DE3913302C2

DE3913302C2 - Computertomographiesystem

Info

Publication number: DE3913302C2
Application number: DE3913302A
Authority: DE
Inventors: Minoru Oda
Original assignee: Mitsubishi Electric Corp
Current assignee: Mitsubishi Electric Corp
Priority date: 1988-07-20
Filing date: 1989-04-22
Publication date: 1996-07-18
Anticipated expiration: 2009-04-23
Also published as: JPH0798039B2; JPH0231745A; GB8908194D0; US5126938A; GB2221129A; GB2221129B; DE3913302A1

Description

Die Erfindung betrifft einen Computertomographen nach dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.

Fig. 1 stellt eine Zeichnung des Aufbaus einer Meßanordnung eines konventionel len Systems zur Durchführung einer Computertomographie (CT) dar. In Fig. 1 sind mit dem Bezugszeichen 1 eine Strahlenquelle wie z. B. eine Röntgenstrahlungs quelle, mit den Bezugszeichen 2₁-2 _m Strahlendetektoren wie z. B. Röntgenstrah lendetektoren, mit dem Bezugszeichen 2 ein aus den Strahlendetektoren 2₁-2 _m zusammengesetztes Strahlendetektorfeld und mit dem Bezugszeichen 3 ein Unter suchungsobjekt bezeichnet. Die Strahlenquelle 1 und das Strahlendetektorfeld 2, die zusammen eine Meßanordnung 4 bilden und zwischen denen das Untersu chungsobjekt 3 angeordnet ist, werden von einer nicht dargestellten Antriebsein heit gedreht und um das Untersuchungsobjekt 3 herumbewegt, wobei ihre Relativ positionen zueinander fest bleiben.

Im folgenden wird die Funktionsweise erklärt. Zuerst erfassen die Strahlendetekto ren 2₁-2 _m die von der Strahlenquelle 1 ausgesendeten Strahlen. Der von der Strahlenquelle 1 emittierte Strahl tritt durch jeden Abschnitt des Untersuchungs objektes 3 hindurch, um auf die Strahlendetektoren 2₁-2 _m mit einer Strahlendosis zu treffen, welche aufgrund der Absorption im Untersuchungsobjekt 3 abgeschwächt ist.

Die Strahlenquelle 1 und die Strahlendetektoren 2₁-2 _m, die die mechanisch integrierte Meßanordnung 4 bilden, drehen sich allmählich um das Untersuchungs objekt 3, wobei deren Relativpositionen zueinander fest bleiben und das Unter suchungsobjekt 3 zwischen ihnen angeordnet ist. Anschließend sendet die Strah lenquelle 1 Strahlen in jeder Drehposition aus, und dann werden die aufgenomme nen Strahlensignale entsprechend gemessen, welche von jedem Strahlendetektor 2₁-2 _m aufgenommen wurden.

Die Funktion dieses Systems besteht darin, die Verteilung der Strahlenabsorptions stärke von jedem Abschnitt im Untersuchungsobjekt 3 zu bestimmen, was aus den erfaßten Signalen bei sämtlichen Drehstellungen berechnet wird, und sie als Quer schnittsbild auf dem CRT anzuzeigen. Die erfaßten Daten der Strahlendetektoren 2₁-2 _m, die das Untersuchungsobjekt 3 während einer Drehstellung übertragen, entsprechen einer fächerförmigen Verteilung der Strahlen, und deshalb werden die Daten, die von den Fächerstrahl-Projektionsdaten in Parallelstrahl-Projektionsdaten umgewandelt sind, benötigt, um die Verteilung der Strahlenabsorptionsstärke zu berechnen. Anschließend werden in herkömmlicher Weise die der Parallelprojektion entsprechenden Daten durch Interpolation aus den Fächerstrahl-Projektionsdaten berechnet, und dann wird die Verteilung der Strahlenabsorptionsstärke unter Verwendung eines Algorithmus für die Bildrekonstruktion wie z. B. der Methode der gefilterten Rückprojektion u.ä. rekonstruiert.

Bei den herkömmlichen Computertomographiesystemen, wie oben beschrieben, verursachen die Interpolationsrechnungen Probleme, da sie sehr viel Zeit in An spruch nahmen. Außerdem hatte das Absorptionsstärkeverteilungsbild eine ungenü gende Auflösung, und das rekonstruierte Bild war nur von geringer Schärfe.

Aus der DE 34 26 934 A1 ist ein Computertomograph der eingangs genannten Art bekannte bei welchem der Abtastabstand kleiner als die Teilung der Strahlendetek toren sein soll, um das Nyquist-Kriterium zu erfüllen, das berücksichtigt werden muß, um eine Auflösung entsprechend dem Abstand zwischen den Strahlende tektoren zu erhalten. Um eine Strahlensituation zu realisieren, bei der jeder Strah lendetektor von der Position auf einer ersten Linie zu einer Position auf einer benachbarten zweiten Linie bewegt wird, ist es erforderlich, eine Strahlungsquelle vorzusehen, die zwei getrennte punktförmige Strahlungsquellen besitzt, welche entsprechend der Verschiebung der Strahlendetektoren abwechselnd Strahlung emittieren.

Eine solche Anordnung ist jedoch in der Bedienung und Steuerung umständlich und aufwendig, was sich auch nachteilig auf die Umrechnungsprozedur auswirkt, wodurch nicht nur ein leistungsfähiger und somit teurer Computer notwendig wird, sondern sich auch die Realzeit- und Qualitätseigenschaften des Computertomo graphen verschlechtern. Außerdem hat sich in der Praxis gezeigt, daß bei einem derartigen herkömmlichen Computertomographen die Auflösung und die Schärfe, insbesondere am Bildrand, nicht immer befriedigend sind.

Deshalb schlägt die Erfindung gemäß Anspruch 1 vor, den bekannten Computer tomographen nach den Merkmalen im Kennzeichen des Patentanspruchs 1 weiterzuentwickeln.

Beim erfindungsgemäßen Computertomographen sind die Winkel zwischen benach barten Strahlen nicht gleich, sondern werden mit ansteigendem I, also mit zuneh mender Entfernung von der Mittelachse größer. Mit der erfindungsgemäßen Lehre läßt sich eine "Parallelisierung" der Strahlen auf besonders einfache Art erzielen, um das Nyquist-Kriterium zu erfüllen, ohne daß - wie beim Stand der Technik - mehrere punktförmige Strahlenquellen erforderlich sind. Außerdem werden mit Hilfe der erfindungsgemäßen Anordnung die Verzerrungen insbesondere am Rand des Strahlendetektorfeldes reduziert bzw. vermieden, was sich vorteilhaft auf die Auflösung und die Schärfe des gesamten Bildes auswirkt.

Vorteilhafte Ausführungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen gekenn zeichnet.

Nachfolgend werden bevorzugte Ausführungen der Erfindung anhand der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigt:

Fig. 1 schematisch die Meßanordnung mit der Strahlenquelle, den Strahlen detektoren und dem Untersuchungsobjektes bei einem herkömm lichen Computertomographen;

Fig. 2 im Blockschaltbild das Gesamtsystem einer ersten Ausführung des erfindungsgemäßen Computertomographen;

Fig. 3 die Meßanordnung mit der Strahlenquelle, den Strahlendetektoren und dem Untersuchungsobjektes bei der ersten Ausführung gemäß Fig. 2;

Fig. 4 eine Reihe von Bestrahlungsbildern entsprechend der stufenweisen Drehbewegung des Detektorfeldes und der Strahlenquelle;

Fig. 5(A) und 5(B) in schematischer Form Datenfelder vor und nach der erfindungs gemäßen Verarbeitung; und

Fig. 6 den Aufbau eines Strahlendetektorfeldes in einer zweiten Ausführung.

In Fig. 2 ist eine Ausführung der Erfindung dargestellt, wobei dieselben Bezugs zeichen für dieselben Teile aus Fig. 1 übernommen wurden. Mit 5 ist ein Bett bezeichnet, das in Vorwärts- und Rückwärtsrichtungen bewegt werden kann, um Bildsektionen auszuwählen, während es ein Untersuchungsobjekt trägt (einen Patienten oder einen Gegenstand für eine Diagnose); mit 11 ist ein Röntgenröhren treiber bezeichnet, der die Strahlenquelle 1 treibt; mit 12 ist eine Bettantriebsein heit bezeichnet, die das Bett 5 bewegt, um die Ausschnittsposition des Unter suchungsobjektes 3 festzulegen, mit 13 ist eine Detektorantriebseinheit bezeichnet, die die Meßanordnung 4 während der Bestrahlungen dreht; mit 14 ist ein Signalauf zeichnungsteil bezeichnet, in welchem die Ausgangssignale von jedem Strahlende tektor 2₁-2 _m, die das Strahlendetektorfeld 2 bilden, gesammelt und für die Durchführung einer Analog/Digital-Wandlung verstärkt werden, gefolgt von der Übertragung zu einem Computersystem 20; das Computersystem 20 steuert das gesamte Computertomographiesystem und rekonstruiert Bilder; mit 21 ist eine Röntgenröhrensteuerung bezeichnet, die den Röntgenröhrentreiber 11 steuert (ein Programmabschnitt); mit 22 ist eine Bettsteuerung bezeichnet, die die Bettantriebs einheit 12 steuert; mit 23 ist eine Detektorsteuerung bezeichnet, die die Detektor antriebseinheit 13 steuert; mit 24 ist eine Bildrekonstruktionseinheit zur Rekon struktion eines Verteilungsbildes der Röntgenstrahlungsabsorptionsstärke des Untersuchungsobjektes 3 aus den Parallelstrahlen-Daten bezeichnet; mit 25 ist eine Einheit zur Umordnung der Daten und Umwandlung der Datenadressen bezeichnet; mit 26 ist eine Bildanzeige bezeichnet, die das Verteilungsbild der Röntgenstrah lungsabsorptionsstärke erzeugt; mit 27 ist eine Datenspeichereinheit zur Speiche rung der Bilddaten und der erfaßten Daten bezeichnet; mit 28 ist ein Bedienteil (Tastatur etc.) zur Bedienung des Computertomographiesystems mit Hilfe des Computersystems 20 bezeichnet. Die Strahlenquelle 1 und das Strahlendetektorfeld 2, die zusammen die Meßanordnung 4 bilden, sind so aufgebaut, daß sie angetrie ben und um das Untersuchungsobjekt 3 über einen Winkel von 180° oder 360° gedreht werden können, wobei das Verhältnis ihrer gegenseitigen Positionen festbleibt.

Fig. 3 zeigt schematisch im einzelnen die Anordnung der Strahlenquelle, der Strahlendetektoren und des Untersuchungsgegenstandes zueinander, wobei hier jeder Strahlendetektor mit I bezeichnet ist, und zwar von I = 1 für den ersten Strahlendetektor 2₁ bis I = M für den m-ten Detektor 2 _m. Gemäß Fig. 3 soll eine Lotlinie h, die vom Drehpunkt der Meßanordnung 4 auf die entsprechenden, den Strahlendetektoren 2₁-2 _m zugehörigen Strahlen gefällt wird, um den gleichen Wert Δh ansteigen.

Dieses Verhältnis kann durch folgende Gleichung ausgedrückt werden:

wobei der Detektor in der Mitte des Detektorfeldes 2 mit I = O und jeder weitere Detektor mit I von I = -M für den Detektor 2₁ bis I = M für den Detektor 2 _m be zeichnet wird; R ist der Abstand zwischen der Strahlenquelle 1 und dem Drehpunkt der Meßanordnung 4; Θ(I) ist der Winkel zwischen dem auf den Strahlendetektor I auftreffenden Strahl und der Mittelpunktsachse. In diesem Fall sind die Winkel zwischen benachbarten Strahlen nicht gleich, sondern werden mit ansteigendem I größer.

Im folgenden wird die Funktion des zuvor beschriebenen Computertomographen anhand von Fig. 4 erklärt, wobei jede Winkelkoordinate bei den Bestrahlungs positionen der Strahlenquelle 1 mit J bezeichnet ist.

Die erste Bestrahlung wird durchgeführt, wenn sich die Meßanordnung 4 in einer Position entsprechend der durchgezogenen Linien (J = 1) befindet. Eine zweite Bestrahlung wird in einer Position entsprechend der gestrichelten Linien (J = 2) durchgeführt, wobei die Meßanordnung 4 um einen Winkel verdreht ist, der gleich einem Winkel α zwischen dem ersten Detektor 2₁ und dem zweiten Detektor 2₂ in bezug auf die Strahlenquelle 1 ist. Auf diese Weise wird der vor der Verdrehung auf den ersten Strahlendetektor 2₁ auftreffende Strahl parallel zu den nach der Verdrehung auf den zweiten Strahlendetektor 2₂ auftreffenden zweiten Strahl. Wie oben beschrieben, sind die Strahlenquelle 1 und die Strahlendetektoren 2₁-2 _m auf demselben Kreisumfang und in gleichen Abständen zueinander angeordnet, und deshalb sind alle Winkel zwischen benachbarten Strahlen gleich α. Somit entspricht die Winkelstellung zwischen benachbarten Strahlen der der Strahlendetektoren, und deshalb wird der vor der Verdrehung auf einen Strahlendetektor I auftreffende Strahl parallel zu den nach der Verdrehung auf den nächstfolgenden Strahlendetektor I+1 auftreffenden Strahl. Gleichzeitig bewegt sich das Strahlendetektorfeld 2 um den halben Abstand zwischen zwei benachbarten Strahlendetektoren weiter. Auf diese Weise wird das Strahlendetektorfeld 2 um den gleichen (kleinen) Winkel schritt wiederholt gedreht, was eine Rotation von 180° oder 360° zur Folge hat, während es die Daten sammelt, die von jedem Detektor 2₁-2 _m in jeder Dreh stellung aufgenommen werden.

Die Daten sind als D(I, J) bezeichnet, wobei I die Zahl der Detektoren (1-M) und J die Drehwinkelkoordinate (1-N) ist. Die Daten D(I, J) mit J=I, d. h. D(1, 1), D(2, 2), D(3, 3) etc. werden als diejenigen Daten angesehen, die man bei Par allelbestrahlung erhält. Ferner werden ebenfalls die Daten D(I, I+J) wie D(I, I+1), D(I, I+2), D(I, I+3) etc. als diejenigen Daten angesehen, die man durch Parallelbestrahlung erhält.

In den Fig. 4 (a) bis (e) ist dieser Vorgang zwischen dem Bestrahlungsprozeß und der Datenregistrierung dargestellt. Die Figuren zeigen fünf aufeinanderfolgende Be strahlungen, z. B. (a) eine erste Bestrahlung und (b) eine zweite Bestrahlung, nachdem die Winkelkoordinate für die Abbildungsposition von J=1 auf J=2 erhöht wurde. Die Strahlen a, b, c, d und e in Fig. 4 sind parallel zueinander, wie Fig. 4(f) zeigt. Den Datensatz von N Paaren erhält man durch einen parallelen Strahl, nachdem die Datenregistrierung über sämtliche Winkelkoordinaten J (1 bis N) auf diese Weise durchgeführt wurde. In anderen Worten, wenn die Daten D(I, J) in D(I, J0) umgeordnet sind, wobei

J₀ = I + J (2),

erhält man N Sätze von Parallelstrahlen-Daten.

Jedoch wird im Fall von J0 = I + J < N die Berechnung mit folgender Gleichung durchgeführt:

J₀ = I + J - N (I + J < N) (3)

Die Fig. 5(A) und (B) verdeutlichen das Umordnungsverfahren der oben erwähnten Daten, und in (A) und (B) sind entsprechend die Zustände vor und nach der Daten umordnung dargestellt. Wenn somit sowohl die Strahlenquelle 1 als auch das Strahlendetektorfeld 2 schrittweise um den Winkel verdreht werden, der gleich dem Winkel zwischen zwei benachbarten Strahlen ist, um die Strahlendaten in jeder Drehposition aufzunehmen, gefolgt von einer Datenumordnung, kann man sofort die Parallelstrahlen-Daten erhalten. Außerdem kann dasselbe Ergebnis wie die oben beschriebene Datenumordnung erreicht werden durch einfaches Ver ändern der Reihenfolge der ausgelesenen Daten von D(I, J) in D(I, J0), gestützt auf die obenbeschriebene Adressen-Reihenfolge (Gleichungen (2) und (3)). Fig. 5(A) verdeutlicht die Umordnung der ausgelesenen Daten, wie anhand der Pfeillinien gezeigt ist. Somit entfällt die Umrechnung durch Interpolation aus den Fächer strahlen- in Parallelstrahlen-Daten, welche beim Stand der Technik erforderlich ist, so daß die Berechnungsprozedur verringert wird. Ferner kann die durch die Inter polation verursachte Verschlechterung der Auflösung im rekonstruierten Bild vermieden werden, was zu einer Qualitätsverbesserung des rekonstruierten Bildes führt.

Durch die zuvor beschriebene Anordnung tritt keine Distortion in den rekonstruier ten Bildern auf, und es kann eine bemerkenswerte Herabsetzung in der Bildstreu ung erzielt werden.

Das Verhältnis E der Bildstreuung zum Bildradius kann nämlich in folgender Glei chung ausgedrückt werden:

wobei Θ_MAX der halbe Winkel des auf den Strahlendetektor am äußersten Rand auftreffenden Strahls ist.

Hat der Fächerstrahl einen Winkel von 30° (Θ_MAX = 15), liegt der Maximalwert von E etwa bei 0,001 und ist deshalb praktisch vernachlässigbar.

Fig. 6 zeigt den Aufbau eines Strahlendetektorfeldes 2, wie es in einer weiteren Ausführungsform der Erfindung Verwendung findet. Das in Fig. 6 gezeigte Strah lendetektorfeld 2 ist ebenso einsetzbar in Computertomographiesysteme gemäß der zuvor beschriebenen Ausführung der Erfindung. Das Strahlendetektorfeld 2 weist in alternierender Anordnung Strahlendetektoren 2₁, 2₂, 2₃, . . . und 2 _m und Elemen te zur Strahlenisolierung 6₀, 6₁, 6₂, 6₃, . . . und 6 _m mit derselben Dicke wie die Strahlendetektoren auf.

Unter der einfachen Annahme, daß nur die räumliche Auflösung von Bedeutung ist, ist es wünschenswert, die Strahlendetektoren mit einer mindestmöglichen Dicke herzustellen. Da jedoch die Anzahl der Strahleninformation mit der Reduzierung der Dicke der Strahlendetektoren sinkt, beträgt der optimale Wert für die Dicke der Strahlendetektoren die Hälfte des Abstandes der Strahlendetektoren zueinander im Hinblick auf räumliche Auflösung und Informationsmenge. Ist das Strahlende tektorfeld unter diesen Voraussetzungen aufgebaut, so entstehen zwischen be nachbarten Strahlendetektoren Lücken von gleicher Dicke wie die Strahlendetekto ren, und in diesen Lücken kann eine entsprechende Isolierung vorgesehen werden.

Die in den Lücken entsprechend angeordneten Isolierungen eliminieren Streustrah lung, die den Kontrast des rekonstruierten Bildes verschlechtern, so daß der Kon trast des reproduzierten Bildes merklich verbessert wird. Im herkömmlichen Compu tertomographiesystem wurde in erster Linie Wert gelegt auf eine größere Strahlen menge, und es war recht schwierig, die Strahlendetektoren mit kleinen Lücken dazwischen anzuordnen, und es war unmöglich, ein herkömmliches Strahlende tektorfeld mit einer derartigen Strahlenisolierung vorzusehen.

Obwohl die offensichtliche Menge von erfaßbarer Strahlung reduziert wird, wenn Strahlendetektoren mit dazwischenliegenden Lücken vorgesehen werden, macht die Verbesserung der räumlichen Auflösung und des Kontrastes die Abnahme der Strahlenmenge wieder wett, und der Gesamteffekt einer derartigen Verbesserung läßt die Menge der Strahleninformation wieder ansteigen. Bei der Ausführungsform gemäß Fig. 3 ist die Teilung der Bewegung der Strahlendetektoren für die Auf nahme eines Tomogramms nicht im strikten Sinne halb so groß wie der Abstand der Strahlendetektoren, jedoch etwa halb so groß. Somit ist ein Strahlendetektor feld mit einem Aufbau ähnlich wie das in Fig. 6 gezeigte Strahlendetektorfeld auch einsetzbar in der Ausführung gemäß Fig. 3, um dieselben Verbesserungen zu erzielen.

Claims

1. Computertomograph, bei welchem

- eine Strahlungen emittierende Strahlenquelle (1) und ein Strahlendetektorfeld (2) mit mehreren Strahlendetektoren (2₁-2 _m) derselben Art zur Erfassung der Strahlen von der Strahlenquelle (1) gemeinsam eine Meßanordnung (4) bilden, die um eine durch ein Unter suchungsobjekt (3) laufende Drehachse von einer Antriebseinheit (13) für die Abtastung auf eine Vielzahl festgelegter Erfassungspositionen verdreh bar ist,
- die durch das Untersuchungsobjekt (3) geleiteten Strahlen während der Drehung der Meßanordnung (4) von jedem Strahlendetektor (2₁-2 _m) des Strahlendetektorfeldes (2) erfaßt und die daraus erhaltenen Bilddaten der einzelnen Strahlendetektoren (2₁-2 _m) bezüglich der einzelnen Erfassungs positionen von einem Computer (20) zur Erzeugung eines Tomogramms vom Untersuchungsobjekt (3) berechnet und in einer Einheit (25) zur Daten umordnung umgeordnet werden, und
- die Drehwinkelteilung der Antriebseinheit (13) gleich dem halben Abstand zwischen zwei benachbarten Strahlendetektoren ist, so daß das Strahlende tektorfeld (2) während der Abtastung jeweils um den halben Abstand zwi schen zwei benachbarten Strahlendetektoren weiterverdrehbar ist,

dadurch gekennzeichnet, daß

- jeder der Strahlendetektoren (2₁-2 _m) und die Strahlenquelle (1) derart angeordnet sind, daß das Lot (h), das vom Drehpunkt der Meßanordnung (4) auf den von der Strahlenquelle (1) auf den jeweiligen Strahlendetektor (2₁, . . . 2 _m) auftreffenden Strahl gefällt wird, von Strahl zu Strahl um das gleiche Inkrement (Δh) ansteigt und sich der Winkel Θ(I) zwischen dem Strahl und einer den Drehpunkt der Meßanordnung (4) mit der Strahlenquelle (1) verbindenden Mittelachse nach folgender Gleichung bestimmt: wobei der Strahlendetektor in der Mitte des Strehlendetektorfeldes (2) mit I = 0 und jeder weitere Strahlendetektor mit I von I = -M für den ersten Strahlendetektor (2₁) bis I = M für den letzten Strahlendetektor (2 _m) be zeichnet ist und R der Abstand zwischen dem Drehpunkt der Meßanordnung (4) und der Strahlenquelle (1) ist.

2. Computertomographiesystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Einheit (25) zur Datenumordnung vom Computer (20) realisiert ist.

3. Computertomographiesystem nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung zur Speicherung der Bilddaten in einer Datenspeichereinheit (27) vorgesehen ist und die Datenumordnungseinheit (25) neue Bilddaten D₁(I, J₀) aus den in der Datenspeichereinheit (27) gespeicher ten Bilddaten D(I, J) erzeugt, gestützt auf eine Adressenberechnung, wonach bei 1 + J N: J₀ = I + J und
bei 1 + J < N: J₀ = I + J-N ist,wobei jeder Strahlendetektor (2₁-2 _m) des Strahlendetektorfeldes (2) entsprechend mit I = 1, 2, . . . I im Uhrzeigersinn und jede Winkelkoordinate der Bestrahlungs positionen entsprechend mit J = 1, 2, . . . N entgegen des Uhrzeigersinns numeriert sind.

4. Computertomographiesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Dicke der Strahlendetektoren (2₁-2 _m) des Strahlendetektorfeldes (2) ungefähr die Hälfte des Abstandes der Strahlendetekto ren (2₁-2 _m) zueinander beträgt und Isolierungen (6₀-6 _m) jeweils zwischen zwei benachbarten Strahlendetektoren (2₁-2 _m) sowie an beiden Enden des Strahlende tektorfeldes (2) angeordnet sind.