DE2838808A1

DE2838808A1 - Anordnung fuer computertomographie

Info

Publication number: DE2838808A1
Application number: DE19782838808
Authority: DE
Inventors: Cornelius Berthold Jo Albrecht
Original assignee: Philips Gloeilampenfabrieken NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1977-09-14
Filing date: 1978-09-06
Publication date: 1979-03-15
Also published as: SE438439B; IL55545A; CA1116317A; IL55545A0; AU516242B2; IT7827526A0; BR7805923A; FR2403601B1; AU3967578A; FR2403601A1; ES473263A1; US4225789A; BE870408A; SE7809509L; JPS6258737B2; GB2004437A; IT1098564B; NL7710052A; JPS5453882A; GB2004437B

Description

N.V. Philips'Gloeilampenfabrieken, Eindhoven/Holland

"Anordnung für Computertomographie"

Die Erfindung betrifft eine Anordnung für Computertomographie mit einer Röntgenquelle zum Durchstrahlen eines Patienten in mehreren Richtungen, mit einer Anzahl von Röntgendetektoren und einem SignalVerarbeitungskreis, mit einem Speicher zum Verarbeiten der Detektorausgangssignale zu Computereingangssignal en.

Eine derartige Anordnung eignet sich insbesondere für die Röntgendiagnostik. Bei dieser Untersuchung wird ein Körper-

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teil eines Patienten aus verschiedenen Richtungen beispielsweise mit einem flachen fächerförmigen Strahlenbündel durchstrahlt. Die örtlich durchgelassene Strahlung wird gemessen, und aus den auf diese Weise ermittelten Meßdaten wird mit Hilfe eines Computers die Dichteverteilung des Körperteils des Patienten in der durchstrahlten Ebene ermittelt und beispielsweise an einem Fernsehmonitor dargestellt.

Eine Anordnung der eingangs erwähnten Art ist aus der niederländischen Patentanmeldung 76 02 700 bekannt, wobei der Signalverarbeitungskreis mit einer Schaltung für eine wenigstens teilweise Korrektur der Unterschiede zwischen Ausgangssignalen verschiedener Detektoren versehen ist. Diese Unterschiede werden durch an verschiedenen Stellen im Strahlenbündel auftretende Differenzen im Energiespektrum der Strahlung verursacht. Die Korrektur erfolgt durch Multiplikation mit im Speicher gesammelten Korrekturfaktoren. Fehlern in der Ermittlung der Dichten des Patienten im durchstrahlten Teil, die eine Folge dieser Unterschiede sein würden, wird auf diese Weise also begegnet.

In der oben beschriebenen bekannten Anordnung werden unterschiedliche Empfindlichkeiten von Detektoren, Nicht-Linearität der Detektoren und die Änderung des Energiespektrums - das "Aufhärten" - der Röntgenstrahlung beim Passieren menschlichen Gewebes nicht berücksichtigt. Hierdurch können jedoch Fehler in der Ermittlung der Dichten des Patienten auftreten, die in der Bildformung als störende Interferenzmuster zum Ausdruck kommen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, diesen Nachteil zu beseitigen. Die Anordnung für Computertomographie nach der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, daß der Signalverarbeitungskreis eingerichtet ist zum Vergleichen der ermittelten Detektorausgangssignale mit im Speicher gesammelten Detektor-

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ausgangssignalen, die bei der Durchstrahlung einer Anzahl von Schichtdicken eines Kalibriermaterials mit zumindest nahezu gleichen Röntgenabsorptionseigenschaften wie menschliches Gewebe erhalten sind, und zur Bestimmung eines Kalibrierwertes durch Interpolation, der eine Funktion der dem gemessenen Detektorausgangsägnal entsprechenden Schichtdicke des Kalibriermaterials ist und aus dem das Computereingangssignal abgeleitet wird.

Während der Untersuchung und be . der Kalibrierung hat jeder Röntgendetektor die gleiche spektrale Empfindlichkeit und besitzt die von jedem Detektor gemessene Röntgenstrahlung die gleiche spektrale Energieverteilung. Weil erfindungsgemäß außerdem das Kalibriermaterial zumindest nahezu gleiche Röntgenabsorptionseigenschaften wie menschliches Gewebe hat, ist der durch Interpolation bestimmte Kalibrierwert und das daraus abgeleitete Computereingangssignal zumindest nahezu unabhängig von der Empfindlichkeit des betreffenden Detektors, von der Linearität des betreffenden Detektors und von der Anhärtung der Röntgenstrahlung beim Durchgang durch menschliches Gewebe. Fehler in den Berechnungen, die dadurch entstehen können, werden also abhängig von der Genauigkeit der Interpolation mehr oder weniger unterdrückt. Es sei bemerkt, daß auch Fehler in den Berechnungen durch stellenweise im Strahlenbündel auftretende Unterschiede im Energiespektrum der Strahlung unterdrückt werden.

Bei der erfindungsgemäßen Anordnung werden also zunächst Kalibrierdaten ermittelt indem unterschiedlich dicke Schichten des Kalibriermaterials, dessen Absorptionskoeffizient bekannt ist und ungefähr gleich dem menschlichen Gewebes, durchstrahlt werden und die dadurch geschwächte Strahlung von den Röntgendetektoren gemessen wird. Die Schwächung bzw. Absorption wird hierbei allerdings nicht aus dem Verhältnis der auf das Kalibriermaterial auffallenden Strahlungsintensität und der

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mit den Detektoren gemessenen, durch das Kalibriermaterxal geschwächten Strahlungsintensität errechnet; sie ist näalich durch die (bekannte) Dicke der Kalibriermaterialschicht vorgegeben (bei bekanntem, stets gleichbleibenden Absorptionskoeffizienten des Kalibriermaterials). Den Ausgangssignalen aller Detektoren wird also die bei der Kalibriermessung jeweils durchstrahlte Schichtdicke bzw. eine Funktion davon zugeordnet, und diese Daten (Kalibrierdaten) werden in einem Speicher gespeichert.

Bei einer späteren Röntgenuntersuchung eines Patienten wird dann das gemessene Ausgangssignal eines jeden Detektors mit den im Speicher für diesen Detektor gespeicherten Kalibrierdaten verglichen, wobei durch Interpolation der Wert der Schichtdicke (bzw. die erwähnte Funktion davon) ermittelt wird, der dem bei der Röntgenuntersuchung gemessenen Ausgangssignal zugeordnet ist. Dieser Wert (Kalibrierwert) bzw. ein dazu proportionaler Wert, der nahezu unabhängig von der Aufhärtung der Röntgenstrahlung und den anderen erwähnten Faktoren ist, wird dann anstelle des Detektorausgangssignals als Computereingangssignal zur Errechnung der Dichteverteilung verwendet, bei der selbstverständlich berücksichtigt werden muß, welcher Zusammenhang zwischen der Schichtdicke und dem Kalibrierwert besteht. - Die Kalibrierung kann zwischen den Röntgenuntersuchungen je nach Erfordernis beliebig oft wiederholt werden. - Wenn alle Detektoren identische Eigenschaften haben, brauchen die Kalibrierdaten nur für einen Detektor ermittelt zu werden und können dann auch für alle anderen Detektoren zur Ermittlung der Kalibrierwerte herangezogen werden.

Eine einfache Anordnung für Computertomographie nach der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, daß die im Speicher gesammelten Detektorausgangssignale bei der Durchstrahlung einer Anzahl von Kunststoffplatten in Form konzentrischer

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Kugelsektoren erhalten worden sind, deren mathematische Mitten in der Röntgenstrahlenquelle liegen.

Eine bevorzugte Ausführungsform der Anordnung für Computertomographie nach der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, daß sie einen Röntgendetektor enthält, der zum Erzeugen eines Ausgangssignals für die fortlaufende Anpassung der im Speicher gesammelten Detektorausgangssignale an den momentanen Wert der Strahlungsausgangsleistung der Röntgenquelle bestimmt ist. Durch die ununterbrochene Anpassung der im Speicher gesammelten Daten an die momentane Strahlungsausgangsleistung der RöntgenqueLle wird das Auftreten von Fehlern in den Berechnungen durch einen Verlauf dieser Leistung begegnet.

Es sei bemerkt, daß aus der niederländischen Patentanmeldung 75 03 520 an sich bekannt ist, mit einem zusätzlichen Detektor ununterbrochen die Strahlungsausgangsleistung der Röntgenquelle zu messen und mit Hilfe dieser Meßdaten das Auftreten von Fehlern in den Berechnungen durch einen Verlauf dieser Leistung zu unterdrücken. Abweichend vom zusätzlichen Detektor in der erfindungsgemäßen Anordnung liegt dieser Detektor jedoch ein Ausgangssignal, das dazu verwendet wird, die Ausgangssignale aller anderen Detektoren derart zu bearbeiten, daß sie für einen Verlauf in der Strahlungsausgangsleistung der Röntgenquelle unempfindlich sind. Dazu werden die Ausgangssignale aller Detektoren durch das Ausgangssignal des Zusatzdetektors geteilt.

Eine weitere bevorzugte Ausführungsform der erfindungsgemäßen Anordnung für Computertomographie ist dadurch gekennzeichnet, daß diese zwei Röntgendetektoren mit unterschiedlicher Spektralempfindlichkeit enthält, die zum Erzeugen von Ausgangssignalen für die ununterbrochene Anpassung der im Speicher gesammelten Detektorausgangssignale an den momentanen Wert der Hochspannung und des Stroms einer als Röntgenröhre aus-

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geführten Röntgenquelle bestimmt sind. Durch die ununterbrochene Anpassung der im Speicher gesammelten Daten an den momentanen Viert der Hochspannung und des Stroms der Röntgenröhre wird das Auftreten von Fehlern in den Berechnungen durch einen Verlauf in der Hochspannung und im Stro-?. unterdrückt.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert. Ss zeigen

Fig. 1 sehr schematisch eine Anordnung für Computertomographie

nach der Erfindung,
Fig. 2 und 3 eine graphische Darstellung der in einem Speicher

gesammelten Kalibrierdaten, und Fig. 4 einen schematischen Querschnitt durch aufeinander angeordnete, für die Kalibrierung zu verwendende Kunststoffplatten.

Fig. 1 zeigt eine Anordnung für Computertomographie 1, in der mit einem von einer Röntgenquelle 2 erzeugten Röntgenstrahlenbündel 3 der zu untersuchende Körperteil 4 eines Patienten durchstrahlt wird. Die Röntgenquelle 2 ist beispielsweise eine Röntgenröhre mit einer Drehanode aus Wolfram, mit der Strahlung mit einer Energie von 80 bis 150 keV erzeugt wird. Das Röntgenstrahlenbündel hat in der Zeichenebene einen Öffnungswinkel von beispielsweise 60° und in Richtung senkrecht dazu eine Dicke von beispielsweise 15 mm. Für ein schnelles Durchführen einer Untersuchung wird die durchgelassene Strahlung mit einer großen Anzahl auf einem Kreisbogen angeordneter Röntgendetektoren 5 gemessen. Die Röntgendetektoren sind mit einem Signalverarbeitungskreis 6 für die Verarbeitung von Detektorausgangssignalen zu Computereingangssignalen verbunden, dem ein Speicher 7 zugeordnet ist. Um ausreichende Meßdaten zu erhalten, wird während der Untersuchung das Röntgenstrahlbündel zusammen mit den Detektoren um den Patienten gedreht. Dazu sind die Röntgenstrahlenquelle 2

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und die Röntgendetektoren 5 auf einem Ring 8 montiert, der auf Rädern 9 gelagert und mit Hilfe eines Antriebs 10 mit dem Motor 11 um den Patienten 4 drehbar ist. Mit einem Computer 12 wird die Dichteverteilung des untersuchten Körperteils ermittelt und zur Betrachtung beispielsweise an einen Fernsehmonitor 13 weitergeleitet.

Das Detektorausgangssignal S. des i. Röntgendetektor aus der kreisförmigen Reihe wird unter anderem durch folgendes bestimmt:

- Die Spektralempfindlichkeit des i. Röntgendetektor,

- die Linearität des i. Röntgendetektor,

- die Spektralenergieverteilung der in Richtung auf den i. Detektor von der Röntgenstrahlenquelle ausgesandten Strahlung,

- das Ausmaß der Aufhärtung der Röntgenstrahlung beim Durchgang durch menschliches Gewebe zwischen der Röntgenstrahlenquelle und dem i. Detektor und

- die spektrale Abhängigkeit des Absorptionskoeffizienten vom menschlichen Gewebe.

Wenn einer oder mehrere der erwähnten Faktoren für verschiedene Detektoren verschieden sind, können Fehler in der Berechnung der Dichten des Patienten auftreten, die als störende Interferenzmuster in der Bildformung zum Ausdruck kommen. Bei der erfindungsgemäßen Kalibrierung der Anordnung für Computertomographie sind die spektrale Empfindlichkeit der Detektoren, die Linearität der Detektoren und die spektrale Energieverteilung der von der Röntgenstrahlenquelle ausgesandten Strahlung gleich denen bei Messungen während einer Untersuchung. Weil das Kalibriermaterial erfindungsgemäß nahezu gleiche Röntgenabsorptionseigenschaften wie menschliches Gewebe hat, sind bei der Kalibrierung auch das Ausmaß der Aufhärtung der Strahlung durch das durchstrahlte Medium und die spektrale Abhängigkeit des Absorptionskoeffizienten

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vom durchstrahlten Medium (nahezu) gleich denen bei Messungen während einer Untersuchung.

Bei einer Untersuchung werden die Ausgangssignale des i. Detektors mit im Speicher 7 eingeschriebenen Kalibrierdaten des i. Detektors verglichen und durch eine noch zu beschreibende Interpolation wird ein Xalibrierv/ert bestimmt, der eine Funktion der Kalibriermaterialdicke ist, die dem Detektorausgangssignal entspricht. Dieser Kalibrierwert dient als Computereingangssignal. Diese Signale und damit die weiteren Ermittlungen und die damit berechneten Bilder sind von den erwähnten, das Detektorausgangssignal bestimmenden Faktoren unabhängig. Störende Interferenzmuster in der Bildformung werden also unterdrückt, wobei bemerkt sei, daß das Auftreten örtlicher Unregelmäßigkeiten, wie Knochen im Gewebe_s zu Aufhärtungsfehlern führen kann, die stellenweise im Bild auftreten.

Nachstehend werden zwei Interpolationsverfahren für die Bestimmung eines Kalibrierwertes beschrieben, der eine Funktion der Dicke d einer ^alibriermaterialschicht entsprechend einem beliebigen Detektorausgangssignal S. ist.

Beim ersten Verfahren ist der Kalibrierwert gleich der Dicke d der Kalibriermaterialschicht selbst. Fig. 2 zeigt eine graphische Darstellung von Kalibrierdaten des i. Detektors, wie sie beim ersten Verfahren im Speicher 7 nach Fig. 1 gesammelt worden sind. S.. ist das Detektorausgangssignal des i. Detektors, das bei einer Kalibriermaterialschicht mit einer Dicke d. gemessen ist. Ergibt bei einer Untersuchung der i. Detektor ein Ausgangssignal S., dessen Wert zwischen denen der Kalibriermessungen S. , und S. , -i liegt, so ergibt sich daraus ein zugeordneter Kalibrierwert d durch folgende Interpolation:

log S₁ - log S_{1 k}
^{d = d}k ⁺ log O₁ . , - log S_{1 k} ^(dk*1 - ^dk^}

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■weil:

d - el,

d = d, + -3 —τ— (d, ,.-^)

κ ^Ük+1 " ^ak ^{Λ+ι κ}

und weil, wie mit einer gestrichelten Linie in Fig. 2 angegeben ist, in erster Annäherung gilt:

log S. = Konstante · d ,

weil für die Transmission T der Strahlung, zu der S. proportional ist, durch eine Schicht mit dem Absorptionskoeffizienten /U und mit der Dicke d gilt:

T = exp (- /U · d).

Beim zweiten Verfahren ist der Kalibrierwert eine Funktion D der Dicke d der Kalibriermaterialschicht, für die folgendes gilt:

D = exp · (/ü * d),

worin /U der mittlere Absorptionskoeffizient des menschlichen Gewebes für die benutzte Röntgenstrahlung ist. Fig 3 zeigt eine graphische Darstellung von Kalibrierdaten des i. Detektors, wie sie beim zweiten Interpolationsverfahren im Speicher 7 nach Fig. 1 gesammelt sind. S.. ist das Detektorausgangssignal des i. Detektors, das bei einer Kalibriermaterialschicht mit einer Dicke d. gemessen ist. D- ist der nach obiger ,Formel bei einer Dicke d. berechnete Kalibrierwert.

Liefert bei einer Untersuchung der i. Detektor ein Ausgangssignal S., dessen Wert zwischen denen der Kalibriermessungen S. _v

J. 1 ,K.

und S. * _Λ liegt, so ergibt sich daraus ein zugeordneter KaIi-

brierwert D durch folgende Interpolation: -1-1

^Si - ^si ic

" ^bi,k
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weil:

D - D_k

D₁.. η - Dy. k+1 ~ k'

und weil, wie in Fig. 3 mit einer gestrichelten Linie angegeben ist, in erster Annäherung gilt: S. * D = konstant, weil für die Transmission T der Strahlung, zu der S. proportional ist, durch eine Schicht mit dem Absorptionskoeffizienten /ü und mit der Dicke d gilt:

T = exp (- /ü · d) = D"¹.

Es sei bemerkt, daß auch Interpolationen höherer Ordnung verwendet werden können. Außerdem können durch Interpolationen wie oben erwähnt - genaue Tabellen der Vierte für S. mit zugeordneten Kalibrierwerten d bzw. D berechnet v/erden. Liefert bei einer Untersuchung der i. Detektor dabei einen Wert S., so kann ein zugeordneter Kalibrierwert d oder D in der betreffenden Tabelle nachgeschlagen werden. ■

Es sei noch bemerkt, daß bei beiden der erwähnten Interpolationsverfahren ein Computereingangssignal aus den ermittelten Kalibrierwerten abgeleitet werden kann, das zu d oder D = exp( ,u · d) proportional ist. Bei der weiteren Verarbeitung des Computereingangssignals muß dann selbstverständlich der Zusammenhang zwischen dem Kalibrierwert und der Dicke d der Kalibriermateriaischicht berücksichtigt werden.

Fig. 4 zeigt einen schematisehen Durchschnitt durch fünf aufeinandergelegte Kunststoffplatten 21...25 in Form von Kugelsektoren. Bei der Kalibrierung der Anordnung für Computertomographie nach Fig. 1 liegt die gemeinsame mathematische Mitte M der Kugelsektoren in der Röntgenstralüenquelle und befinden sich die Platten 21...25 an der Stelle des Patienten 4. Die Strahlung im Rontgenstrahlenbündel 3 trifft

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die Platten 21...25 an allen Stellen senkrecht, so daß die durchstrahlte Dicke gleich der reellen Dicke der Paten ist. Die bei der Kalibrierung ermittelten Daten können daher ohne weiteres dem Speicher 7 zugeführt werden. Die Platten 21...25 sind vorzugsweise aus Perspex, einem Acrylglas, hergestellt. Bei der Kalibrierung werden die Kunststoffplatten 21...25 . einzeln und in beliebigen Kombinationen durchstrahlt, so daß - weil die Kunststoffplatten nicht gleich dick sind - die Detektorausgangssignale für eine Vielzahl unterschiedlicher Dicken der Kalibriermaterialschisht gemessen und zusammen mit diesen Dicken gespeichert .werden können.

Durch fortlaufendes Anpassen der bei der Kalibrierung bestimmten und im Speicher 7 geschriebenen Daten, von denen die Fig. 2 und 3 graphische Darstellungen geben, an die Strahlungsausgangsleistung der Röntgenstrahlenquelle, wird das Auftreten von Fehlern in den Berechnungen durch eine Änderung dieser Leistung unterdrückt. Das Ausgangssignal S^ des i. Detektors aus der Reihe auf einem Kreisbogen angeordneter Detektoren ist eine Funktion h.(w) der Strahlungsausgangsleistung W der Röntgenstrahlenquelle. Der Wert von S. ., der zu jedem Zeitpunkt einer Kalibriermaterialschicht mit einer Dicke d. entspricht, kann daher in erster Annäherung wie folgt geschrieben werden:

worin die Indizes "o" auf bei der Kalibrierung festgestellten Werten hinweisen. Durch fortlaufende Messung von W, erfindungsgemäß mit einem Zusatzdetektor, können auf die skizzierte Weise fortlaufend die im Speicher 7 geschriebenen Daten angepaßt werden. Bei der Kalibrierung der Anordnung für Computertomographie müssen dazu neben den in Fig. 2 oder 3 dargestellten Daten im Speicher 7 auch die Strahlungsausgangs-

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leistung W der Röntgenquelle und

gesammelt werden. Letztgenannter Wert wird durch die Ausführung zweier Kalibriermessungen bei jeder Plattendicke d_i des Kalibriermaterials, und zwar bei den Strahlungsausgangsleistungen W° und W° + Z^ bestimmt, wobei^^W. Der gewünscht Wert folgt dann aus folgenden Gleichungen:

S₁₁ (w = w°) = s°

und

Durch die fortlaufende Anpassung der bei cfer Kalibrierung bestimmten und im Speicher 7 gespeicherten Daten, von denen Fig. 2 oder 3 eine graphische Darstellung gibt, an die Hochspannung und an den Strom der Röntgenröhre 2 (siehe Fig. 1), wird das Auftreten von Fehlern in den Berechnungen durch eine Änderung der Hochspannung und des Stromes unterdrückt. Das Ausgangssignal S. des i. Detektors aus der Reihe auf einem Kreisbogen angeordneter Detektoren ist eine Funktion f^(V_t I) der Hochspannung V und des Stroms I der Röntgenröhre. Der. Wert von S^., der zu jedem Zeitpunkt einer Kalibriermaterialschicht mit einer Dicke d. entspricht, kann daher in erster Annäherung wie folgt geschrieben werden:

worin die Indizes "o" auf bei der Kalibrierung festgestellte Werte hinweisen. Durch fortlaufendes Messen von V und I alt zwei weiten unten zu beschreibenden Zusatzdetektoren können

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auf die skizzierte Weise fortlaufend die im Speicher 7 geschriebenen Daten angepaßt werden. Bei der Kalibrierung dar Anordnung für Ccmputertoraographie müssen dazu neben den in Fig. 2 oder Fig. 3 dargestellten Daten im Speicher 7 auch die Hochspannung V°, der Strom I⁰ und die Werte

\ iv / ο

und gesammelt werden.

Diese letzten Werte werden durch die Ausführung von drei Kalibriermessungen bei jeder Schichtdicke d. des KalibriermateriäTs bei nachstehenden Röntgenröhreneinstellungen bestimmt: V⁰, 1°; V° + Δ V, I⁰ und V°, 1° +Z\I, wobei Δν^ V⁰ und /L I^ 1°. Die gewünschten Werte ergeben sich dabei aus nachstehenden Gleichungen:

s_ld (v°, i°) = s°,

Die Hochspannung V und der Strom I werden erfindungsgemäß mit zwei Röntgendetektoren mit verschiedener Spektralempfindlichkeit gemessen. Bei der Messung der Strahlung einer Röntgenröhre mit einer Wolframdrehanode, mit der Röntgenstrahlung mit einer Energie von 80 bis 150 keV erzeugt wird, gilt für das Ausgangssignal R eines Röntgendetektor im allgemeinen:

R = Konstante · I^ · V ^ ,
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worin die Exponenten ;x und β vom Energiespektrum der voin Detektor absorbierten und somit gemessenen Strahlung abhängig sind. Für einen Szintillationsdetektor mit einem NaJ-Krlstall mit einer Dicke von 1 rnm, der vorwiegend x^eiche Strahlung absorbiert, gilt zum Beispiel, daß <Xund β ungefähr 1 bzw. sind. Für einen Szintillationsdetektor mit einem NaJ-Kristall mit einer Dicke von 10 mm, der Strahlung über ein Kupferfilter mit einer Dicke von 5 mm mißt und somit vorwiegend harts Strahlung absorbiert, gilt beispielsweise, daß λ und β runge fähr 1 bzw. 6 betragen. Bezeichnen wir die verschiedenen Detektoren mit den Indizes "1" und"2", so gilt folgendes:

R₁ = Ie₁ · I⁰"'¹ · V ¹ (Ic₁: Konstante)

^2 JS? ,
R₉ = kp · I · V^r (k_?: Konstante)

Aus diesen zwei Gleichungen und somit auch aus den zwei Messungen können V und I bestimmt werden.

Eine andere Annäherung besteht darin, daß gleich voraus-gesetzt wird, daß das Aus gangs signal S. des i. Detektors aus der Reihe auf einem Kreisbogen aufgestellter Detektoren eine Funktion. Ik(R₁, R₂) der beiden Ausgangssignale R₁ und R₂ der Zusatzdetektoren sind, mit denen die Hochspannung V und der Strom I der Röntgenröhre gemessen wird. Der Wert von S.., der zu jedem Zeitpunkt einer Kalibriermaterialschicht mit einer Dicke d. entspricht,, !kann

J in erster Annäherung wie folgt geschrieben werden:

_A ( Ry₁ , R₀ ) 1 , _r

_o /Qg. AR.,R₂)) ο /^g₁₁(R₁ ,RpA . _Ro ii ^{= S}ii +.' · (R₁ - R₁ ) ₊ _o-(R2-^R2

worin die Indizes "o" auf bei der Kalibrierung festgestellte Werte hinweisen. Durch fortlaufendes Messen von R₁ und. SL·

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können ununterbrochen die im Speicher 7 gesammelten Daten an die momentanen Werte der Hochspannung V und des Stroms I der Röntgenröhre angepaßt werden. Bei der Kalibrierung der Anordnung für Computertomographie müssen dazu neben den in Fig. 2 dargestellten Daten auch R^⁰, R₂° und die Werte

^Sg₁₁ (R₁,R₂)N
V. * ^R1 Jo

V C ^R2

im Speicher gesammelt werden.

Diese letzten Werte werden durch die Ausführung von drei Kalibriermessungen bei jeder Schichtdicke d. des Kalibriermaterials bei folgenden Röntgenröhreneinstellungen bestimmt v/erden:

V°, I⁰; V° +Z-V, I⁰ und V⁰, I⁰ +/±1, wobei Av4v° und ZXl^I⁰. Die gewünschten Werte ergeben sich aus nachstehenden Gleichungen:

s_±i (v°, i°) = s° ■

Es sei bemerkt, daß, wenn die Röntgenröhre hinsichtlich eines der Parameter V und I stabil genug ist, die Anpassung der in. Fig.-2

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dargestellten Daten auf fortlaufendes Anpassen an den Wert des anderen Parameters beschränkt bleiben kann. Das Verfahren ist dabei den für die Anpassung an die Strahlungsaus gangs leistung der Röntgenröhre direkt vergleichbar.

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Claims

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PATENTANSPRÜCHE;

Anordnung für Computertomographie mit einer Röntgenstrahlenquelle (2) zum Durchstrahlen eines Patienten (4) in mehreren Richtungen, mit einer Anzahl von Röntgendetektoren (5) und einem Signalverarbeitungskreis (6), mit einem Speicher (7) für die Verarbeitung von Detektorausgangssignalen zu Computereingangssignalen, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalverarbeitungskreis ( 6) eingerichtet ist zum Vergleichen der ermittelten Detektorausgangssignale (S.) mit im Speicher gesammelten Detektorausgangssignalen (S. .)» die bei der Durchstrahlung einer Anzahl von Schichtdicken (21...25) eines Kalibriermaterials mit zumindest nahezu gleichen Röntgenabsorptionseigenschaften wie menschliches Gewebe erhalten sind, und zur Bestimmung eines Kalibrierwertes (d; D) durch Interpolation, der eine Funktion der dem gemessenen Detektorausgangssignal (S. ) entsprechenden Schichtdicke (d) des Kalibriermaterials ist und aus dem das Computereingangssignal abgeleitet wird.
2. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die im Speicher (7) gesammelten Detektorausgangssignale (S.^) bei der Durchstrahlung einer Anzahl von Kunst-

1J . .

stoffplatten (21...25) in Form konzentrischer Kugelsektoren erhalten worden sind, deren mathematische Mitten (M) in der Röntgenstrahlenquelle (2) liegen.
3. Anordnung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Kunststoffplatten (21...25) aus Perspex bestehen.
4. Anordnung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie einen Röntgendetektor enthält, der zum Erzeugen eines Ausgangssignals für die fortlaufende Anpassung der im Speicher gesammelten Detektorausgangssignale (S. .) an den momentanen Wert der Strahlungsaus-

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gangs le istung ('V) der Röntgenquelle (2) bestimmt ist.
5. Anordnung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß diese zwei Röntgendetektoren mit unterschiedlicher Spektralempfindlichkeit enthält, die zum Erzeugen von Ausgangssignalen (R^, R£) für die ununterbrochene Anpassung der im Speicher gesammelten Detektorausgangssignale (3..) an den momentanen Wert der Hochspannung (V) und des Stroms (I) einer als Röntgenröhre ausgeführten Röntgenquelle (2) bestimmt sind.
6. Detektorpaar für die Verwendung in einer Anordnung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß dieses Paar mit einen Szintillationskristall mit einer Dicke von ungefähr 1 mm sowie mit einem Szintillationskristall mit einer Dicke von ungefähr 5 mm versehen ist, welcher letzte Kristall mit einem Filter aus Kupfer oder Messing mit einer Dicke von ungefähr 5 mm abgeschirmt ist.

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