DE2733586C2 - - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Herstellung eines Röntgenstrahlenbildes eines Objekts mit Hilfe einer polychromatischen Röntgenstrahlenquelle, deren Strahlung niedrig- und höherenergetische Anteile enthält, das zu untersuchende Objekt durchstrahlt und anschließend von mehreren nebeneinander angeordneten Detektoren nachgewiesen wird, deren Ausgangssignale einem Rechner zugeleitet werden, der die Signale in das Röntgenstrahlenbild umwandelt, wobei die Ausgangssignale derart verarbeitet werden, daß Bilder erhalten werden, die auf von dem Atomgewicht und von der Dichte des durchstrahlten Objekts abhängigen Signalen beruhen.

Eine derartige Vorrichtung beschreibt die US-PS 39 65 358. Die polychromatischen Röntgenstrahlen gelangen dort nach dem Durchdringen des zu untersuchenden Objekts zu einer Reihe von Detektoren, die auch als Kristallszintillatoren ausgebildet sein können. An die Ausgänge der Szintillatoren ist ein Impulshöhenanalysator angeschlossen, dessen Ausgangssignale über eine Signalverarbeitung einem Rechner mit nachgeschalteter Anzeige zugeleitet werden. Dies ist jedoch apparativ verhältnismäßig aufwendig, insbesondere wegen des zusätzlich vorgesehenen Impulshöhenanalysators, der feststellt, ob es sich um niedrigenergetische oder höherenergetische Strahlen handelt, die ihm zugeführt werden.

Eine ähnliche Vorrichtung beschreibt im übrigen die US-PS 38 48 130.

Ausgehend von einer Vorrichtung der eingangs genannten Art liegt der Erfindung daher die Aufgabe zugrunde, diese so auszugestalten, daß die Vorrichtung einen relativ einfachen Aufbau aufweist, wobei insbesondere auf einen Impulshöhenanalysator verzichtet werden kann.

Zur Lösung dieser Aufgabe ist die Erfindung dadurch gekennzeichnet, daß jeder Detektor zwei Kristallszintillatoren aufweist, die in Bezug auf die einfallenden Röntgenstrahlen hintereinander angeordnet und mittels einer für Licht nicht transparenten und für Röntgenstrahlen transparenten Schicht voneinander getrennt sind, so daß der eine Szintillator die Signale zum Nachweis der niederenergetischen und der andere Szintillator die Signale zum Nachweis der höherenergetischen Röntgenstrahlen abgibt.

Die Erfindung wird im folgenden anhand eines Ausführungsbeispiels näher erläutert. Es zeigt:

Fig. 1 ein Blockdiagramm zur Erläuterung des grundsätzlichen Aufbaus der erfindungsgemäßen Vorrichtung;

Fig. 2 einen der Detektoren von Fig. 1.

Der grundlegende Aufbau der Vorrichtung ist in Fig. 1 gezeigt. Ein Querschnittsbild wird von einem Objekt 10 hergestellt, welches beispielsweise ein bestimmtes Gebiet des menschlichen Körpers darstellt. Ein flaches Röntgenstrahlenbündel 11, welches von einer kollimierten Röntgenstrahlenquelle stammt, wird durch den interessierenden Querschnitt geschickt und durch eine Reihe 13 von energieselektiven Detektoren 14 nachgewiesen.

Es soll der durchgelassene Strahlenanteil 15 in die nachgewiesenen Komponenten mit niedriger Energie und mit höherer Energie zerlegt werden, um den Objektdurchgang in diesen beiden Spektralgebieten zu messen. Jeder Detektor 14 ist energieselektiv und hat Ausgänge 16 und 17 für den niederenergetischen bzw. höherenergetischen Anteil.

Der Zweck der Durchgangsmessung 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 Röntgenstrahlenquelle verwendet wird, ist der nachgewiesene Ausgang gegeben durch die Gleichung:

I = I₀exp - ∫ µds.

Leider haben monenergetische Strahlenquellen keine ausreichende Intensität, um Abtastungen in vernünftigen Zeiträumen durchführen zu können. Strahlenquellen mit hoher Energie unter Verwendung von Kathodenstrahlenröhren erzeugen polychromatische Strahlenbündel. Diese erzeugen einen nachgewiesenen Ausgang, der durch die folgende Gleichung gegeben ist:

I = ∫S(ε) exp[-∫ µ (e )ds ]dε

Mit S (ε) gleich Energiespektrum der Strahlenquelle und µ (ε) gleich energieabhängiger Abschwächungskoeffizient. Durch Logarithmieren ergibt sich nicht das gewünschte Linienintegral von µ oder dessen Mittelung über das Spektrum, so daß eine verzerrte Rekonstruktion sich ergibt. Diese Verzerrungen oder Artefakte der Spektralverschiebung haben bisher den diagnostischen Wert derartiger Querschnittsbilder stark vermindert.

Die Verzerrung wird zu einem Minimum gemacht, wenn jede Projektion ein ähnliches Energiespektrum hat, so daß eine vernünftige Energiemittelung zugeteilt werden kann. Um dies zu erreichen, verwenden viele Instrumente einen Wegkompensator, wobei ein Wassergefäß an beiden Seiten des Objektes angeordnet ist, um eine konstante Weglänge zu erzeugen. Diese Kompensatoren 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 Compton-Streueffekt beruht, wie dies bei weichem Gewebe der Fall ist. Dies entfernt jedoch viel von dem fotoelektrischen Absorptionskomponenten des Abschwächungskoeffizienten, der sehr stark von der Atomzahl abhängt. Die Verwendung von relativ hohen Energien verringert also den diagnostischen Wert der sich ergebenden Bilder.

Um 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 Körpermaterialien kann zusätzlich der Abschwächungskoeffizient eines Querschnitts µ(x, y, ε) zerlegt werden in zwei Grundfunktionen, die durch folgende Gleichung wiedergegeben werden:

Der erste Term stellt sehr genau die fotoelektrische Komponente dar. Der zweite Term ist als Klein-Nishina- Funktion bekannt, die eine genaue Wiedergabe der Compton- Streukomponente ist. Diese Funktion wird durch die folgende Gleichung gegeben:

mit α gleich ε/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 a₁- und eine a₂-Komponente wiedergegeben werden. Die a₁- oder fotoelektrische Komponente ist in etwa proportional der vierten Potenz der Atomzahl. Ein Bild der a₁-Werte ist also im wesentlichen ein empfindliches, von der Atomzahl abhängiges Bild. Die a₂- oder Compton-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 a₂-Werte ergibt somit im wesentlichen ein von der Dichte abhängiges Bild.

Um die gewünschten Querschnittsbilder a₁(x, y) und a₂(x, y) zu berechnen, sind die Linienintegrale dieser Komponenten bei vielen Winkeln und Positionen notwendig. Diese ergeben sich wie folgt:

L₁ = ∫a₁(x, y) ds and L₂ = ∫a₂(x, y) ds

L₁ und L₂ können nicht direkt gemessen werden. Sie können aber durch eine Messung mit niedriger Energie I₁ bzw. durch eine Messung bei hoher Energie I₂ bemessen werden, die die Ausgänge 16 bzw. 17 des energieselektiven Detektors 14 sind. Dies ergibt die folgenden Gleichungen:

mit S (ε) gleich Quellenspektrum und D₁ (ε) und D₂ (ε) gleich Detektorspektrum im niedrigen bzw. hohen Energiebereich. Es ergeben sich also zwei nicht lineare Integralgleichungen mit zwei unbekannten L₁ und L₂. Ein Projektrechner 18 erzeugt die zur Bildherstellung notwendigen Linienintegrale, wobei Pos. 19 gleich L₁ ist, nämlich das von der Atomzahl abhängige Signal, und Pos. 20 gleich L₂, d. h. das von der Dichte abhängige Signal.

Die Rekonstruktion des Querschnittbildes von diesen Projektionen ist bekannt. Einige der Methoden schließen die Fourier-Transformationsmethode ein, die Drehmethode und die algebraische Rekonstruktionstechnik (ART). Eine Erörterung dieser Techniken kann im Aufsatz "Three Methods for Reconstructing Objects From 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 21 ist auf eine dieser Methoden programmiert und wird verwendet, um ein von der Atomzahl abhängiges Bildsignal 22 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, um die gewünschten Aspekte jedes Signals herauszuheben. In diesem Fall ist die sich ergebende Darstellung vergleichbar mit derjenigen, die mit einer monoenergetischen Strahlenquelle erreicht wird.

Weil L₁ und L₂ die Linienintegrale der beiden energieabhängigen Komponenten a₁ und a₂ 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 Artefakten.

Fig. 2 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 mit Rechnern arbeitende Tomografiesysteme, die ein schnelles Abtasten verwenden und eine hohe Genauigkeit der Dichte erzielen. In diesem System bestehen Kristallszintillatoren 40 und 41 aus typischen Szintillationsmaterial, beispielsweise Natriumjodid. Sie sind voneinander durch eine lichtundurchlässige Schicht 42 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 Wege. Fotonen mit niedriger Energie jedoch verlieren ihre Energie größtenteils im Kristall 40, weil sie kürzere mittlere Weglängen wegen der größeren Abschwächung pro Längeneinheit bei niedrigeren Energien haben. Vom Kristall 41 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 44, beispielsweise ein Fotomultiplier, nimmt das Licht aus dem Szintillatorkristall 41 auf und erzeugt das hochenergetische Projektionssignal 17. Ein lichtempfindlicher Detektor 43 empfängt das Licht vom Kristall 40 und erzeugt das niederenergetische Projektionssignal 16. Es überlappen sich die von den Signalen 17 bzw. 16 erzeugten Energiespektren beträchtlich. Die Nachweisspektren D₁ (ε ) und D₂ (ε ) haben also einen gemeinsamen Bereich. Dies wird jedoch beim Projektionsrechner 18 berücksichtigt und verschlechtert die Resultate nicht wesentlich.

Claims (1)

1. Vorrichtung zur Herstellung eines Röntgenstrahlenbildes eines Objekts mit Hilfe einer polychromatischen Röntgenstrahlenquelle, deren Strahlung niedrig- und höherenergetische Anteile enthält, das zu untersuchende Objekt durchstrahlt und anschließend von mehreren nebeneinander angeordneten Detektoren nachgewiesen wird, deren Ausgangssignale einem Rechner zugeleitet werden, der die Signale in das Röntgenstrahlenbild umwandelt, wobei die Ausgangssignale derart verarbeitet werden, daß Bilder erhalten werden, die auf von dem Atomgewicht und von der Dichte des durchstrahlten Objekts abhängigen Signalen beruhen, dadurch gekennzeichnet, daß jeder Detektor (14) zwei Kristallszintillatoren (40, 41) aufweist, die in Bezug auf die einfallenden Röntgenstrahlen (15) hintereinander angeordnet und mittels einer für Licht nicht transparenten und für Röntgenstrahlen transparenten Schicht (42) voneinander getrennt sind, so daß der eine Szintillator (40) die Signale zum Nachweis der niederenergetischen und der andere Szintillator (41) die Signale zum Nachweis der höherenergetischen Röntgenstrahlen abgibt.