Bosch Gmbh Robert Verfahren zur Verbindung von elektronischen Bauelementen mit einem Trägersubstrat sowie Verfahren zur Überprüfung einer derartigen Verbindung
US6301326B2 (en) * 1998-11-02 2001-10-09 Perkinelmer Detection Systems, Inc. Sheet detection system
US6335957B1 (en) * 1999-01-12 2002-01-01 The University Of Tennessee Research Center Variable resolution imaging system
AU778970B2 (en) * 1999-08-02 2004-12-23 Institute Of Geological & Nuclear Sciences Limited A method for the non-invasive assessment of properties of materials including coal and wool
US6173038B1 (en) 1999-12-01 2001-01-09 Cyberlogic, Inc. Plain x-ray bone densitometry apparatus and method
US6418189B1 (en) * 2000-01-24 2002-07-09 Analogic Corporation Explosive material detection apparatus and method using dual energy information of a scan
NZ502033A (en) * 2000-06-11 2003-05-30 Inst Of Geol & Nuclear Science Assessing properties of meat such as the fat or lean meat content using dual energy x-ray absorption scanner
US6249692B1 (en) 2000-08-17 2001-06-19 The Research Foundation Of City University Of New York Method for diagnosis and management of osteoporosis
US6487274B2 (en) 2001-01-29 2002-11-26 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. X-ray target assembly and radiation therapy systems and methods
JP4334226B2 (ja) * 2001-02-23 2009-09-30 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 画像データセットにおいてボリュームの密度を決める方法及びシステム
DE10143131B4 (de) * 2001-09-03 2006-03-09 Siemens Ag Verfahren zur Ermittlung von Dichte- und Ordnungszahlverteilungen bei radiographischen Untersuchungsverfahren
US7200200B2 (en) * 2001-09-04 2007-04-03 Quality Control, Inc. X-ray fluorescence measuring system and methods for trace elements
US7072440B2 (en) * 2001-10-19 2006-07-04 Control Screening, Llc Tomographic scanning X-ray inspection system using transmitted and Compton scattered radiation
US6570955B1 (en) 2002-01-08 2003-05-27 Cyberlogic, Inc. Digital x-ray material testing and bone densitometry apparatus and method
US6816571B2 (en) * 2002-02-06 2004-11-09 L-3 Communications Security And Detection Systems Corporation Delaware Method and apparatus for transmitting information about a target object between a prescanner and a CT scanner
US6754298B2 (en) 2002-02-20 2004-06-22 The Regents Of The University Of Michigan Method for statistically reconstructing images from a plurality of transmission measurements having energy diversity and image reconstructor apparatus utilizing the method
FR2841987B1 (fr) * 2002-07-05 2004-08-13 Commissariat Energie Atomique Procede d'examen radiologique multi-energie d'un objet
US7050529B2 (en) * 2002-07-23 2006-05-23 Ge Medical Systems Global Technolgy Company, Llc Methods and apparatus for performing a computed tomography scan
US6922462B2 (en) * 2002-07-31 2005-07-26 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method, system and computer product for plaque characterization
US7164747B2 (en) * 2002-10-02 2007-01-16 Reveal Imaging Technologies, Inc. Folded array CT baggage scanner
US7224765B2 (en) * 2002-10-02 2007-05-29 Reveal Imaging Technologies, Inc. Computed tomography system
AU2003304399A1 (en) * 2002-11-21 2005-02-25 Philip L. Cole Remote sensing device to detect materials of varying atomic numbers
US6999549B2 (en) * 2002-11-27 2006-02-14 Ge Medical Systems Global Technology, Llc Method and apparatus for quantifying tissue fat content
US7272429B2 (en) * 2002-11-27 2007-09-18 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for facilitating a reduction in artifacts
US6891918B2 (en) * 2002-11-27 2005-05-10 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for acquiring perfusion data
FR2849241B1 (fr) * 2002-12-20 2005-06-24 Biospace Instr Procede et dispositif d'imagerie radiographique
US9113839B2 (en) * 2003-04-25 2015-08-25 Rapiscon Systems, Inc. X-ray inspection system and method
JP4206819B2 (ja) * 2003-05-20 2009-01-14 株式会社日立製作所 Ｘ線撮影装置
US7197172B1 (en) 2003-07-01 2007-03-27 Analogic Corporation Decomposition of multi-energy scan projections using multi-step fitting
JP3942178B2 (ja) * 2003-07-29 2007-07-11 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｘ線ｃｔシステム
US7039154B1 (en) * 2003-10-02 2006-05-02 Reveal Imaging Technologies, Inc. Folded array CT baggage scanner
DE10347971B3 (de) * 2003-10-15 2005-06-09 Siemens Ag Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung des Flüssigkeitstyps einer Flüssigkeitsansammlung in einem Objekt
US6987833B2 (en) * 2003-10-16 2006-01-17 General Electric Company Methods and apparatus for identification and imaging of specific materials
US7415145B2 (en) * 2003-12-30 2008-08-19 General Electric Company Methods and apparatus for artifact reduction
US7440544B2 (en) * 2004-02-11 2008-10-21 Reveal Imaging Technologies, Inc. Contraband detection systems and methods
JP4579559B2 (ja) * 2004-03-03 2010-11-10 株式会社日立メディコ Ｘ線撮影装置
US7415147B2 (en) * 2004-06-04 2008-08-19 Analogic Corporation Method of and system for destreaking the photoelectric image in multi-energy computed tomography
US7327853B2 (en) * 2004-06-09 2008-02-05 Analogic Corporation Method of and system for extracting 3D bag images from continuously reconstructed 2D image slices in computed tomography
US7366278B2 (en) * 2004-06-30 2008-04-29 Accuray, Inc. DRR generation using a non-linear attenuation model
US7522779B2 (en) * 2004-06-30 2009-04-21 Accuray, Inc. Image enhancement method and system for fiducial-less tracking of treatment targets
US7224763B2 (en) * 2004-07-27 2007-05-29 Analogic Corporation Method of and system for X-ray spectral correction in multi-energy computed tomography
US7136451B2 (en) * 2004-10-05 2006-11-14 Analogic Corporation Method of and system for stabilizing high voltage power supply voltages in multi-energy computed tomography
AP2007003993A0 (en) * 2004-10-14 2007-06-30 Eklin Medical Systems Inc Polychromic digital radiography detector with patterned mask for single-exposure energy-sensitive-x-ray imaging
US7583779B2 (en) * 2004-11-24 2009-09-01 General Electric Company System and method for acquisition and reconstruction of contrast-enhanced, artifact-reduced CT images
JP2006179980A (ja) * 2004-12-20 2006-07-06 Hamamatsu Photonics Kk 撮像装置および撮像システム
KR100687846B1 (ko) * 2005-01-21 2007-02-27 경희대학교 산학협력단 국부 고해상도 엑스선 단층 영상 재구성 방법 및 국부고해상도 엑스선 단층 영상 재구성 장치
US7692650B2 (en) * 2005-06-01 2010-04-06 Analogic Corporation Method of and system for 3D display of multi-energy computed tomography images
US7539337B2 (en) * 2005-07-18 2009-05-26 Analogic Corporation Method of and system for splitting compound objects in multi-energy computed tomography images
US7801348B2 (en) * 2005-07-18 2010-09-21 Analogic Corporation Method of and system for classifying objects using local distributions of multi-energy computed tomography images
US7474786B2 (en) * 2005-08-04 2009-01-06 Analogic Corporation Method of and system for classifying objects using histogram segment features of multi-energy computed tomography images
JP4839050B2 (ja) * 2005-09-21 2011-12-14 独立行政法人放射線医学総合研究所 多色ｘ線測定装置
US20080253503A1 (en) * 2005-09-22 2008-10-16 Koninklijke Philips Electronics N. V. Ct-Imaging System
US7348564B2 (en) * 2005-12-12 2008-03-25 General Electric Company Multi modality imaging methods and apparatus
US7412023B2 (en) * 2006-02-28 2008-08-12 Toshiba Medical Systems Corporation X-ray diagnostic apparatus
EP2002397B1 (de) * 2006-03-29 2009-11-11 Philips Intellectual Property & Standards GmbH Rauschminderung bei doppelenergie-röntgenbildgebung
WO2007116329A1 (en) * 2006-04-07 2007-10-18 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Dual spectrum x-ray tube with switched focal spots and filter
US7760848B2 (en) * 2006-09-08 2010-07-20 General Electric Company Method and system for generating a multi-spectral image of an object
US20100061654A1 (en) * 2006-10-19 2010-03-11 General Electric Company Scatter estimation and reduction method and apparatus
US7756239B2 (en) * 2006-12-07 2010-07-13 General Electric Company Diagnostic imaging two non K-edge basis materials plus N K-edge contrast agents
US7734076B2 (en) * 2006-12-11 2010-06-08 General Electric Company Material decomposition image noise reduction
US7551708B2 (en) * 2007-02-07 2009-06-23 General Electric Company Method of iterative reconstruction for energy discriminating computed tomography systems
US8009883B2 (en) * 2007-02-09 2011-08-30 Analogic Corporation Method of and system for automatic object display of volumetric computed tomography images for fast on-screen threat resolution
WO2008100471A1 (en) * 2007-02-12 2008-08-21 Carestream Health, Inc. Renormalization of dual-energy images
US7697657B2 (en) * 2007-03-23 2010-04-13 General Electric Company System and method of density and effective atomic number imaging
US7924968B2 (en) * 2007-04-23 2011-04-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. Imaging system for imaging a region of interest from energy-dependent projection data
US7693261B2 (en) * 2007-05-17 2010-04-06 Durham Scientific Crystals Limited Method and apparatus for inspection of materials
US7724865B2 (en) * 2007-08-22 2010-05-25 General Electric Company System and method of optimizing a monochromatic representation of basis material decomposed CT images
US20090080597A1 (en) * 2007-09-26 2009-03-26 Samit Kumar Basu System and method for performing material decomposition using an overdetermined system of equations
JP5274812B2 (ja) * 2007-11-12 2013-08-28 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｘ線ｃｔ装置及び画像処理装置
US20090129539A1 (en) * 2007-11-21 2009-05-21 General Electric Company Computed tomography method and system
US7839971B2 (en) * 2007-12-31 2010-11-23 Morpho Detection, Inc. System and method for inspecting containers for target material
WO2009102990A2 (en) * 2008-02-15 2009-08-20 Mayo Foundation For Medical Education And Research System and method for quantitative imaging of chemical composition to decompose multiple materials
US8290232B2 (en) * 2008-02-15 2012-10-16 Mayo Foundation For Medical Education And Research System and method for quantitative imaging of chemical composition to decompose more than two materials
US8213566B2 (en) * 2008-07-07 2012-07-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. K-edge imaging
CN101647706B (zh) * 2008-08-13 2012-05-30 清华大学 高能双能ct系统的图象重建方法
US8194820B2 (en) * 2009-02-06 2012-06-05 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Optimal weights for measuring spectral x-ray data
CN101900695B (zh) * 2009-05-27 2011-11-23 清华大学 伪双能欠采样物质识别系统和方法
JP5683116B2 (ja) * 2010-01-27 2015-03-11 キヤノン株式会社 放射線撮影装置、その制御方法及びプログラム
US8634516B2 (en) * 2010-03-07 2014-01-21 Hironori Tsukamoto Energy subtraction imaging system, X-ray imaging apparatus, and computer readable recording medium
FR2961904B1 (fr) 2010-06-29 2012-08-17 Commissariat Energie Atomique Procede d'identification de materiaux a partir de radiographies x multi energies
US8705688B2 (en) * 2010-10-13 2014-04-22 Kabushiki Kaisha Toshiba Medical image processing apparatus, X-ray computed tomography apparatus, and medical image processing method
WO2012147004A1 (en) * 2011-04-28 2012-11-01 Koninklijke Philips Electronics N.V. Multi-energy imaging
NO2737297T3 (de) 2011-07-26 2018-03-10
US8929508B1 (en) 2012-04-17 2015-01-06 Robert E. Alvarez Energy selective X-ray system with low noise
US9044186B2 (en) 2012-06-25 2015-06-02 George W. Ma Portable dual-energy radiographic X-ray perihpheral bone density and imaging systems and methods
KR20140092438A (ko) * 2012-12-27 2014-07-24 삼성전자주식회사 엑스선 검출 패널, 엑스선 촬영 장치 및 엑스선 영상 생성 방법
US8885910B2 (en) 2012-12-28 2014-11-11 General Electric Company Systems and methods for X-ray imaging
JP2014223289A (ja) * 2013-04-16 2014-12-04 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
JP6150940B2 (ja) 2013-07-30 2017-06-21 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 位相コントラストｃｔを使うことによる単色減衰コントラスト画像生成
US9488739B2 (en) 2013-12-18 2016-11-08 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Spectral imaging system and method
KR101605896B1 (ko) * 2014-01-24 2016-03-23 기초과학연구원 컴퓨터 단층촬영 영상 처리 장치 및 방법
FR3019652B1 (fr) * 2014-04-07 2016-05-13 Commissariat Energie Atomique Procede de linearisation de mesures d'attenuation prises par un capteur spectrometrique
JP5955422B2 (ja) * 2015-01-14 2016-07-20 キヤノン株式会社 放射線撮影装置、その制御方法及びプログラム
US10165996B2 (en) * 2015-09-30 2019-01-01 General Electric Company Systems and methods for dual-energy computed tomography imaging
WO2018005721A1 (en) * 2016-07-01 2018-01-04 Georgia Tech Research Corporation Dual-energy ct through primary beam modulation
EP3431007B1 (de) * 2017-07-21 2020-06-17 Koninklijke Philips N.V. Erzeugung von elektronendichtedatensätzen aus spektralen ct-datensätzen
JP7054329B2 (ja) * 2017-10-06 2022-04-13 キヤノン株式会社 画像処理装置、画像処理方法及びプログラム
US10902650B2 (en) * 2018-04-19 2021-01-26 Fei Company X-ray beam-hardening correction in tomographic reconstruction using the Alvarez-Macovski attenuation model
JP7272833B2 (ja) * 2019-03-15 2023-05-12 住友重機械工業株式会社 Ｘ線ｃｔ装置、画像再構成装置、及び画像再構成方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2825816A (en) * 1952-11-13 1958-03-04 Machlett Lab Inc System for maintaining constant quantity rate and constant quality of x-radiation from an x-ray generator
GB1154973A (en) * 1966-01-10 1969-06-11 Ibm Analysing Apparatus
US3848130A (en) * 1973-06-25 1974-11-12 A Macovski Selective material x-ray imaging system
US3881110A (en) * 1972-05-17 1975-04-29 Emi Ltd Penetrating radiation examining apparatus in combination with body locating structure
US3965358A (en) * 1974-12-06 1976-06-22 Albert Macovski Cross-sectional imaging system using a polychromatic x-ray source

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3974386A (en) * 1974-07-12 1976-08-10 Wisconsin Alumni Research Foundation Differential X-ray method and apparatus

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2825816A (en) * 1952-11-13 1958-03-04 Machlett Lab Inc System for maintaining constant quantity rate and constant quality of x-radiation from an x-ray generator
GB1154973A (en) * 1966-01-10 1969-06-11 Ibm Analysing Apparatus
US3881110A (en) * 1972-05-17 1975-04-29 Emi Ltd Penetrating radiation examining apparatus in combination with body locating structure
US3848130A (en) * 1973-06-25 1974-11-12 A Macovski Selective material x-ray imaging system
US3965358A (en) * 1974-12-06 1976-06-22 Albert Macovski Cross-sectional imaging system using a polychromatic x-ray source

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4342779C1 (de) * 1993-12-15 1994-11-17 Siemens Ag Gasdetektor für die Computertomographie

Also Published As

Publication number Publication date
JPS6314984B2 (de) 1988-04-02
NL7708332A (nl) 1978-02-01
CA1119734A (en) 1982-03-09
NL185651C (nl) 1990-06-18
FR2359595B1 (de) 1980-12-05
JPS5317291A (en) 1978-02-17
DE2733586C2 (de) 1987-08-06
BE857256A (fr) 1978-01-30
GB1589592A (en) 1981-05-13
FR2359595A1 (fr) 1978-02-24
US4029963A (en) 1977-06-14
AU502693B2 (en) 1979-08-02
NL185651B (nl) 1990-01-16
AU2742077A (en) 1979-02-01

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