DE69124781T2

DE69124781T2 - Verfahren um den dynamischen bereich eines bildsystems zu verbessern

Info

Publication number: DE69124781T2
Application number: DE69124781T
Authority: DE
Inventors: John Pavkovich; Edward Seppi; Edward Shapiro
Original assignee: Xenogenex Inc
Current assignee: Varian Medical Systems Technologies Inc
Priority date: 1990-07-02
Filing date: 1991-07-02
Publication date: 1997-10-09
Anticipated expiration: 2011-07-03
Also published as: EP0489154B1; DE69124781D1; EP0489154A1; US5168532A; JPH05502610A; WO1992000574A1; AU633756B2; EP0489154A4; JP3197560B2; AU8338891A

Description

Gebiet der Erfindung

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Verbesserung des dynamischen Bereiches in Computertomographiesystemen, welches einen Bildverstärkungsdetektor einschließt, um die Erzeugung von besseren Bildern zu unterstützen.

Hintergrund der Erfindung

In den vergangenen Jahren hat ein Gebiet, das nun als Computertomographie weit bekannt ist, viel Interesse hervorgerufen. In einem typischen Verfahren, bei dem die Computertomographie (oder CT) angewendet wird, sind eine Röntgenstrahlquelle und ein Detektor auf gegenüberliegenden Seiten desjenigen Bereichs einer Probe physikalisch miteinander gekoppelt, welcher zu untersuchen ist. Die Probe kann beispielsweise ein Patient oder ein Phantom oder andere Objekte sein. Die Röntgenstrahlen sind dergestalt, daß sie durch die zu untersuchende Probe hindurchtreten, während der Detektor diejenigen Röntgenstrahlen mißt, die durch die Probe gelangen, ohne absorbiert oder abgelenkt zu werden. Periodisch werden die als Paar angeordneten Quelle und Detektor in verschiedenen Winkelstellungen um die Probe gedreht, und das Datenerfassungsverfahren wird wiederholt.
Eine sehr große Zahl von Dämpfungswerten kann durch Vorgehensweisen dieser Art erhalten werden. Die relativ großen, derart angesammelten Datenmengen werden durch einen Computer weiterverarbeitet, welcher typischerweise eine mathematische Datenreduzierung durchführt, um Dämpfungswerte für eine sehr hohe Zahl von Transmissionswerten (typischerweise in der Größenordnung von Hunderttausenden) innerhalb des abgetasteten Bereichs der Probe zu erhalten. Diese Daten können dann kombiniert werden, um eine Rekonstruktion der Matrix zu ermöglichen (visuell oder anderweitig), welche eine genaue Darstellung der Dichtefunktion des untersuchten Probenbereichs darstellt.
Bei der Betrachtung von einem oder mehreren solcher Bereiche können medizinische Diagnostiker verschiedene Körperelemente diagnostizieren, wie z.B. Tumore, Blutklumpen, Zysten, Hämorrhagien und verschiedene Abnormalitäten, welche vorher, wenn überhaupt, nur mit viel umständlicheren und in vielen Fällen für den Patienten gefährlicheren Techniken detektierbar waren.

CT-Abtaster

Während sich Apparate der vorgenannten Art als effiziente Diagnostiziergeräte erwiesen haben und als große Fortschritte in der Radiographie erachtet wurden, litten die Apparate der ersten Generation an vielen Unzulänglichkeiten. Die Aufnahme von Rohdaten nahm oft einen unerwünscht langen Zeitraum in Anspruch, der u.a. für einen Patienten Unbequemlichkeiten und Streß bedeutete. Die Unfähigkeit eines Patienten, über einen solch langen Zeitraum ruhig zu verharren, konnte ebenfalls zu einem Verwaschen des zu erhaltenden Bildes führen.
Im US-Patent US-A-4,149,248 von John M. Pavkovich, mit dem Titel Vorrichtung und Verfahren zur Rekonstruktion von Daten und demselben Anmelder wie dem vorliegenden Patent zuerteilt, sind Vorrichtungen und Verfahren offenbart, welche eine Reihe von Problemen des Standes der Technik zu lösen helfen, besonders den langen Zeitraum, der vorher zur Verarbeitung der von den Detektoren gelieferten Rohdaten im Computer benötigt wurde. Die hierin offenbarte Vorrichtung verwendet eine Fächerstrahlenquelle verbunden mit der Anwendung eines Faltungsverfahrens zur Datenreduktion ohne zwischenzeitlicher Umordnung der Fächerstrahlen, um dadurch die Fehler und Verzögerungen in der Rechenzeit zu eliminieren, welche ansonsten bei einer solchen Umordnung involviert wären. Die Strahlenquelle und die Detektormittel befinden sich auf gegenüberliegenden Seiten des zu untersuchenden Bereiches des Patienten, und diese Elemente sind um den Patienten über einen Umlauf oder einen Bereich hiervon rotierbar. Während der Rotation messen die Detektoren die Strahlungsabsorption der Vielzahl von Transmissionswegen, die durch den Rotationsprozeß definiert werden. Um analoge Signale über einen weiten dynamischen Bereich zu messen, werden gewöhnlich anwendungsspezifische Umwandlungsschemata benutzt. D.h., wenn das Signal-zu-Rauschverhältnis des Eingangssignalwandlers das des Analog-Digital-Wandler übersteigt, wird typischerweise das Eingangssignal vorverarbeitet, um das Eingangssignal zu komprimieren.
Röntgenstrahl-CT-Abtaster sind heute ein übliches Werkzeug für den Radiologen bei der Diagnose. Typischerweise sind diese teuer, d.h. sie kosten mehr als 1 Million Dollar. Diese Systeme haben typischerweise Abtastzeiten von einer bis zwei Sekunden mit einer räumlichen Auflösung von 0,3 mm. Eine Dichteauflösung bis zu 0,25% ist, mit abgestufter räumlicher Auflösung, erreichbar. Die Technologie der Generator/Detektor-Ausgestaltung und die Verbesserungen im Mikrocomputerbereich in den letzten 10 Jahre haben es ermöglicht, daß Bildaufnahme und -verarbeitung sich dem Echtzeitbereich nähern.

Strahlentherapiesimulatoren

Strahlentherapeuten versuchen oft, Abtastdaten von CT-Diagnoseabtastern zu verwenden, um eine Strahlentherapiebehandlung zu planen. Weil hohe Strahlungsdosen während der Strahlentherapiebehandlung benutzt werden, ist es wichtig, daß die Therapeuten die zu behandelnde Stelle präzise lokalisieren können. Jedoch ist die relative Position der Organe innerhalb des Körpers während einer CT-Diagnoseabtastung nicht dieselbe, als wenn ein Patient sich auf einer flachen Liege der Strahlentherapievorrichtung befindet. Der Grund liegt darin, daß die Liege des CT-Diagnoseabtasters sichelförmiger ausgebildet ist. Deshalb werden Strahlentherapiesimulatoren immer häufiger benutzt. Diese Simulatoren besitzen Patientenliegen, welche identisch sind mit den Liegen der Strahlentherapievorrichtungen. Ebenso ist bei dem Simulator der Röntgenstrahl brennpunkt zur fluoroskopischen/radiographischen Abbildung derart positioniert, daß das Target-Patient-Isozentrum dasselbe ist wie in der Therapievorrichtung. Strahlformelemente und anderes Zubehör können hinzugefügt werden, welche versuchen, den Therapieaufbau exakt zu duplizieren. Auf diese Weise erzeugen Simulatoren ein projiziertes ebenes Bild der Anatomie des Patienten, das in geometrischer Hinsicht mit der Position des Strahlentherapiesystems wesentlich besser übereinstimmt. Wenn zusätzlich zu den geeignet orientierten radiographischen Informationen Querschnitt-CT-Bilder zur selben Zeit erhalten werden könnten, hätte der Therapeut eine weitere Hilfe bei der Planung der Behandlung.
Ein Strahlentherapiesimulator ist eine diagnostische, bildgebende Röntgenstrahl vorrichtung, welche zur Simulation der Geometrie der Strahlentherapie-(oder Hochfrequenz-)Behandlungseinheiten ausgebildet ist. Demnach schließt ein Simulator eine abbildende Röntgenstrahlquelle, ein Gerüst zur Unterstützung und Positionierung der abbildenden Röntgenstrahlquelle, eine Liege zur Lagerung des Patienten und ein Bildgebungssystem ein. Die Abmessungen des Gerüsts sind derart, daß sich die abbildende Röntgenstrahlquelle relativ zur Liege in einer Geometrie befindet, welche mathematisch ähnlich der Geometrie der Strahlentherapievorrichtung ist. Von dem Bildgebungssystem geformte Bilder können dann in bezug auf die Geometrie der Strahlentherapievorrichtung interpretiert werden. Bilder können von verschiedenen Winkeln aus aufgenommen werden, um bei der Planung zu helfen, wie der Röntgentherapiestrahl zu formen ist, um die Dosis auf das Target zu maximieren und den Schaden für gesunde Organe zu minimieren.
Weil mittels der Geometrie des Simulators versucht wird, diejenige der Strahlentherapievorrichtung sehr genau zu simulieren, sind bei den bekannten Simulatoren die abbildende Röntgenstrahlquelle und das Bildgebungssystem auf eine Konfiguration beschränkt, die in bezug auf die Qualität des Bildes nicht optimal ist. Sowohl die Quelle als auch der Bild-Detektor-Teil des Bildgebungssystems sind weit vom Patienten entfernt angeordnet. Das Bild am Detektor wurde auf Film aufgenommen.
Ein Bildverstärker wurde benutzt, um die Helligkeit des Bildes zu verbessern, das zur Erstellung eines Fernsehbildes benutzt werden kann. Ein Computer wurde zur Verarbeitung und Verbesserung des Fernsehbildes benutzt.

Computertomographie-Simulatoren

Aus dem Stand der Technik ist bekannt, ein Computertomographiebild zu erstellen, basierend auf Daten, die von einer TV-Kamera unter Benutzung einer Bildverstärkerröhre (IIT) zwischen dem Patienten und einer Fernsehkamera erhalten wurden. Das Ausgangssignal der Fernsehkamera wird in ein digitales Signal umgeformt, welches in einem Computer weiterverarbeitet wird, um ein tomographisches Bild zu formen. Dieses bekannte, die Fernsehkamera benutzende System liefert ein verrauschtes Bild von geringem Wert für die Simulation und die Planung.
Ähnliche Anstrengungen auf dem Gebiet der CT unter Benutzung von Röntgenstrahlbildverstärkern mit Hilfe von Videokameras sind in der Vergangenheit von verschiedenen Gruppen unternommen worden. Jedoch wird aufgrund früherer CT-Erfahrung geglaubt, daß der Einsatz von Videokamerasignalen basierend auf Daten aus dem IIT eine der am meisten beschränkenden Eigenschaften in diesen Ausführungsformen darstellte. Verglichen zum IIT weisen konventionelle Videokameras eine horizontale räumliche Auflösung von drei bis vier Linienpaaren pro Millimeter über ein 30-Zentimeter-Feld auf, aber ihre Ausgangsintensität ist sowohl begrenzt als auch nichtlinear. Typischerweise ist der dynamische Signalbereich eines instantanen Signals einer Röhrenvideokamera auflediglich zwei oder drei Größenordnungen begrenzt. Konventionelle Festkörper-Videokameras weisen eine gute räumliche und auf die Intensität bezogene Linearität auf, aber ihr dynamischer Signalbereich ist ebenfalls auf ungefähr 1.000:1 bei Raumtemperatur und bei Linienmittelung möglicherweise 4.000:1 begrenzt.
Um Röntgenstrahlphotonen-Statistik an einem 40 cm (16 inch)-Körperdurchmesser zu betreiben, ist ein Detektor mit einem minimalen Signal-zu-Rausch- Verhältnis (S/N) von mindestens 200.000:1 notwendig. Hierzu wird eine typische Oberflächendosis von 2 Rads pro Abtastung und kein kompensierender Bolus um den Patienten angenommen. Ebenfalls ist notwendig, daß das IIT, die Linsenoptik und der Photodetektor eine Röntgenstrahl-Elektron-Quantenausbeute von größer als Eins erbringen.
Medizinische oder industrielle Röntgenstrahl-CT-Anwendungen erfordern typischerweise ein Detektorsystem mit räumlicher Auflösung von Millimetern und photonenbegrenzter Intensitätsauflösung. Die Rate der von einer Röntgenstrahl quelle emitierten Photonen beruht auf Statistik und folgt einer Poisson-Verteilung. Demzufolge weist jede ideale Messung einer Photonen-Intensität ein mittleres quadratisches (rms) Rauschen auf, das gleich der Quadratwurzel der durchschnittlichen Zahl der detektierten Photonen ist. Deshalb muß das Detektorsystem eine gesamte Quantendetektionsausbeute (QDE) aufweisen, die größer als Eins ist, um Photonenstatistik zu betreiben. Da ebenfalls zusätzliches statistisches Rauschen quadratisch eingeht, muß die Detektorelektronik einen rms-Eingangsrauschpegel unterhalb des Photonenrauschens aufweisen.
Die US-A 4,647,975 offenbart ein Verfahren zur Verbesserung der dynamischen Auflösung eines Bildgebungssystems, bei dem ein Photodetektorarray mit einer Vielzahl von Photodioden benutzt wird, die dem sichtbaren Licht von einem Ausgang eines Bildverstärkers ausgesetzt sind und zyklisch innerhalb sukzessiver Abtastzyklen mit zwei verschiedenen Zeitintervallen abgetastet werden, während derer Photodetektordioden zur Aufweitung des dynamischen Expositionsbereiches abgetastet werden. Die vorliegende Erfindung verbessert diese Anordnung gemäß Anspruch 1.
Beispiele der Erfindung werden folgend mit Bezug auf die beiliegenden Figuren beschrieben. Es zeigen:
Fig. 1 ein Blockdiagramm eines Detektorsystems;
Fig. 2 eine Darstellung des Rekonstruktionsdurchmessers für eine Kopf- Abtastung;
Fig. 3 eine Seitenansicht einer Simulatorgeometrie für ein Kopf-CT;
Fig. 4 eine vereinfachte perspektivische Darstellung eines Strahlenbehandlungssimulators, der in Verbindung mit dem Detektor der Fig. 1 benutzt werden kann;
Fig. 5 ein Blockdiagramm, das die Elemente (gekennzeichnet durch "*") darstellt, welche einer Strahlenbehandlungssimulatorvorrichtung hinzugefügt werden können, um eine CT-Simulatorvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung zu erhalten;
Fig. 6 eine Seitenansicht einer Simulatorgeometrie für ein Körper-CT;
Fig. 7 eine Darstellung des Rekonstruktionsdurchmessers für eine Körperabtastung;
Fig. 8 die Hinzunahme eines Bildaufweitungsdetektorarrays zum IIT, welches zur Vergrößerung des Abtastkreisdurchmessers benutzt werden kann;
Fig. 9 einen Querschnitt einer typischen Bildverstärkerröhre und zugehöriger Optik;
Fig. 10 eine vereinfachte schematische Darstellung des linearen Photodiodenarrays, des Vorverstärkers und des ADC der vorliegenden Erfindung;
Fig. 11 eine detaillierte schematische Darstellung der Schaltungsanordnung, die zur Implementierung einer Ausführungsform der Vorverstärker-, Integrator-, Rückstell- und Klemmschaltung benutzt wird;
Fig. 12 die relative Positionierung der Photodioden des Bildaufweitungsdetektorarrays;
Fig. 13 einen Detektor des Bildaufweitungsdetektorarrays;
Fig. 14 das Empfindlichkeitsprofil entlang einer Detektoroberfläche eines Detektors des Bildaufweitungsdetektorarrays;
Fig. 15 eine detaillierte schematische Darstellung der Abtast-Vorverstärkerschaltung, die mit dem Bildaufweitungsdetektorarray benutzt wird;
Fig. 16 die relativen Zeitabläufe bei der Datenaufnahme mit dem linearen Photodiodenarray und dem Bildaufweitungsdetektorarray;
Fig. 17 eine Aufsicht auf die Spiegelausrichtungsvorrichtung;
Fig. 18 eine Auftragung der Detektorantwort bei Verwendung der Spiegelausrichtungsvorrichtung der Fig. 17;
Fig. 19 die Anordnung des bewegbaren Stiftes, der beim Verfahren des Auffindens des Zentrums bei der vorliegenden Erfindung benutzt wird;
Fig. 20 eine Darstellung der Detektorantwort beim Verfahren des Auffindens des Zentrums bei der vorliegenden Erfindung;
Fig. 21 eine Tabelle, in der der Winkel des verdeckten Strahles und derjenige Detektor tabelliert sind, der auf den verdeckten Strahl antwortete;
Fig. 22 die Art und Weise, mit welcher die in Fig. 21 tabellierte Information in Verbindung mit den aktuellen Meßdaten benutzt wird;
Fig. 23 die Vorrichtung und die Antwort zur Bestimmung der Punktstreufunktion;
Fig. 24 die Aufnahme und die Vorbereitung der Punktstreufunktionsdaten;
Fig. 25 eine Darstellung, wie die Daten aussehen könnten, nachdem die realen Spitzen herausgenommen wurden;
Fig. 26 den gesamten Ablauf der Datenaufnahme und Datenkorrektur;
Fig. 27 eine Tabelle, in der die Photodiodennummer und die Koeffizientenwerte tabelliert sind;
Fig. 28 ein Diagramm einer Polynomanpassung der Dosis aufgetragen gegen die gemessene Detektorantwort;
Fig. 29 ein Verfahren zur Bestimmung der Koeffizienten für drei Polynome vierter Ordnung, welche Nichtlinearitäten in der Photodiodenantwort korrigieren;
Fig. 30A die Korrektur der Detektorauslesewerte unter Verwendung der drei in Fig. 29 dargestellten Polynome;
Fig. 30B die Korrektur der Detektorauslesewerte gemäß dem bevorzugten Verfahren der vorliegenden Erfindung, in welchem die Ergebnisse jedes Polynoms gewichtet werden und die Summe der gewichteten Polynome danach als der korrigierte Detektorauslesewert benutzt wird;
Fig. 30C die in Fig. 30B benutzte Wichtungsfunktion für ein Beispiel von Zählbereichen;
Fig. 31 die Wichtung, die den Daten jeder Projektion zur Korrektur der Überlagerungsprojektion zugeordnet wird;
Fig. 32 die Art und Weise, in der die &epsi;-Matrix, die in den Fig. 24 und 25 dargestellt ist, zur Implementierung der Rückfaltung benutzt wird, welche die PSF korrigiert; und
Fig. 33A, 33B und 33C eine Darstellung, wie verschiedene Positionen der Röntgenstrahl quelle verschiedene Detektoren des linearen Photodiodenarrays durch einen Strahl beeinflussen, der durch die Kalibriernadel verdeckt ist.

Lexikon

Es folgt eine partielle Liste der in der folgenden Beschreibung benutzten Abkürzungen:
ABS: Automatische Helligkeitsvorrichtung (Automatic Brightness System)
ADC: Analog-Digital-Wandler (Analog to Digital Converter)
CdWO&sub4;: Kadmiumwolframat (Cadmium Tungstate)
Cij: Polynomkoeffizient für das i-te Polynom und den Faktor j-ter Ordnung in dem Polynom (Polynomial Coefficient for the ith polynomial and the jth order factor in the polynomial)
CsI: Cesiumjodid (Cesium Iodide)
CT: Computertomographie (Computed Tomography)
DET.: Tatsächliche Detektormessung (Actual Detector Measurement)
DET.': Tatsächliche Detektormessung, korrigiert bzgl. Nichtlinearitäten der Photodioden (Actual Detector Measurement Corrected for Photodiode Non-linearities)
DMA: Direkter Speicherzugriff (Direct Memory Access)
FAD: Abstand Brennpunkt-Achse (Isozentrum) (Focus to Axis (Isocenter) Distance)
FID: Abstand Brennpunkt-Verstärker (Focus to Intensifier Distance)
F.S.A.D.: Abstand Brennfleck-Zugang (Focal Spot to Access Distance)
IIT: Bildverstärkerröhre (Image Emitting Diode)
LED: Lichtemittierende Diode (Light Emitting Diode)
Pb: Blei (Lead)
PSF: Punktstreufunktion (Point Spread Function)
RAM: RAM-Speicher (Random Access Memory)
RMS: Quadratischer Mittelwert (Root Mean Square)
TDC: Oberer Totpunkt (To Dead Center)
WORM: Einmal-Schreiben-Mehrmals-Lesen (Write Once Read Many)

Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen

Gemäß Fig. 1 wird in dem Simulator der vorliegenden Erfindung ein Objekt von Interesse abgetastet, um eine Serie von Projektionen unter verschiedenen ausgewählten Winkeln um eine Rotationsachse des Objekts zu erhalten. Die Projektionen werden gebildet, indem eine vollständige oder partiell aufgefächerte Strahlung durch das interessierende Objekt unter jedem der ausgewählten Winkel hindurchtritt. Für jede Projektion wird der durch das Objekt geschwächte Strahlenfächer zu einer Bildverstärkerröhre geleitet, die die Strahlungsphotonen in Photonen des sichtbaren Lichts umwandeln. Die Photonen des sichtbaren Lichts werden dann mittels eines linearen Photodiodenarrays detektiert. Signale von dem linearen Photodiodenarray werden aufgearbeitet und dann in eine digitale Form konvertiert. Die digitale Information wird dann im Computer weiterverarbeitet, um die Daten bzgl. Hintergrundrauschen, Nichtlinearitäten in der Bildverstärkerröhre und des Photodiodenarrays, Punktstreuung in der Bildgebungskette und anderen Effekten zu korrigieren. Danach werden die korrigierten Daten jeder Projektion benutzt, um ein Bild des Querschnitts des interessierenden Objekts für diese Abtastung zu rekonstruieren. Mehrfachabtastungen können durchgefiihrt werden, um ein dreidimensionales Bild des interessierenden Objektes zu erhalten. Diese Abtastungen können dann auf einem Monitor wiedergegeben werden, wobei Variationen im Bild wiedergegeben werden, die die verschiedenen Absorptionskoeffizienten oder Absorptionsdichten darstellen. Das rekonstruierte Bild kann ebenso zum späteren Anschauen in digitaler Form gespeichert werden.
Der Gebrauch eines vollständigen oder partiellen Röntgenfächerstrahls hängt von dem Durchmesser des abzutastenden Objekts und der Dimensionierung der zur Verfügung stehenden Detektorelektronik ab. Wenn z.B. eine 30 cm (12 inch)- Bildverstärkerröhre benutzt wird und eine Abtastung eines Kopfes eines Patienten erwünscht ist, wird ein vollständiger Fächerstrahl benutzt. Hierbei werden die Zentren des Fächerstrahls, der Kopf des Patienten und die Bildverstärkerröhre entlang einer gemeinsamen Achse ausgerichtet.
Wenn andererseits der Körper eines Patienten abgetastet werden soll und eine 30 cm (12 inch)-Bildverstärkerröhre benutzt wird, ist der Durchmesser des Körpers zu groß, um vollständig innerhalb der 30 cm (12 inch)-Breite der Röhre Platz zu finden. Deswegen wird ein partieller Fächerstrahl benutzt, wobei die Bildverstärkerröhre außerhalb der Achse liegt, entlang derer die Zentren des Fächerstrahls und des Patienten liegen.

Ausführungsform des Bildaufweiters

In einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Bildaufweitung vorgesehen, mittels derer der maximale Patientenabtastkreisdurchmesser vergrößert wird, z.B. von 40 auf 50 cm, wenn eine 30 cm (12 inch)- Bildverstärkerröhre benutzt wird. Sie ermöglicht einen Zuwachs des Abstandes Patient-Gerüst von 60 cm auf 77 cm und erlaubt ebenfalls die Verwendung einer kompletten, 48 cm breiten Patientenliege.
Wenn eine 30 cm (12 inch)-Bildverstärkerröhre ohne Bildaufweitung benutzt wird, ist die maximale abtastbare Objektgröße durch den Durchmesser der Bildverstärkerröhre und ihres Abstandes von der Röntgenstrahlquelle beschränkt.

Vollständige im Vergleich zu Dartiellen Fächerstrahlen

Die aktive Fläche der 30 cm (12 inch)-Bildverstärkerröhre variiert von Einheit zu Einheit, mißt aber typischerweise 28 i 1 cm über die Oberfläche bei einem Abstand von 135 cm von der Röntgenstrahlquelle. Bei einer bei 100 cm zentrierten Kopfabtastung mit vollständigem Fächerstrahl, wie in Fig. 2 dargestellt, beschränkt diese Geometrie die maximale Objektgröße auf 21 cm im Durchmesser. Dies deckt ungefähr 95% der männlichen US-Bevölkerung gemäß der Humanscale-Veröffentlichung von Diffrient ab (s. N. Diffrient et al., Humanscale 11213 Manual, 1979, The MIT Press.). Die meisten CT-Diagnoseabtaster weisen einen maximalen Kopfabtastkreis von 25 cm auf, was ungefhr 100% der Bevölkerung abdeckt und eine weniger kritische Patientenpositionierung erlaubt. Sowohl Kopf- als auch Körperabtastungen können in der Größe ausgeweitet werden, indem ein asymmetrischer (oder partieller) Röntgenfächerstrahl benutzt wird. Der Simulator-Kopfabtastkreis kann auf 25 cm vergrößert werden, indem ein Ansatz mit einem asymmetrischen Fächer im Vergleich zu einem Vollfächer benutzt wird. Bei diesem Verfahren wird die Bildverstärkerröhre einige Zentimeter vom Zentrum verschoben und eine 360º-Abtastung durchgeführt. Dadurch wird eine größere Fläche im Vergleich zu dem Verfahren mit Vollfächer abgedeckt. Es resultiert ein gewisser Verlust im Kontrast und der räumlichen Auflösung, weil das gesamte Objekt nicht in jeder Projektion gesehen wird. Die Projektionsdaten werden dann mit Hilfe einer Variation des Pavkovich- Fächerstrahl-Rekonstruktionsverfahrens rekonstruiert, welches in der ebenfalls anhängigen Patentanmeldung mit dem Titel "Partielle Fächerstrahl-Tomographievorrichtung und Datenrekonstruktionsverfahren" mit demselben Anmeldedatum und demselben Anmelder beschrieben ist.
Im Falle der Körperabtastungen wird die Bildverstärkerröhre maximal verschoben. Die größte Körperabtastung mit der obigen Anordnung ist kleiner als 40 cm im Durchmesser, wie in Fig. 7 dargestellt. Hiermit wird die Brust von ungefähr 95% der männlichen US-Bürger, aber die Schultern von weniger als 50% erfaßt. Die Mehrzahl der Diagnoseabtaster weist eine maximale Körperabtastung von 50% auf, was 97% derselben Bevölkerung abdeckt.

Details des Strahlungsbehandlungssimulators

In einer Anwendung wird die vorliegende Erfindung im Zusammenhang mit einem Strahlenbehandlungssimulator- und Planungssystem verwendet.
Strahlungsbehandlungssimulator- und Planungssysteme ("Simulator") simulieren die Geometrie und die Bewegung der Megavolt-Strahlentherapieausrüstung. Nachfolgend sind die Grundelemente aufgeführt, in welche das Simulatorsystem aufgeteilt werden kann: Bodengestützte Antriebseinheit mit rotierendem Arm, Röntgenstrahlkopf- und Fadenkreuzanordnung, Detektor einschließlich Bildverstärker, Behandlungsliege, Relaisschrank und Kontrolleinheiten. Viele der Grundelemente des Simulatorsystems, die zur Benutzung mit der vorliegenden Erfindung geeignet sind, können in dem Ximatron-CR-Strahlentherapie-Simulatorsystem gefunden werden, welches von Varian, dem Anmelder der vorliegenden Erfindung, hergestellt wird.

Antriebseinheit

Gemäß Fig. 4 umfaßt die Antriebseinheit 10 typischerweise eine geschweißte Stahlkonstruktion, die auf einem Sockel angeschraubt ist, welcher vorzugsweise im Boden eingelassen ist, bevor die abschließende Bodenschicht angebracht wurde. Die Antriebsstruktur beinhaltet die Antriebseinheit mit variabler Geschwindigkeit und einem Hochpräzisionsdrehringlager, auf welchem der rotierende Arm 12 passend angeordnet ist. Auf dem Arm 12 sind die Schlitten 14 und 16 für die Röntgenstrahlkopfanordnung 18 und die Bildverstärkerröhrenanordnung 20 befestigt. An der Front des Armes ist eine kreisförmige Scheibe 22 angeordnet, deren Umfang eine Winkelskaleneinteilung von 0,0 bis 360,0º trägt. Eine Schirmwand (nicht dargestellt) ist vorgesehen, welche die Nullangabe der Skala zusammen mit einer kleinen Unterskala zum bequemeren Ablesen trägt, wenn die Nulldaten verdeckt sind. Die Schirmwand ist in eine Trennwand eingebaut, die die Antriebseinheit und das Kontrollgetriebe gegenüber dem Raum abschließt und auf diese Weise einen sauberen Abschluß darstellt.

Röntgenstrahlkopf 18

An der Spitze des Armes 12 ragt die Röntgenstrahlkopfanordnung 18 über, welche auf einer starren Stahlkonstruktion getragen wird. Das Röntgenstrahlsystern am Simulator weist einen Generator auf, der eine Ausgangsleistung von 125 kVp und 300 mA (Strahlenmodus) oder 125 kVp und 30 mA (fluoroskopischer Modus) in Verbindung mit einer Doppelfokus-Röntgenstrahlröhre (0,6 mm und 1 mm) mit einem permanenten 2 mm-Element und Filter. Die Röntgenstrahl röhre ist auf einem Joch am Ende der Stahlkonstruktion befestigt.
Unterhalb der Röhre ist ein aus Blechlagen bestehender Kollimator befestigt, der manuell eingestellt werden kann, um Feldgrößen von 0 bis 35 bei 35 cm und 100 cm F.S.A.D. zu liefern. Der Kollimator enthält ebenfalls eine Lampe, die durch einen Schalter an der Seite des Gehäuses bedient wird und die die Fläche des Röntgenstrahls durch die Lagen hindurch auf der Haut des Patienten definiert.
Befestigt an und vor dem Kollimator befindet sich eine Fadenkreuzanordnung. Diese ist mit zwei Paaren von motorgetriebenen Wolframdrähten ausgestattet, die ein Quadrat oder eine rechteckige Fläche von 4x4 cm bis zu 30x30 cm bei 100 cm F.S.A.D. ergeben. Fenster im Inneren des Fadenkreuzgehäuses weisen eingebaute Skalen auf, die die Feldgrößen bei 100 cm anzeigen. Diese werden ebenfalls auf elektrischen Anzeigen dargestellt, die in dem Fernbedienungskontrollpult eingebaut sind. Der Kollimator und die Fadenkreuzanordnung sind motorgetrieben und manuell über einen Bereich von ±45º rotierbar. Eine geeignete Skala zum Ablesen der Winkelposition ist vorgesehen. Der gesamte Kopf kann elektrisch von seinem maximalen F.S.A.D.-Wert von 100 cm herunter auf 60 cm gefahren werden.

Detektor 20

Aus der frontalen Unterseite des Armes 12 ragt die Bildverstärkerröhrenanordnung 20 hervor. Diese Einheit ist auf einem Doppelschlitten befestigt, um über eine Fläche von ± 18 cm um das Zentrum des Röntgenstrahles sowohl longitudinal als auch lateral abtasten zu können. Die gesamte Anordnung kann ebenfalls elektrisch von einem Maximum von 50 cm von der Rotationsachse zur Oberfläche der Bildverstärkerröhre 24 auf 10 cm herunter gefahren werden. Antikollisionsstäbe, die an der Oberfläche der Bildverstärkerröhre angebracht sind, isolieren im Betrieb die elektrischen Anschlüsse zu den laufenden Motoren. Es sind Vorkehrungen getroffen, um die Antikollisionsblockierung aufzuheben, um aus der Kollisionssituation herauszufahren.

Behandlungsliege 26

Die Liegenanordnung 26 schließt ein Stahlgerüst ein, welches auf einem großen Präzisionstragring gelagert ist. Diese sind in einer Vertiefung befestigt, die im Boden eingelassen ist. Das Gerüst trägt die Teleskopanordnung 28 für die Liege 26 zusammen mit einem kreisförmigen Bodenabschnitt Die Lagerung erlaubt, die Liege 26 entweder elektrisch oder manuell um ±100º um den Röntgenstrahl zu isozentrieren. Eine Skala zur Positionierung ist um die Kante der Vertiefung angeordnet.
Die hydraulische Teleskopanordnung 28 sorgt für eine vertikale Bewegung des Liegenoberteils von einer minimalen Höhe von 60 cm auf eine maximale Höhe von 120 cm.
Am oberen Ende der Teleskopanordnung ist ein Untergehäuse angeordnet, welches für eine manuelle laterale Bewegung sorgt. Eine Handbremse in Form von Hebeln ist auf jeder Seite der Liege vorgesehen, um die Oberseite in ihrer eingestellten Position zu arretieren. An diesem Untergehäuse ist eine Seitenkanal-Liegenoberseite mit einer Breite von 50 cm und einer Länge von 213 cm passend angeordnet. Dies ist auf eine motorgetriebene longitudinale Bewegung von 1 23 cm abgestimmt und sieht eine manuelle Eingriffsmöglichkeit vor, um ein rasches Einstellen zu erleichtern. Manuelle Rotation der Liegenoberseite der hydraulischen Teleskopanordnung ist vorgesehen. Die Handbremse ist vorgesehen, um die Oberseite in ihrer gewünschten Position zu arretieren. Eine Polsteroberseite mit drei entfembaren Abschnitten ist vorgesehen und ergibt Öffnungen von 43x31 cm. Ein gänzlich transparenter Plastikfilm sorgt für eine Patientenabstützung, wenn die Polster entfernt werden. Ein entfembares Kopfpolster ist vorgesehen, um eine Bohrplatte freizugeben, die zum Befestigen von Kopfklammern usw. geeignet ist.

DAS SYSTEM - ALLGEMEINES

In den Fig. 1 und 5 ist ein Computertomographiesystem gemäß der Erfindung gezeigt. Fig. 1 ist ein Blockdiagramm, welches die Datenerfassungselemente der vorliegenden Erfindung in bezug auf eine Röntgenstrahlquelle 30 und einen Patienten 32 darstellt. Fig. 5 ist ein Blockdiagramm, welches die Elemente (gekennzeichnet durch "*") der vorliegenden Erfindung darstellt, welche zu dem oben zitierten Ximatron-Simulatorsystem hinzugefügt sind, um ein CT-Simulatorsystem gemäß der vorliegenden Erfindung zu erhalten.
Fig. 5 ist entnehmbar, daß die zusätzlichen Elemente einschließen: dem Patienten vorgeordneter Kollimator 34, dem Patienten nachgeordneter Kollimator 36, Antistreugitter 38, Bildverstärkerröhre 40, 90º-Klappspiegel 42, lineares Photodiodenarray 44, Bildaufweiter 45, 1 6-Bit-ADC und Schnittstellenelektronik 46, Datenerfassungsschnittstelle 48 und ein verarbeitender und darstellender Computer 50.

Weg der Datenerfassung

Gemäß Fig. 1 schickt eine Röntgenstrahlquelle 30 Strahlung durch einen dem Patienten vorgeordneten Kollimator 34, dann durch den Patienten 32, dann durch einen dem Patienten nachgeordneten Kollimator 36 und ein Antistreugitter 38 zu einer Bildverstärkerröhre 40 (IIT) und einem Bildaufweiter 45.
Das Bild von der Bildverstärkerröhre 40 wird mittels einer ersten Linse 52, einem 90º-Spiegel 42 und einer zweiten Linse 54 auf ein lineares Photodiodenarray 44 projiziert. Wenn der 90º-Spiegel 42 aus dem Weg geschwenkt wird, kann das Bild von der Bildverstärkerröhre 40 mittels einer Fernsehkamera 56 betrachtet werden.
Signale von dem Photodiodenarray 44 und dem Bildaufweiter 45 werden auf Befehl zu einer Vorverstärker-, Integrator-, Rückstell- und Klemmschaltung 58 geschickt. Eine logische Kontrollschaltung 60 in der Vorverstärker-, Integrator-, Rückstell- und Klemmschaltung 48 liefert Taktsignale, welche ihrerseits von Taktgebern abgeleitet werden, die von einer phasengekoppelten Regelkreis-Zeitsteuerung- und Kontrollschaltung 62 geliefert werden. Die Schaltung 62 ist mit der 50/60 Hz Netzfrequenz synchronisiert. Kontrollsignale und Lichtintensitätssignale werden von der Vorverstärker-, Integrator-, Rückstell- und Klemmschaltung 58 durch einen Verstärker und Filter 64 zur Analog-Digital-Wandler- und Kontrollschaltung 68 (ADC) geschickt, nachdem sie in einem Multiplexer 65 mit Signalen eines Röntgenstrahlnormierungsdetektors 66 und Signalen vom Bildaufweitungsdetektorarray 45 geschachtelt worden sind. Der ADC 68 schickt ein Freigabesignal zu einem Gerüstwinkelkodierer und einer logischen Schaltung 70, und beide schicken Signale über eine optisch isolierte Datenbahn 72 und einen Multiplexer 67 zeitgeschachtelt zum Datenverarbeitungscomputer 50 (Fig. 5). Der Computer 50 gibt Handshake-Signale an den ADC 68 zurück.
Einzelne, ausgewählte Abschnitte des obigen Systems werden nachfolgend genauer beschrieben.

Dem Patienten vor- und nachgeordnete Kollimatoren 34 und 36

Der dem Patienten vorgeordnete Kollimator 34 sorgt für die erste Kollimation des Fächerstrahls, der auf das interessierende Objekt fällt. Diese Kollimatoren bestehen typischerweise aus Blei ("PB"), sind beweglich und liefern typischerweise eine Strahlbreite beim Isozentrum 74 zwischen 0,5 cm und 1 cm. Anhand der Fig. 2, 3, 6 und 7 sind typische Dimensionsverhältnisse (ohne den Bildaufweiter 45) zwischen der Röntgenstrahlquelle 30, dem dem Patienten vorgeordneten Kollimator 34, dem Rotationszentrum des Patienten 32 ("Isozentrum"), dem dem Patienten nachgeordneten Kollimator 36 und der Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 dargestellt. Die Fig. 3 und 2 zeigen diese Dimensionsverhältnisse für eine "Kopf"-Abtastung mit einem vollständigem Fächerstrahl. Die Fig. 6 und 7 zeigen diese Dimensionsverhältnisse für eine "Körper"-Abtastung mit einem partiellen Fächerstrahl.
Wie den Fig. 3 und 2 entnehmbar ist, befindet sich bei einer "Kopf"-Abtastung der Brennfleck der Röntgenstrahlquelle 30 ungefähr 100 cm vom Isozentrum 74, und die Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 befindet sich ungefähr 32 cm vom Isozentrum 74. Fig. 3 ist eine Darstellung transversal zur Strahlbreite, so daß die Rotationsachse des rotierenden Armes 12 in der Papierebene liegt. Fig. 2 ist eine Darstellung entlang der Strahlbreite, so daß die Rotationsachse des rotierenden Armes 12 aus der Papiere bene herauszeigt.
In dem Röntgenstrahlverlauf befinden sich Strahldimensionseinstellbacken 76, die von einem dem Patienten vorgeordneten Kollimator 34 ungefähr 65 cm vom Brennfleck der Röntgenstrahlquelle 30 entfernt gefolgt werden. Der Röntgenstrahlnormierungsdetektor 66 ist auf der Seite der Röntgenstrahlquelle des dem Patienten vorgeordneten Kollimators 34 angeordnet. Der dem Patienten nachgeordnete Kollimator 36 ist unmittelbar über der Bildverstärkerröhre 40 angeordnet.
Für eine "Kopf"-Abtastung wird ein vollständiger Fächerstrahl mit einer Strahlbreite von ungefähr 5 mm (beim Isozentrum 74) benutzt (Fig. 3). Die Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 ist in bezug auf Strahl zentriert. Wird die oben beschriebene räumliche Trennung von Röntgenstrahlquelle 30, Isozentrum 74 und Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 verwendet, weist der dem Patienten vorgeordnete Kollimator 34 eine Spaltbreite von ungefähr 6 mm auf. Der dem Patienten nachgeordnete Kollimator 36 weist eine Spaltbreite von ungefähr 8 mm auf. Die Strahldimensionseinstellbacken 76 sind derart eingestellt, daß sie eine Strahldicke am dem Patienten vorgelagerten Kollimator 34 liefern, die groß genug ist, um den Röntgenstrahlnormierungsdetektor 66 zu beleuchten, und daß sie eine Strahlbreite liefern, welche ungefähr 21,1 cm beim Isozentrum 74 beträgt (Fig. 2). Weiterhin sind die Strahldimensionseinstellbacken 76 nahe genug am dem Patienten vorgelagerten Kollimator 34 angeordnet, so daß der letztere der primäre Kollimator für den Strahl ist.
Fur eine "Körper"-Abtastung wird ein partieller Fächerstrahl mit einer Strahlbreite von ungefähr 1 cm beim Isozentrum 74 benutzt. Wie der Fig. 6 entnehmbar ist, ist der dem Patienten vorgeordnete Kollimator 34 zwischen 55-65 cm vom Brennfleck der Röntgenstrahlquelle 30 entfernt und weist eine Spaltbreite von ungefähr 6 mm auf. Die Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 ist ungefähr 35 cm vom Isozentrum 74 angeordnet. Der dem Patienten nachgeordnete Kollimator 36 weist eine Spaltbreite von ungefähr 13 mm auf. Wie der Fig. 7, bei der die Rotationsachse des rotierenden Armes 12 aus der Papierebene herauszeigt, entnehmbar ist, ist die Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 gegenüber dem Zentrum versetzt, und die Strahldimensionseinstellbacken 76 sind derart eingestellt, daß ein partieller Fächerstrahl erzeugt wird. Z.B. würde der Strahl vom dem Patienten vorgeordneten Kollimator 34 die Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 von Kante zu Kante beleuchten, aber der Abschnitt des Strahles, der durch das Isozentrum 74 läuft, würde ungefähr 3 cm von einer Kante der Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 auftreffen (Fig. 7).
In Winkeln ausgedrückt würde der Strahl eine äußere Kante von ungefähr 1,27º gegenüber der Zentrallinie 75 aufweisen, die zwischen dem Brennfleck der Röntgenstrahlquelle 30 und dem Isozentrum 74 verläuft, während sich seine andere äußere Kante bei ungefähr 10,49º von der Zentralline 75 befindet.
Bei der gegenwärtigen Ausführungsform beläuft sich die Scheibendicke für Kopf- Abtastungen auf 5 mm beim Isozentrum, der F.I.D.-Wert beträgt 147 cm. Für Körper-Abtastungen beträgt die gegenwärtige Scheibendicke 1 cm beim Isozentrum mit einem F.l.D.-Wert von 147 cm. Hierdurch wird eine zusätzliche Patientenabtastkreisöffnung zur Verfügung gestellt.
Ein 14:1 zylindrisch fokussiertes Gitter ist in dem Patienten nachgeordneten Kollimator 36 enthalten.
Der dem Patienten vorgeordnete Kollimator 34 liefert einen gut definierten Fächerstrahl, der hilft, die Patientendosis und Streuung zu reduzieren. Auch trägt er Filter zur Strahlformung, welche die Peripheriebereiche des Röntgenstrahls abschwächen, welche durch die dünneren Bereiche des Patienten 32 laufen. Dies reduziert nicht nur die Patientendosis, sondern vermindert auch den dynamischen Bereich, über den der IIT 40 und das lineare Photodiodenarray 44 ansprechen muß.

Dimensionsverhältnisse beim Bildaufweiter 45

Fig. 8 stellt die Dimensionsverhältnisse dar, wenn der Bildaufweiter 45 benutzt wird. Bei einer solchen Anordnung kann ein partieller Fächerstrahl für einen 50 cm-Patientenabtastkreis benutzt werden. Der dem Patienten vorgeordnete Kollimator 34 ist zwischen 59-63 cm von der Röntgenstrahlquelle 30 angeordnet; das Isozentrum befindet sich ungefähr 100 cm von der Röntgenstrahlquelle 30. Die Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 ist ungefähr 147 cm von der Röntgenstrahlquelle 30 entfernt angeordnet; der oberste vertikale Punkt des Bildaufweiters 45 befindet sich ungefähr 8,5 cm über der Bildverstärkerröhrenoberfläche 24.

Röntgenstrahlnormierungsdetektor 66

Zurückkommend auf Fig. 1 ist der Röntgenstrahlnormierungsdetektor 66 auf einer Seite des Spaltes des dem Patienten vorgeordneten Kollimator 34 befestigt und liefert Auslesewerte der Quellenintensität, die zur Normierung von Ausgangssignalvariationen der Röntgenstrahlröhre während der Abtastung benutzt werden. Der Röntgenstrahlnormierungsdetektor 66 mißt den ungeschwächten Röntgenstrahlfluß, wobei der Detektor einen relativ großen, festen Winkel des Strahles abtastet. Der Röntgenstrahlnormierungsdetektor 66 setzt sich zusammen aus einem szintillierenden Kadmiumwolframat (CdWO&sub4;)-Kristall und einer Siliziumphotodiode. Vorzugsweise mißt der Kristall 6x6 mm bei einer Dicke von 3 mm. Zusätzliche Details des Kristallrnatenals, der Photodiode und des Aufbaus sind im folgenden in der Diskussion des Bildaufweitungsdetektorarrays 45 angegeben.

IIT 40 und Lichtsammelodtik 84

Die 30 cm (12 inch)-Bildverstärkerröhre (IIT) 40 ist ein konventioneller medizinischer Bildverstärker und dient als Konverter der Röntgenstrahlphotonen in Photonen des sichtbaren Lichts. Fig. 9 zeigt einen Querschnitt einer typischen Bildverstärkerröhre und die zugehörige Optik der vorliegenden Erfindung. Einfallende Röntgenstrahlphotonen werden durch den 0,3 mm dünnen CsI (Cäsiumjodid)-Szintillator 78 auf der Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 absorbiert. Der CsI-Kristall sendet Lichtphotonen aus, die mittels der zugeordneten Photokathode 80 in Elektronen umgewandelt werden. Die Elektronen werden beschleunigt und mittels der fokussierenden Gitter G1, G2 und G3 auf den Phosphorausgang 82 zum Zwecke der Umwandlung in Licht fokussiert. Die Quantenausbeute dieses Prozesses ist charakterisiert durch eine um vier bis fünf Größenordnungen (10&sup4; - 10&sup5;) größere Zahl von Lichtphotonen gegenüber einfallenden Röntgenphotonen.
Der CsI-Scintillator 78 ist typischerweise 300 pm (12 Milli-inch) dick. Der Phosphorausgang 82 ist vorzugsweise vom "P20"-Typ (ZnCdS). Die Beschleunigungsspannung liegt typischerweise bei 30-35 kV. Ein Bild mit einem Durchmesser von 1 inch wird am Ausgang der Bildverstärkerröhre 40 erzeugt. Der dem Patienten nachgeordnete Blei-Kollimator 36 (Fig. 1) und das Antistreugitter 38 werden benutzt, um die CT-Scheibendicke zu definieren und die Röntgenstrahlstreuung zu reduzieren. Die dem Patienten nachgeordnete Kollimatoranordnung 38 ist auf einer kreisförmigen Aluminiumplatte befestigt, welche dann auf den Befestigungsring des IIT 40 verschraubt wird.
Der gesamte QDE-Wert des Meßsystems hängt von der effektiven Sammlung dieser Lichtphotonen am IIT-Phosphorausgang 82 ab. Die Lichtsammeloptik 84, die auf den Ausgang des IIT gerichtet ist, besteht aus einem Linsensystem, wie in den Fig. 1 und 9 gezeigt. Die Lichtsammeleffizienz für diese Linsengeometrie ist proportional zur Transmission und dem Quadrat der numerischen Apertur. Wenn beide Linsen 52 und 54 auf Unendlich fokussiert sind, beträgt ihre Lichtsammeleffizienz, abhängig von der Blendeneinstellung der zweiten Linse, ungefähr 1 %. Der QDE-Wert des IIT zum Lichtdetektor ist in diesem Fall immer noch zwei bis drei Größenordnungen (10² bis 10³) größer als Eins.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist die erste Linse 52 eine konventionelle 82 mm-Linse, deren Blende auf 1,2 eingestellt und die auf Unendlich fokussiert ist; die zweite Linse 54 ist eine konventionelle 80 mm- Linse, deren Blende auf 5,6 eingestellt und die auf Unendlich fokussiert ist.
Damit sowohl die Fluor-Fernsehkamera 56 als auch das lineare Photodiodenarray 44 feststehend befestigt werden können, wird ein Zweikanalverteiler mit einem von einem Motor 45 angetriebenen 45º-Klappspiegel 42 benutzt, wobei der Zweikanalverteiler auf dem IIT 40 anstelle des Standardverteilers befestigt ist. Der Klappspiegel 42 befindet sich normalerweise in der Fluor-Position, und wenn der CT-Modus ausgewählt ist, wird der Spiegel um 90º geklappt, so daß das Lichtausgangssignal vom IIT durch die zweite Linse 54 auf das lineare Detektorarray 44 gerichtet ist.

Lineares Photodiodenarray 44

Vielfältige Festkörperarrays sind auf ihre Eignung als Lichtdetektoren von Bilddaten vom IIT untersucht worden. Die Anforderungen für den Lichtdetektor in diesem System sind: Kompatible Spektralempfindlichkeit, ein breiter Signal- Dynamikbereich (d.h. 100.000:1) und eine genügende räumliche Auflösung zur Bildwiedergabe. Kompatible geometrische Abmessungen sind ebenfalls notwendig, um ein einfaches Ankoppeln des linearen Photodiodenarrays 44 an den Ausgang des IIT 40 zu erlauben.
Ein im Handel erhältliches lineares 512-Kanal-Siliziumdiodenarray erfüllt diese Anforderungen und hat hervorragende Ergebnisse geliefert. Dieses Array ist ein linearer Bildsensor mit der Nummer S2301, hergestellt von Hamamatsu in Hamamatsu City, Japan. Die Länge des Arrays beträgt 25,6 mm (1 inch) und seine Breite 2,5 mm. Jeder Diodendetektor mißt 50 pm auf 2,5 mm mit einer aktiven Fläche von 72%. Bei einem Bild am IIT-Ausgang mit einem Durchmesser von 25,6 mm (1 inch) wird eine 1:1-Anordnung der Lichtsammeloptik 84 zwischen dem IIT 40 und dem Array 44 benutzt. Das lineare Photodiodendetektorarray 44 ist in einem Karneragehäuse angeordnet, welches an einem der Ausgangsfenster des 90º-Klappspiegels 42 befestigt ist.
Die normierte Photonenantwort des Arrays ist größer als 60% bei 475 bis 875 nm und überlappt mit dem Phosphorspektrum des IIT-Ausgangs. Das Lichtspektrum des IIT-Ausgangs des "P20"-Phosphors hat seinen Spitzenwert bei 532 nm. Demnach paßt die spektrale Antwort der Siliziumphotodiode relativ gut mit der "P20"-Phosphorkurve zusammen. Der QDE-Wert für Silizium beträgt ungefähr 0,6 - 0,7 Elektronen/Photon. Dem Obigen zufolge ist deshalb das gesamte QDE-Verhältnis von einfallenden Röntgenstrahlphotonen zu Elektronen-Loch- Paaren im Silizium immer noch viel größer als Eins für das System als Ganzes.
Um eine räumliche Auflösung von 1 mm bei einem Objekt zu erhalten, muß der Detektor eine genügende Anzahl von Kanälen aufweisen, damit das Bild digitalisiert werden kann. Das lineare Photodiodenarray 44 besitzt 512 Kanäle, was 0,6 mm pro Detektor an einer Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 für eine 30 cm (12 inch)-Röhre entspricht. Tests und Leistungsdaten der Bildverstärkerröhre 40 haben ergeben, daß ihre räumliche Auflösung ungefähr 3,5 Linienpaare/mm über den 30 cm (12 inch)-Durchmesser beträgt, was den entsprechenden Wert von 0,9 Linienpaare/mm des Diodenarrays übersteigt. Aus diesem Grunde ist, projiziert auf das Objekt, eine 1 mm-Auflösung bei den rekonstruierten Bilddaten möglich.
Das lineare Photodiodenarray 44 ist eine lineare 512-Kanal-Vorrichtung, bei der jeder Kanal eine Ladung von 22 pC während einer Belichtung zu sammeln vermag. Die Rauschcharakteristik des im Handel erhältlichen Arrays und des Vorverstärkers wird einem quadratischen Mittelwert von 3.500 Elektronen angegeben. Das Sättigungswert-zu-Rausch-Verhältnis liefert bei einer Einzelmessung ein maximales Signal-zu-Rausch-Verhältnis von 39.000:1.
Die Punktstreuantwort der Bildverstärkerröhre 40 deutet auf einen dynamischen Signalbereich von mindestens 100.000:1 hin. Jedoch wurde der Einzelkanal- Dynamikbereich des linearen Photodiodenarrays mit nur 35.000:1 gemessen, wenn der Vorverstärker des Herstellers benutzt wurde. Demnach weist bei einer Einzelmessung das lineare Photodiodenarray keinen hinreichenden dynamischen Bereich zur Anpassung an den Ausgang des ITT 40 auf.

VERBESSERUNGEN DES DYNAMISCHEN BEREICHES

Ein Zweifachexpositionszeitschema zusammen mit einigen zusätzlichen Verbesserungen in der Ladungsvorverstärkerschaltung erlauben es, den 100.000:1- Signalbereich des IIT40 zu benutzen. Eine Neuentwicklung des Vorverstärkerintegrierers liefert einen 50.000:1-Bereich bei Raumtemperatur. Die Kombination des Zweifachexpositionszeitschemas und des neuen Vorverstärkerintegrierers liefert einen dynamischen Bereich des Vorverstärkerarrays von 400.000:1, bzw. insgesamt 19 Bits, für jeden Kanal über ein Meßintervall von 100/83 ms (50/60 Hz) unter Beibehaltung der Photonenstatistik.
Die Verbesserungen im dynamischen Bereich werden zum Teil durch Minimierung des Effektes des Rückstellrauschens des Ladungsverstärkers im Vorverstärker, durch Phasenkopplung der Messung an die Netzfrequenz und durch Gebrauch eines Analogverstärkungsschemas erhalten, um das Signal vom linearen Photodiodenarray 44 vor der Umwandlung in eine digitale Form zu verstärken.

Phasenkoplung an die Netzfrequenz

Eine Quelle der Beeinträchtigung des dynamischen Bereiches der Meßelektronik sind die zur Netzfrequenz gehörige Brummspannung und Oberschwingungen in der Röntgenstrahlquelle. Brummspannung und Oberschwingungen sind ein Nebenprodukt der Gleichrichtung der Netzspannung, die zur Erzeugung der Hochspannung CW für die Röntgenstrahlquelle benutzt wird.
Wie der Fig. 1 entnehmbar ist, stellt die phasengekoppelte Regelkreis-Zeitsteuerung- und Kontrollschaltung 62 mehrere Taktgeber zur Verfügung, welche mit der Netzfrequenz synchronisiert sind. Spezieller beinhaltet die phasengekoppelte Regelkreis-Zeitsteuerung- und Kontrollschaltung 62 einen spannungskontrollierten Oszillator (nicht dargestellt), der bei einem vorgewählten Vielfachen der Netzfrequenz arbeitet und mit der Netzfrequenz synchronisiert ist. In der phasengekoppelten Regelkreis-Zeitsteuerung- und Kontrollschaltung 62 befinden sich Teilerschaltungen, welche das spannungskontrollierte Oszillatorsignal in einen Abtasttaktgeber und einen Startrahmentaktgeber 88 unterteilen. In der in Fig. 1 dargestellten Ausführungsform weist der Abtasttaktgeber 86 eine Frequenz von 262 kHz auf, während der Startrahmentaktgeber eine 13,3 Hz-Komponente und eine 120 Hz-Komponente beinhaltet. Diese Taktgeber sind an die Vorverstärker-, Integrier-, Rückstell- und Klemmschaltung 58 angeschlossen. Wie im folgenden beschrieben wird, werden diese Taktgeber bei der Abtastung seitens des linearen Photodiodenarrays 44 und des Zweifachexpositionszeitschemas verwendet. Weiterhin stellt die phasengekoppelte Regelkreis-Zeitsteuerung und Kontrolischaltung 62 ein Wahlsignal für den Analog-Digital-Wandler und der Kontrollschaltung 68 zur Verfügung, um deren Betrieb zu synchronisieren. Wenn der Zeitablauf der Meßelektronik in der obigen Weise phasengekoppelt wird, kann eine beträchtliche Unterdrückung der Brummspannung und der Oberschwingungen der Netzfrequenz erreicht werden.

Vorverstärker-, Integrier-, Rückstell- und Klemmschaltung 58

Anhand der Fig. 10 und 11 wird nun die Vorverstärker-, Integrier-, Rückstell- und Klemmschaltung 58 genauer beschrieben. In Fig. 10 ist eine vereinfachte schematische Darstellung des linearen Photodiodenarrays 44 gezeigt. Die Anoden der 512 Photodioden werden mit einer rauscharmen Bezugsspannung versorgt, wie beispielsweise einer Bandabstandbezugsspannung. Die Kathode jeder der 512 Dioden ist mit einer Videoleitung 90 über Durchlaßtransistoren 92 verbunden. Die Durchlaßtransistoren werden sequentiell mittels eines internen Taktgebers getaktet, welcher unabhängig von dem Abtasttaktgeber 86 arbeitet (Fig. 1 und 11).
Wenn ein Durchlaßtransistor 92 getaktet wird, wird die auf der zugehörigen Photodiode angesammelte Ladung an die Videoleitung 90 weitergeleitet. Diese Ladung wird auf einen Kondensator 94 übertragen, der sich in der Rückkopplungsschleife der Eingangsstufe 96 der Vorverstärker-, Integrier-, Rückstell und Klemmschaltung 58 befindet. Die Eingangsstufe 96 arbeitet als Ladungsverstärker und Integrierer und liefert an seinem Ausgang eine Spannung, die proportional zu der Ladungsmenge auf dem Kondensator 94 ist. Ein Kondensator 98 koppelt die Spannung am Ausgang der Eingangsstufe 96 mit einem Tiefpaßfilter 100, der einen Verstärkungsfaktor von ungefähr 4 aufweist. Das Tiefpaßfilter 100 besitzt einen hochohmigen Eingang und wirkt als Vorfilter vor der Analog-Digital-Umwandlung durch den ADC 68. Der ADC 68 ist ein linearer Einfach-1 6-Bit-Analog-Digital-Wandler.
Die Eingangsstufe 96 beinhaltet eine rauscharme Verstärkerstufe mit hochohmigem Eingang. In der bevorzugten Ausführungsform wird ein Paar diskreter rauscharmer Feldeffekttransistoren, wie beispielsweise vom Typ 2N5912, als Eingangs-Spannungsfolger des Verstärkers benutzt (Fig. 11). Der Ausgang des Stapelpaares wird dann zum invertierenden Eingang eines hochohmigen Operationsverstärkers weitergeleitet, wie beispielsweise einem OP-27, wie er von PMI in Santa Clara, Californien, hergestellt wird.

Rückstellen und Klemmen

Die Vorverstärker-, Integrier-, Rückstell und Klemmschaltung 58 beinhaltet einen Rückstelltransistor 102, der parallel zum Kondensator 94 geschaltet ist, und einen Klemmtransistor 104, der an den Koppelkondensator 98 angeschlossen ist, der wiederum mit dem Tiefpaßfilter 100 verbunden ist. Der Rückstelltransistor 102 ist getaktet, um den Kondensator 94 zu entladen, damit dieser zum Empfang der Ladung der nächsten abgetasteten Photodiode bereit ist.
Es wurde gefunden, daß eine stochastische Offset-Spannung in den Signalweg durch kapazitive Durchkontaktierung von dem Gate des Rückstelltransistors 102 eingekoppelt wird. Dieser Offset-Spannung kann die Hälfte der Kontrollspannung betragen, welche am Gate des Rückstelltransistors 102 angelegt wird. Es wurde ebenfalls gefunden, daß die Hinzunahme des Klemmtransistors 104 die oben genannte Offset-Spannung um einen Faktor 5 reduziert.
Im Betrieb wird der Rückstelltransistor 102 mit einem positiven Puls für eine vorgegebene Zeit gepulst, wie beispielsweise 2 µsec. Zur selben Zeit wird der Klemmtransistor 104 mit einem negativen Puls gepulst, jedoch für einen ungefähr zweimal so langen Zeitraum, wie beispielsweise 4 µsec. Während der Zeit, während der der Klemmtransistor 104 gepulst wird, trägt der Koppel kondensator 98 Ladung zu der Offset-Spannung bei. Wenn der negative Puls beendet ist, folgt das mit dem Tiefpaßfilter 100 verbundene Ende des Koppel kondensators 98 dem Ausgang der Eingangsstufe 96, die eine Spannung annehmen wird, die proportional zu der Ladung ist, die von der nächsten abgetasteten Photodiode im linearen Photodiodenarray 44 übertragen wird.
Fig. 11 zeigt eine detaillierte schematische Darstellung der Schaltung, die zur Implementierung einer Ausführungsform des Vorverstärker-, Integrier-, Rückstell und Klemmschaltung 58 verwendet wird. In dieser Ausführungsform ist das Tiefpaßfilter in drei getrennten Stufen implementiert: 106, 108 und 110, wobei der Koppelkondensator 98 und der Klemmtransistor 104 zwischen den Stufen 106 und 108 angeordnet sind. Die Stufe 106 ist nichtinvertierend und liefert eine Verstärkung von 3,6 und einen Knickpunkt des Tiefpaßfilters bei 610 kHz; Stufe 108 arbeitet als Folgestufe; Stufe 110 ist invertierend und liefert eine Verstärkung von 1,2 und einen Knickpunkt des Tiefpaßfilters bei 260 kHz.
Ebenfalls in Fig. 11 sind Schaltungen 112 zur Erzeugung eines Drei-Phasen- Taktgebers gezeigt, der zum Abtasten des linearen Photodiodenarrays 44 benutzt wird; der Rückstellpuls 114 und der Klemmpuls 116 werden dem Rückstell bzw. Klemmtransistor 102 bzw. 104 zugeführt; ebenso wird das umgewandelte Signal 118 dem ADC 68 zugeführt.

Bildaufweitungsdetektor 45

Gemäß den Fig. 12, 13 und 14 beinhaltet der Bildaufweitungsdetektor 45 ein Array von 32 diskreten Detektoren 200. Jeder Detektor 200 beinhaltet einen Kadmiumwolframat-(CdWO&sub4;-)Szintillationskristall 202 von hoher Dichte, der an einer UV-verstärkten Silizium-Photodiode 204 befestigt und mit dieser optisch gekoppelt ist. Die Abmessungen der Szintillationskristalle 202 betragen 2mm × 12mm × 3mm (Breite-Länge-Tiefe) und weisen folgende charakteristische Eigenschaften aufweisen:
Absorptionsfähigkeit von 150keV-Gammaquanten nach 3mm....90%
Absorptionsfähigkeit von 3MeV-Gammaquanten nach 12mm....30%
Lichtausgangssignal relativ zu NaI (T1)....... 40%
Wellenlänge maximaler Emission....... 540nm
Abfallskonstante....... 5µsec
Nachleuchten bei 3msec....... 0.1 %
Brechungsindex bei 540nm....... 2.2-2.3
Temperaturkoeffizient des Lichtes am Ausgang bei 300K....... 0%/Grad K
Dichte....... 7.99/cc
Schmelzpunkt....... 1598K
Hygroskopisch....... Nein
Diese Kristalle sind von NKK in Tokio, Japan und von Harshaw Chemical in Solon, Ohio, erhältlich.
Jeder Kristall ist mit Harz an einer Photodiode 204 befestigt, wobei die zur Photodiode zeigende Oberfläche poliert, mit einer weißen reflektierenden Schicht bemalt und mit schwarzem Epoxidharz abgedichtet ist. Die Photodioden 204 sind vorzugsweise vom Modell mit der Nummer S1337-16Br, die von Hamamatsu in Hamamatsu City, Japan, hergestellt werden, und die die folgenden charakteristischen Eigenschaften bei 25ºC besitzen:
Quantenausbeute bei 540nm....... 70%
Strahlungsempfindlichkeit bei 540nm....... 0.35A/W
Äquivalente Rauschleistung....... 6x10&supmin;¹&sup5;W/ Hz
Anstiegszeit....... 0.2µsec
Dynamischer Bereich....... 10&supmin;¹² bis 10&supmin;&sup4; A
Dunkelstrom bei 10mV Sperrspannung....... 25 pA maximal
Sperrschichtkapazität bei 10mV Sperrspannung....... 65 pF typ.
Dunkelstrom bei 5 V Sperrspannung....... 60 pA
Sperrschichtkapazität bei 5 V Sperrspannung....... 22 pF
Die Photodioden 204 haben eine aktive Fläche von 1,1 × 5,9 mm. Das Gehäuse der Photodiode 204 ist 2,7 mm breit und 15 mm lang. Dies liefert einen Detektorabstand von 2,85 und die 9 mm-Länge des Bildaufweitungsdetektorarrays 45. Jeder Szintillationskristall 202 weist eine aktive Oberfläche von 2 mm × 12 mm auf, was eine Scheibendicke des Bildaufweitungsdetektorarrays 45 von 8 mm ergibt, bezogen auf das Isozentrum.
Die Beschränkung in der Photodetektor-Länge hat seine Ursache in der aktiven Länge und der Gehäusegröße der Photodiode. Das Röntgenstrahlsignal ist typischerweise an der Peripherie des Abtastkreises sehr groß, so daß der Signalverlust unbedeutend ist. Speziell sind die Anforderungen des dynamischen Bereiches an der Peripherie des Abtastkreises um einen Faktor 10 geringer im Vergleich zu Detektoren im Zentrum. Detektoren im Zentrum empfangen typischerweise die geringste Anzahl an Röntgenphotonen. Weiterhin ist die Breite des Bildaufweitungsdetektors 45, bezogen auf das Isozentrum, ungefähr 1,9 mm im Vergleich zu 0,37 mm für das lineare Photodiodenarray 44. Dies liefert eine ungefähr fünffach geringere räumliche Auflösung als beim linearen Photodiodenarray 44. Diese niedrigere räumliche Auflösung ist jedoch nicht bedeutsam, da Objekte großer Ausdehnung typischerweise nicht an der Peripherie eines Körperabtastkreises beobachtet werden.
Das Array ist an der Kante der vorhandenen 30 cm-Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 befestigt. Ein gemessenes Röntgenempfindlichkeitsprofil entlang der Detektoroberfläche ist in Fig. 14 gezeigt. Die Kombination der Bildverstärkerröhre 40 und des Bildaufweitungsdetektors 45 bildet eine überlappende hybride Detektorbauform.
Röntgenphotonen, die durch das abgetastete Objekt hindurchlaufen, fallen auf die 2 mm × 12 mm-Fläche der Szintillationskristalle 202 auf. Jede Photodiode 204 wird im lichtleitenden Modus mit einer 5 V-Sperrspannung betrieben, die nach jeder Integration und jedem Auslesen verwendet wird. Im Szintillator absorbierte Röntgenphotonen erzeugen Lichtphotonen, die zu Elektron-Loch-Paaren in der Diode umgewandelt werden. Der resultierende Stromfluß entlädt die Diode, und der Vorverstärker mißt diesen Ladungsverlust für jeden Kanal. Dieses Schema stellt eine diskrete Schaltungsanordnung dar, die ähnlich dem Verfahren ist, das in großen linearen integrierten Schaltungen und zweidimensionalen Photodiodenarrays benutzt wird.
Ein Vielkanal-Ladungsabtast-Vorverstärker wird eingesetzt, um jeden der 32 Detektoren abzutasten und diese Daten mit den Daten der 512 Kanäle der vorhandenen IIT-Kamera zu schachteln. Das Abtasten dieser Detektoren funktioniert ähnlich wie dasjenige, das in Verbindung mit dem linearen Photodiodenarray 44 benutzt wird, welches oben beschrieben wurde. Gemäß der Fig. 1 und 15 werden ein vereinfachtes Blockdiagramm und eine detaillierte schematische Darstellung einer derartigen Schaltung zur Verfügung gestellt.
Das Bildaufweitungsdetektorarray 45 ist mit der Verstärker-, Integrier-, Rückstell- und Klemmschaltung 58 mittels einer mehradrigen Verkabelung 206 verbunden. Signale von jeder Photodiode 204 im Bildaufweitungsdetektorarray 45 werden über die mehradrige Verkabelung 206 aus dem Bildaufweitungsdetektorarray 45 gesendet; auch werden eine 5 V-Referenz- und Masse-Verbindung über die mehradrige Verkabelung 206 an das Bildaufweitungsdetektorarray 45 gelegt. Wie im Falle der Photodioden des linearen Photodiodenarrays 44 wird eine rauscharme Referenz an der Anode der Photodioden 204 benutzt. Die Signale von den Photodioden 204 werden danach parallel an einen Block von Wahlschaltungen 208 angelegt. Diese Wahlschaltungen 208 werden durch eine logische Wahlschaltung 210 kontrolliert&sub1; um sequentiell und seriell die Signale von den Photodioden 204 auf die Videoleitung 212 zu geben.
Der Fig. 15 ist entnehm bar, daß die Wahlschaltungen Gating-Schaltungen sind, welche an ihren "D"-Eingangen angelegte Daten zu ihrem "S"-Ausgang weiterleiten, wobei an ihre "G"-Anschlüsse Kontrollsignale angelegt sind. Die logische Wahlschaltung 210 beinhaltet einen Block von Parailel-Seriell-Schieberegistern 210-A, 210-B, 210-C und 210-D, welche den Block der Wahlschaltungen 208 abtasten. Die logische Wahlschaltung 210 kann unter Gebrauch der Teilenummer 74HC164 implementiert werden.
Die Abtastung wird bei Empfang eines Aufweitungsstartpulses über die Leitung 213 begonnen. Dieser Puls wird entlang der Parailel-Seriell-Schieberegister 210- A bis 210-D mit einer Rate getaktet, die durch den Aufweitungstaktgeber über die Leitung 214 eingestellt wird. Wie der Fig. 1 entnehmbar ist, werden der Aufweitungsstartpuls und der Aufweitungstaktgeber von der logischen Kontrolleinheit 60 über Leitung 216 versorgt.
Wie im Falle des linearen Photodiodenarrays 44 benutzt der Vorverstärker 234 für das Bildaufweitungsdetektorarray 45 einen Eingangsverstärker 219 mit einem Kondensator 220, der negativ rückgekoppelt ist. Die Leitung 212 ist mit einem Ende des Kondensators 220 verbunden. Ein Rückstelltransistor 218 ist parallel mit einem Kondensator 220 verbunden, um diesen zurückzustellen und so auf den Empfang bei der nächsten Abtastung vorzubereiten. Ein Koppelkondensator 224 koppelt den Ausgang des Eingangsverstärkers 219 mit einem nichtinvertierenden Verstärker 226. Ein Klemmtransistor 222 ist mit dem Ende des Koppelkondensators 224 verbunden, der mit dem nichtinvertierenden Verstärker 226 verbunden ist. Schließlich ist der Ausgang des nichtinvertierenden Verstärkers 226 mit einem Tiefpaßfilter 228 verbunden.
Der Rückstelltransistor 218 wird gepulst, um den Kondensator 94 zu entladen, damit dieser zum Empfang der Ladung von der nächsten abgetasteten Photodiode bereit ist; der Klemmtransistor 224 wird während dieses Vorganges gepulst, wie im Falle des Rückstelltransistors 102 und des Klemmtransistors 104 in dem Ladungsverstärker für das lineare Photodiodenarray 44. Der Rückstellpuls für den Rückstelltransistor 218 wird über Leitung 230 zur Verfügung gestellt, während der Klemmpuls von dem Aufweitungstaktgeber 216 über Leitung 232 zur Verfügung gestellt wird.

Datenerfassungsablauf und Zweifachexpositionszeitschema

Anhand von Fig. 16 wird die relative zeitliche Abfolge der Datenerfassung genauer beschrieben. Ein vollständiger Satz von Röntgenstrahl-Transmissionsdaten wird durch Erfassung von 720 Projektionen (Abtastzyklen) bzw. 2 Projektionen pro Grad bei der Drehung über 60 Sekunden erhalten. In der Praxis werden geringfügig mehr Projektionen oder geringfügig mehr als 360º bei der Rotation erfaßt. Aus Gründen der Veranschaulichung werden hier jedoch 720 Projektionen und 360º bei der Rotation angenommen.
In Fig. 16 stellt die Leitung 120 die Zuordnung der 720 Projektionen über eine Drehung der Röntgenkopfanordnung 18 und der Bildverstärkerröhrenanordnung 20 um das interessierende Objekt dar. Jede derartige Projektion (Abtastzyklus) dauert ungefähr 83,3 msec (60Hz). Die Leitung 1 22 stellt dar, wie jede Projektion als eine Abfolge von Perioden der Dauer T angesehen werden kann. Bei dem in Fig. 16 dargestellten Beispiel wird T gleich 8,33 msec verwendet. Innerhalb einer Projektion werden die Perioden derart grupiert, daß sie ein Langzeitintervall der Länge 9T und ein Kurzzeitintervall der Länge 1T definieren.
Es wurde gefunden, daß der dynamische Bereich des linearen Photodiodenarrays 44 wesentlich vergrößert werden kann, indem ein Zweifachexpositionszeitschema der oben genannten Art benutzt wird. Das bedeutet, daß bei Verwendung eines Kurzzeitintervalls und eines Langzeitintervalls, während der die Photodioden Photonen zu Elektronen umwandeln können, die genauere der beiden Messungen zur Weiterverarbeitung ausgewählt werden kann.
Wie oben kurz ausgefiihrt, zeigt die Punktstreuantwort des IIT 20 einen dynamischen Signalbereich von mindestens 100.000:1. Andererseits wurde der Einzelkanal-Dynamikbereich des linearen Photodiodenarrays 44 zu 35.000:1 gemessen, wenn der Vorverstärker des Herstellers benutzt wurde. Demnach werden die Photodioden alleine bei hohen Werten vom IIT 40 sättigen. Mit einem Abtastverfahren mit zwei Intervallen wird die Abtastung über das kurze Intervall bei hohen Intensitätswerten vom IIT 40 genauer sein, während die Abtastung über das lange Intervall die genauere bei niedrigen Intensitätswerten vom IIT 40 sein wird. Auf diese Weise erweitert sich der dynamische Bereich der Photodioden effektiv in den 100.000:1-Bereich.
In der Praxis beläuft sich der Sättigungswert des hier beschriebenen, kommerziell erhältlichen Photodiodenarrays auf 22 pC. Die Blende der zweiten Linse 54 ist derart eingestellt, daß die Photodioden über einen kurzen Intervallzeitraum nicht sättigen, wenn sich kein Objekt im Röntgenstrahlengang befindet, d.h. bei einem Strahl von 125 kVp und 15 mA. Vorzugsweise ergibt diese Blendeneinstellung einen Lichtwert am linearen Photodiodenarray 44 von ungefähr 0,5 bis 0,75 des Sättigungswertes, wenn sich kein Objekt im Röntgenstrahlengang befindet.
Zurückkehrend zu Fig. 16 wird nun die zeitliche Abfolge der Abtastung über das lange und das kurze Intervall genauer beschrieben. Die Linie 124 stellt die Punkte dar, an denen die Photodioden des linearen Photodiodenarrays 44 relativ zueinander abgetastet werden. Ganz links an der Linie 124 ist eine erste Serie 126 von 544 Abtastpunkten dargestellt: 512 für das lineare Photodiodenarray 44 und 32 für das Bildaufweitungsdetektorarray 45. Diese treten während der äußerst linken T-Periode bei der Linie 122 auf, d.h. während der letzten T- Periode von Projektion 1, Linie 120. Bei der Linie 124 tritt die zweite Serie 128 der 544 Abtastpunkte während der ersten T-Periode in Projektion 2 auf, Linie 122. Zu beachten ist, daß keine Abtastpunkte bei der Linie 124 bis zur neunten T-Periode der Projektion 2 (Linie 122) auftreten. Daran anschließend ist eine dritte Serie 130 mit 544 Abtastpunkten gezeigt, die während der zehnten T- Periode auftritt. Zuletzt ist eine vierte Serie 132 mit 544 Abtastpunkten gezeigt, die während der ersten T-Periode der Projektion 3 auftritt.
Die Abtastung über das lange Intervall für die Projektion 2 wird während der dritten Serie 130 mit 544 Abtastpunkten vorgenommen. Die Abtastung über das kurze Intervall für die Projektion 2 wird während der vierten Serie 132 mit 544 Abtastpunkten vorgenommen. Beispielsweise kann aus der Linie 124 entnommen werden, daß der Zeitraum zwischen dem Abtasten der Diode 1 in der zweiten Serie 128 und der dritten Serie 130 sich auf neun T-Perioden beläuft. Die Diode 1 kann daher die auftreffenden Photonen über neun T-Perioden integrieren, bevor sie erneut abgetastet wird. Die in der dritten Serie 130 vorgenommenen Abtastungen repräsentieren demnach die Abtastung über das lange Intervall für die Projektion 2.
Umgekehrt ist der Zeitraum zwischen der Abtastung von Diode 1 in der dritten Serie 130 und der vierten Serie 132 nur eine T-Periode lang. Demnach repräsentieren die in der vierten Serie 132 aufgenommenen Abtastungen die Abtastung über das kurze Intervall für die Projektion 2.
Die Linie 134 in Fig. 16 gibt die Zeit für die Abtastpunkte der Dioden 1-4 in der Serie 126, Linie 124, wieder. Wie zu sehen ist, beträgt die Zeit zwischen Abtastpunkten ungefähr 1 5,3 µsec. Innerhalb dieser 15,3 µsec-Periode wird die Eingangsstufe 96 der Vorverstärker-, Integrier-, Rückstell und Klemmschaltung 58 zurückgestellt (Linie 136), der Klemmtransistor 104 wird gepulst (Linie 138), Ladung von der abgetasteten Photodiode (beispielsweise Photodiode 1) wird an die Videoleitung 90 (Linie 140) und das konvertierte Signal 114 wird zum ADC 68 (Linie 142) gesendet. Die Linien 1 44 und 146 zeigen den relativen Zeitablauf der Abtastpulse für die Photodioden 2 und 3.
Zu beachten ist, daß es vier Basistaktgeberperioden in jeder Diodenabtastperiode gibt. Diese Basistaktgeberperioden hängen mit dem 262 kHz-Taktgeber 86 der phasengekoppelten Regelkreis-Zeitsteuerung- und Kontrollschaltung 62 (Fig. 1) zusammen. Ähnlich hängt die 8,33 µsec-Dauer jeder T-Periode mit dem 120 Hz- Taktgeber 88 der phasengekoppelten Regelkreis-Zeitsteuerung- und Kontrollschaltung 62 zusammen. Schließlich hängt der 13,3 Hz-Taktgeber 88 der phasengekoppelten Regelkreis-Zeitsteuerung- und Kontrollschaltung 62 mit der Dauer der neun T-Perioden zusammen.

Röntgenstrahlnormierungsdetektor 66

Wie schon vorher diskutiert, wird die Intensität der Röntgenstrahlquelle durch den Röntgenstrahlnormierungsdetektor 66 (Fig. 1) überwacht. Das Signal des Röntgenstrahlnormierungsdetektors 66 wird verstärkt, gefiltert und dann einem Multiplexer 65 zugeführt. Ebenso wird auf die Eingänge des Muliplexers 65 das Signal der Vorverstärker-, Integrier-, Rückstell- und Klemmschaltung 58 gegeben. Der Ausgang des Multiplexers 65 ist mit dem ADC 68 verbunden. Ein Wahlsignal 61 wird von der logischen Kontrollschaltung 60 zur Verfügung gestellt, um zwischen dem Signal des Röntgenstrahlnormierungsdetektors 66 oder dem der Vorverstärker-, Integrier-, Rückstell und Klemmschaltung 58 zur Umwandlung durch die Vorverstärker-, Integrier-, Rückstell- und Klemmschaltung 58 auszuwählen.
Ein einfacher optischer Schalter (nicht dargestellt) ist auf dem Antriebsstand befestigt, und ein entsprechender "Finger" ist am Zahnrad des Hauptgerüsts angeordnet. Diese Anordnung erzeugt einen Puls, wenn das Gerüst durch die Null-Grad-Marke läuft, wodurch der Beginn der Abtastung angezeigt wird. Der nächste Puls des optischen Schalters (nach einer Rotation um 360º) signalisiert das Ende einer Abtastung. Wenn das System bereit zur Datenerfassung ist, löst dieser Trigger die Datenerfassung aus, eine vorgegebene Anzahl von Projektionen wird erfaßt und das Ende des Abtastpulses setzt eine Markierung in die Projektionsdaten.
Um Variationen in der Rotationsgeschwindigkeit des Gerüsts zu gestatten, wird die Datenerfassungskontrolleinheit derart eingestellt, daß mehr Projektionen als benötigt erfaßt werden, so daß ein geringfügiges Überscannen (5-10º) am Beginn und am Ende der Gerüstrotation stattfindet. Hierdurch kann sich die Ausgangsleistung des Röntgenstrahlgenerators stabilisieren, und das Gerüst erreicht eine konstante Winkelgeschwindigkeit, bevor die Datenerfassung beginnt. Die Datenerfassung endet, sobald das Ende des Abtastpulses detektiert wird, und der Röntgenstrahlgenerator kann abgeschaltet werden.
Ein Gerüstwinkelkodierer und eine logische Schaltung 70 ist mit dem Potentiometer verbunden, welches den Winkel des rotierenden Armes 12 mißt. Dieser Kodierer liefert zehn (10) Pulse pro Grad der Gerüstrotation und erlaubt demnach die Bestimmung der Projektionswinkel bis 0,1º (12 bit-Zähler).

Datenerfassungsschnittstelle 48

Die Datenerfassungsschnittstelle 48 ist eine optisch isolierte Schnittstelle, welche konventionelle Photodioden und eine Empfangsverbindung benutzt. Der Gebrauch einer optischen Empfangsverbindung reduziert wesentlich elektrische Erdungsprobleme.
Zusätzlich zu den digitalen Daten und den Handshake-Signalen vom ADC 68 und vom Gerüstwinkelkodierer und der logischen Schaltung 70 wird ein analoger Kanal (nicht dargestellt) aus dem Verstärker und Filter 64 über die Datenerfassungsinterface 48 herausgeführt, um zu Kalibrier- und Einrichtungszwecken verwendet zu werden.

Verarbeitungs- und Darstellungscomputer 50

Der Verarbeitungs- und Darstellungscomputer so ist vorzugsweise ein konventioneller Personalcomputer auf Basis eines 80286-Prozessors. Ein konventioneller 20M-Flop-Array-Prozessor, ein 250 MB WORM (write-once-read-many) optisches Plattenlaufwerk, ein vier MB RAM-Speicher, eine 30 MB-Festplatte und eine Bildkarte, erhältlich von Matrox in Kanada, werden ebenfalls benutzt.

Korrektur, Normierung und Linearisierung der Daten

Weitere Verbesserungen sind durch Korrektur der Daten gemäß bestimmter bekannter Fehlerquellen möglich. Der Verarbeitungs- und Darstellungscomputer 50 korrigiert räumliche und intensitätsbezogene Nichtlinearitäten und Offsets des Detektorsystems. Um die Auswirkungen der Punktstreuantwort des IIT 40 zu minimieren, werden die Daten im Verarbeitungs- und Darstellungscomputer 50 mittels des Array-Prozessors vorverarbeitet. D.h. nach Abziehen des Hintergrundes und Normierung werden die Array-Daten mit einem empirischen Filter gefaltet, der die nichtideale Punktstreuantwort kompensiert. Nachdem alle Projektionsdaten erhalten sind, wird ein 512 × 512 Pixel enthaltendes Bild unter Verwendung eines Faltungs- und Rückprojektionsverfahrens erzeugt. Das resultierende CT-Bild hat eine räumliche Auflösung von besser als 1 mm und eine Dichteauflösung von besser als 1 % bei einem 20 cm-Wasserkalibrationsphantom.

Fehlerquellen

Mögliche Fehlerquellen bei den erfaßten Daten liegen sowohl in der Bildgebungskette als auch in dem mechanischen System. Fehlerquellen im Bildgebungssystem sind (ohne eine bestimmte Ordnung in der Priorität): 1) Zeitveränderlicher Röntgenfluß von der Röntgenstrahlquelle 30; 2) Photonenstreuung; 3) Bildverstärkerröhre 40 (Nichtlinearität über die Oberfläche, 5-Kurvenverzerrung, EHT-Variation im Strom, Zentraldetektor, Randeffekte, gekrümmte Oberfläche, Dunkelstrom); 4) lineares Photodiodenarray 44 (nichtlineare Antwort, Sättigung, lange gegenüber kurzen Integrationswerten, Dunkelstrom); und 5) Optik (interne Reflektionen, Verzerrung, Spiegelanordnung).
Fehlerquellen des mechanischen Systems sind: 1) wanderndes Isozentrum 74; 2) mechanische Durchbiegung; 3) ungleichmäßige Rotationsgeschwindigkeit; 4) Mangel in der Steifheit der IIT-Struktur; und 5) Nichtwiederholbarkeit der Apparat-Positionierung.
Der Röntgenfluß von der Röntgenstrahlquelle 30 kann mit der Zeit variieren (Leisiungsfrequenzfluktuationen, Photonenstatistik usw.). Dies wird direkt mittels des Röntgenstrahlnormierungsdetektors 66 gemessen. Der Ausgang des Röntgenstrahlnormierungsdetektors 66 liefert einen Strom, der proportional der Anzahl der auftreffenden Photonen ist. Es wird angenommen, daß diese Vorrichtung vollkommen linear arbeitet und daß die ausgelesenen Werte der anderen Detektoren in bezug auf diese normiert sind, d.h. die Detektorelemente sind skaliert, als ob der Röntgenfluß und sein Spitzenwert konstant wären.
Streuungen der Röntgenphotonen während des Hindurchtretens durch den Körper sind schwer zu korrigieren. Der in der vorliegenden Erfindung eingeschlagene Weg versucht, die Streuprobleme zu eliminieren durch: 1) präzise Kollimierung des Fächerstrahls, und 2) Benutzung eines 14:1 zylindrisch fokussierten Streuunterdrückungsgitters vor der Oberfläche des IIT, obwohl dieses Vorgehen einen Verlust an primären Röntgenstrahlphotonen verursacht.
Fehler und Verzerrungen von der Bildverstärkerröhre 40 können aus folgenden Gründen entstehen: 1) ungleichmäßige Verteilung des absorbierenden Materials/Szintillators (CsI) an der Oberfläche; 2) Krümmung der Glasoberfläche und ansteigende Dicke mit Entfernung vom Zentrum; 3) beobachtete räumliche Nichtlinearität über die Oberfläche des IIT aufgrund von Elektronen-Fokussierungsfehlern; 4) 5-Kurvenverzerrung, die mit der Reorientierung des IIT 40 im Erdmagnetfeld variiert; 5) Dunkelstrom (d.h. Rauschen); 6) dynamischer Bereich (maximales Signal: Rauschen); und 7) endliche Punktstreufunktion über die Röhrenoberfläche aufgrund von interner optischer Lichtstreuung am Eingang und Ausgang der Röhre.
Verzerrungen und Fehler im Strahlengang beruhen im allgemeinen auf internen Reflektionen und Linsenfehlern und können in die Punktstreufunktion des Systems einbezogen werden.
Für das System stellt die gesamte Lichtintensität keine Beschränkung dar, jedoch die Röntgenphotonen. Die Blende der zweiten Linse 54 ist i.a. auf 5,6 eingestellt, so daß sie leicht auf 4,0 geöffnet werden kann, um doppelt soviel Lichtphotonen durchzulassen. Der IIT 40 besitzt einen QDE-Wert von 1.000-10.000, so daß ein Verlust an Lichtphotonen auftreten kann, bevor der QDE-Wert des Systems sich auf Eins reduziert. Mögliche Fehlerquellen im Detektorarray sind: 1) nichtlineare Detektor-/Verstärker-Antwort in bezug auf die Anzahl der detektierten Lichtphotonen; 2) Dunkelstrom; 3) verschiedene Antworten bei Änderungen in der Integrationsperiode (für einen gegebenen Lichteinfall); 4) Sättigung des Detektors; und 5) Nichtwiederholbarkeit der Positionierung des Zentrums des Detektors.

KALIBRIERUNG

Ein Kalibrierungsverfahren wurde implementiert, um die Datenerfassungsfehler zu quantifizieren und zu korrigieren. Die Kette von Bildverstärkerröhre 40, Optik und linearem Photodiodenarray 44 werden zum Zwecke der Kalibrierung und der Datenkorrektur als eine einzige Einheit behandelt. Die aus den Kalibrierungsschritten resultierenden Informationen werden benutzt, um die während einer tatsächlichen Abtastung gesammelten Daten zu korrigieren.
Die Kalibrierungen werden in der folgenden Reihenfolge durchgeführt: a) Spiegelausrichtung; b) Dunkelstrom (Hintergrund); c) Grenzen des Detektorzentrums und des Detektorarrays (Beschränkungen des Fächerwinkels); d) räumliche Linearität des Detektorsystems; und e) Punktstreufunktion des Systems. Zusätzlich wird jedes Detektorarray bzgl. Nichtlinearitäten in der Antwort kalibriert, indem eine kalibrierte Lichtquelle benutzt wird.

Physikalische Ausrichtung des Systems

Die physikalische Ausrichtung des 90º-Klappspiegels 42 in dem System ist wichtig, da ein stark kollimierter Lichtstrahl auf ein langes schmales Detektorarray projiziert werden muß. Die Justierung wird bei der Installation des Systems vorgenommen, indem eine Bleirnaske 300 mit speziell gebohrten Löchern über der Oberfläche der Bildverstärkerröhre 40 vorsichtig zentriert wird (Fig. 1 7). Der auftreffende Röntgenstrahl ist derart kollimiert, daß nur die gebohrte Fläche der Maske 30 beleuchtet ist, und der Röntgenfluß ist derart eingestellt, daß keiner der Detektoren sättigt. Der Spiegel ist derart justiert, daß die Antwort (die auf einem Oszilloskop dargestellt wird) der Detektoren in dem linearen Photodiodenarray 44 symmetrisch und flach ist und die richtige Anzahl an Detektorspitzenwerten aufweist.
Fig. 18 ist eine Darstellung des typischen Detektorantwortmusters, welches bei Verwendung der Maske 300 erhalten wurde. Wie der Figur entnehmbar ist, ist die Antwort für diejenigen Detektoren größer, welche Signale von den großen gebohrten Löchern empfangen.
Der Brennpunkt der ersten Linse 52 und der zweiten Linse 54 kann justiert werden, indem die Vuschärfeuv der detektierten Spitzenwerte angeschaut wird (Fig. 18). Diese Justierung braucht nicht wiederholt durchgeführt zu werden, außer wenn Elemente der optischen Anordnung verändert werden.

Messung des Hintergrundrauschens

Der Dunkelstrom des Detektorsystems (Rauschen) wird bestimmt, indem Daten bei ausgeschaltetem Röntgenstrahl gesammelt werden. Die übliche Anzahl von Datenprojektionen wird gesammelt. Die Auslesewerte für jeden Detektor werden dann aufsummiert und gemittelt, um einen durchschnittlichen Dunkelstrom (d.h. Hintergrund) für jedes einzelne Detektorelement in dem Array zu ergeben.
Der Dunkelstrom ist stark abhängig von der Temperatur; aus diesem Grund sollten die Kalibrierwerte als Funktion der Temperatur aufgenommen werden, einschließlich der Temperaturen während des Aufwärmprozesses und bei Raumtemperatur. Die gernittelten Hintergrundwerte werden gespeichert und von den Daten abgezogen, die bei eingeschaltetem Strahl gesammelt werden.

Identifikation des Detektorzentrums

Gemäß Fig. 19 wird das Detektorzentrum wie folgt identifiziert: 1) Sammeln von Hintergrunddaten; 2) Einstellung des Röntgenflusses, so daß die Detektoren nicht sättigen; 3) Sammlung von Daten ohne Objekte im Strahlengang; 4) Setzen eines Stiftes oder einer Nadel 302 in das Isozentrum 74; 5) Vernachlässigung der Detektoren nahe den Enden des linearen Photodiodenarrays 44, an denen die Auslesewerte schnell abfallen; 6) Durchführung einer Abtastung des Stiftes, um einen vollständigen Satz von Auslesewerten zu sammeln. Fig. 20 zeigt einen typischen Satz von Auslesewerten für irgendeine bestimmte Projektion.
Die Auslesewerte werden danach wie folgt verarbeitet: a) Hintergrundkorrektur der Daten; b) Auswahl der langen/kurzen Integrationswerte (die langen werden immer ausgewählt, da der Röntgenfluß derart eingestellt ist, daß die Detektoren nicht sättigen); c) Berechnung von In(Luft-Norm)-In(Daten); und d) Setzen der nicht zu gebrauchenden Detektoren auf Null.
Die Ergebnisse der Berechnungen betragen 0 (Null) für die meisten Detektoren, mit einem positiven Schwächungswert bei denjenigen Detektoren, die den Stift 302 "gesehen" haben.
Die Spitzenschwächungswerte für jede Projektion werden identifiziert, und es wird eine entsprechende, interpolierte Detektornummer berechnet, d.h. das Detektorzentrum für diese Projektion.
Alle Detektorzentrum-Werte von jeder Projektion werden danach gemittelt, um die Möglichkeit kompensierend berücksichtigen zu können, daß der Stift nicht exakt im Isozentrum 74 plaziert wurde und daß sich die mechanische Struktur durchbiegt. Das Ergebnis ist die Identität des zentralen Detektors des Systems, wobei dieses Ergebnis für den späteren Gebrauch gespeichert wird.

Räumliche Nichtlinearitäten des Detektors

Wenn ein Meßstab mit abschwächenden Markierungen über die Oberfläche des IIT gelegt und bestrahlt wird, haben die Markierungen nicht denselben Abstand, wenn sie am Ausgangsfenster des IIT betrachtet werden, falls das Detektorsystern räumliche Nichtlinearitäten aufweist. Mit anderen Worten, obwohl die Photodetektoren in dem linearen Photodiodenarray 44 gleichmäßig beabstandet sind, können verschiedene Effekte im IIT 40 und dem Bildgebungsweg verursachen, daß ein anderer als der vorhergesagte Detektor angesprochen wird, wenn ein Objekt im Fächerstrahl positioniert ist (Fig. 19).
Unter den Faktoren, welche die räumliche (bzw. geometrische) Nichtlinearität beeinflussen, befinden sich die Krömmung der Bildverstärkerröhrenoberfläche 24. Wie der Fig. 19 entnehm bar ist, weist die Röhrenoberfläche eine konvexe Form in bezug auf den Fächerstrahl auf. Dies hat zur Folge, daß Strahlen an der Außenseite des Strahlbündels die Oberfläche 24 mit einer relativ größeren Verschiebung treffen als Strahlen nahe dem Zentrum des Strahlenbündels. Innerhalb der Bildverstärkerröhre 40 können Nichtlinearitäten in den fokussieren den Gittern G1, G2 und G3 verursachen, daß die Flugbahn der emittierten Elektronen vom vorhergesagten Weg abweichen. Linsenfehler in der ersten Linse 52 und der zweiten Linse 54 und falsche Positionierung des 90º-Klappspiegels 42 sind ebenfalls eine Quelle von räumlichen Nichtlinearitäten.
Um derartige räumliche Nichtlinearitäten im System zu bestimmen, wird ein zweiter Stift 304 verschoben gegenüber dem zentralen Stift 302 plaziert und dann langsam durch den Strahl bewegt (Fig. 19). In der Praxis wird dieser Effekt tatsächlich dadurch erreicht, indem der Stift fixiert ist und das Gerüst rotiert wird.
Dieser Effekt ist in den Fig. 33A bis 33C in vereinfachter Form dargestellt. In jeder der Figuren ist der obere Totpunkt (TDC) der Gerüstdrehbahn am oberen Rand der Figuren gezeigt. Der Kreis stellt die Bahn der Gerüstdrehung dar. Die Röntgenstrahlquelle 30 ist in jeder der Figuren an einer verschiedenen Position gezeigt. Für diese verschiedenen Positionen der Röntgenstrahlquelle 30 ist zu erkennen, daß ein unterschiedlicher Detektor im linearen Photodiodenarray 44 vom verdeckten Strahl 306 angesprochen wird.
Der Winkel Θ, der den Winkel zwischen der Zentrallinie 75 und dem TDC angibt, wird mittels des Gerüstwinkelkodierers und der logischen Schaltung 70 gemessen. Der Winkel α bezeichnet die Winkelposition der Kalibriernadel 304 vom oberen Totpunkt. Der Winkel δ kann dann aus Θ, α, der Entfernung der Röntgenstrahlquelle 30 vom Isozentrum 74 und dem Abstand zwischen dem Isozentrum 74 und der Kalibriernadel 304 berechnet werden, indem allgemein bekannte geometrische Gleichungen benutzt werden.
Aus diesen Daten kann der Winkel des verdeckten Strahls 306 und des Detektors, welcher auf den verdeckten Strahl 306 geantwortet hat, tabelliert werden. In Fig. 21 ist eine derartige Tabelle mit ausgewählten Daten gezeigt, um das Prinzip zu veranschaulichen. Aus der Geometrie des Systems kann derjenige Detektor vorhergesagt werden, der für jede beliebige Position des "bewegbaren" Stiftes 304 angesprochen werden sollte. Diese Informationen sind ebenfalls in der tabellarischen Aufführung der Fig. 21 enthalten. Der Gesamtfächerwinkel wird berechnet, indem untersucht wird, wenn der "bewegbare" Stift sich in den Fächerstrahl bewegt und wann er ihn verläßt.
In dem in der CT-Simulation dieses Beispiels benutzten Konstruktionsverfahren werden Daten angenommen, die Strahlen gleicher Winkelverschiebung entsprechen. Anhand der tabellierten Daten (Fig. 21) und den entsprechenden Auslesewerten der Detektoren, die während einer tatsächlichen Projektion aufgenommen wurden, kann ein Intensitätsauslesewert für die gewünschten spezifischen Winkel bestimmt werden. Die Art und Weise, in der diese Information in Verbindung mit tatsächlichen Daten benutzt wird, wird nachfolgend in Verbindung mit Fig. 22 beschrieben.

Korrektur für die Punktstreuung des Systems

Die Punktstreufunktion (PSF) des Systems stellt ein inhärentes Problem in der Bildgebungskette dar und ist zurückzuführen auf: 1) Defokussierung der Elektronen im IIT 40, 2) Defokussierung und Streuung von Lichtphotonen in der Optik, und 3) interne Reflektionen innerhalb der Optik. Wie in Fig. 23 dargestellt, wird die Punktstreufunktion gemessen, indem ein Bleispalt 312 in Verbindung mit einem den Patienten nachgeordneten Kollimator 36 benutzt wird, um einen ausgewählten Flecken auf der Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 zu bestrahlen. In der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird die PSF bestimmt, indem der Bleispalt am Isozentrum 74 positioniert wird und die Daten gesammelt werden, wenn der IIT 40 mittels des motorgetriebenen Simulatorsystems am Arm 16 seitlich bewegt wird. Der IIT 40 wird an eine Position bewegt, an der ein Detektor vollständig bestrahlt wird und an der die Auslesewerte des Detektorarrays für diese Position ausgelesen werden. Dies wird wiederholt, bis alle 512 Detektoren des linearen Photodiodenarrays 44 belichtet worden sind und die Auslesewerte für die anderen 511 Photodetektoren in dem Array erhalten wurden.
Die idealisierte Antwort auf diese Anregung ist als Kurve 314 unten in Fig. 23 gezeigt, wobei sie überall Null annimmt, außer in der unmittelbaren Umgebung desjenigen Photodetektors, welcher die verstärkten Photonen vom IIT 40 empfängt. Die gestrichelte Linie 316 in der Figur gibt die erwartete Antwort wieder, wobei die physikalischen Beschränkungen des Bildgebungssystems berücksichtigt wurden. Schließlich zeigt Kurve 318, was tatsächlich gemessen wurde. Zu beachten ist, daß ein deutlicher Vvschwanzvu bei der Antwort auftritt, der symmetrisch gegenüber dem realen Spitzenwert lokalisiert ist.
Für jede Spaltposition über die Oberfläche des IIT gibt es eine unterschiedliche PSF und einen unterschiedlichen Schwanz. Die Größe dieser "Schwänze" nimmt zu, wenn der Spalt zum Rand des IIT 40 bewegt wird. Dieses hat wichtige Implikationen für Körper-Abtastungen bei Verwendung eines partiellen Fächerstrahles. Typischerweise wird eine Seite des IIT 40 sehr stark durch Röntgenstrahlen beleuchtet, die durch die Peripherie des Körpers durchtreten, während die andere Seite dunkel ist, weil nicht viele Röntgenphotonen durch das Zentrum des Körpers hindurch gelangen. In diesem Fall können die "Schwänze" so groß sein, daß sie gültige Auslesewerte auswaschen.
Aus den gemessenen Daten wird eine Rückfaltungsfunktion für jede Spaltposition erhalten (und damit für jeden Detektor in dem Array), welche dann verwendet werden kann, um die tatsächlichen Detektorauslesewerte zu korrigieren, um die idealisierte Antwort unverfälscht durch die PSF-Schwänze zu erhalten. Dies bedeutet, daß es für jeden Fächer (d.h. Projektion) von Daten 512 Rückfaltungen geben kann.
In der Praxis werden diese "Rückfaltungen" gemäß der Fig. 24-26 implementiert, in denen u.a. die Erfassung und die Verarbeitung der PSF-Daten dargestellt ist.

Überdeckung des Bildaufweitungsdetektorarrays 45

Messungen des Bildaufweitungsdetektorarrays 45 werden mit denjenigen des linearen Photodiodenarrays 44 kombiniert, um 544 Messungen zu erhalten. Wenn das Bildaufweitungsdetektorarray 45 zur Bildverstärkerröhre 40 hinzugefügt wird, wird seine erste Photodiode derart positioniert, daß sie die letzten Photodioden im linearen Photodiodenarray 44 überlappt Der Detektorabstand der Photodetektoren im Bildaufweitungsdetektorarray 45 ist ungefähr fünfmal größer als der effektive Detektorabstand in dem linearen Photodiodenarray 44. Diese geringere räumliche Auflösung ist jedoch nicht bedeutsam, da Objekte mit hohem Rauminhalt typischerweise nicht an der Peripherie eines Körperabtastkreises betrachtet werden.
Wie im Falle der Messungen mit dem linearen Photodiodenarray 44 können Werte erhalten werden, die der gewünschten gleichmäßigen Winkelverschiebung bei Messungen mit dem Bildaufweitungsdetektorarray 45 entsprechen, indem die tatsächlichen Meßdaten interpoliert werden. Diese interpolierten Daten werden dann zu den korrekten Uverwarteten Detektor"-Speicherplätzen geleitet, um zur weiteren Verarbeitung und zur Rückprojektion zur Verfügung zu stehen.

Zweifachabtastintervall-Meßverfahren

Wie zuvor beschrieben, werden zwei Sätze von Auslesewerten, ein langer lntegrationssatz und ein kurzer Integrationssatz, für jede Projektion aufgenommen, um den dynamischen Bereich des Detektorsystems zu vergrößern. Die lange Integrationsperiode ist neun Halb-Linienzyklen (T-Perioden) lang und die folgende kurze Integrationsperiode ist einen Halb-Linienzyklus (T-Periode) lang. Dieses Verfahren ergibt eine erweiterte Periode, in welcher geringe Anzahlen von Photonen präzise gezählt werden. Wenn dieses Auslesen sättigt, kann der kurze Integrationswert verwendet werden, multipliziert mit einem Skalierungsfaktor zur Hochskalierung, um einen äquivalenten langen Integrationswert zu erzeugen. Dieses Verfahren beruht auf der Annahme, daß die Detektorantwort linear ist. Ebenso ist wichtig, daß die Photonenstatistik erhalten bleibt. Wenn der kurze Integrationswert benutzt wird, existiert eine genügende Anzahl von detektierten Röntgenstrahlen, um 90% von ihnen während der Messung zu vernachlässigen.
Dieser Zweifachabtastintervall-Ansatz liefert demnach einen wesentlichen und signifikanten Anstieg des dynamischen Bereiches des Bildgebungssystems. Wenn beispielsweise die langen Intervallabtastungen einen 16-Bit-Bereich aufweisen, erweitert das kurze Abtastintervall den Meßbereich auf effektiv 19 Bit. Im Kontext des speziell dargestellten Beispiels würden die langen Intervallabtastungen für Zählimpulse bis zu ungefähr 62.000 benutzt werden. Die kurzen Abtastungen würden für Zählimpulse zwischen 62.000 und ungefähr 500.000 benutzt werden. Auf diese Weise wird ein Anstieg des dynamischen Bereiches von ungefähr 3 Bit bzw. einem Faktor von ungefähr 9 durch Verwendung des Zweifachabtastintervall-Verfahrens der vorliegenden Erfindung erreicht.

Polynome zur Korrektur von Nichtlinearitäten des Detektors

In der Praxis wurde gefunden, daß die Antwort der Photodetektoren im linearen Photodiodenarray 44 geringfügig nichtlinear ist. Eine einfache Vorrichtung zum Kalibrieren des Photodetektorarrays wird verwendet. Eine Photodioden-Kalibrierhalterung zum Halten einer einzigen LED und einer einzelnen Normierungsphotodiode werden benutzt und oberhalb des Detektorarrays anstelle der zweiten Linse 54 befestigt. Das von der einzelnen LED ausgestrahlte Licht ist direkt proportional zum angelegten Strom; demnach können die Antwortkurven der Photodioden in dem linearen Array 44 durch Auftragung der Photodioden- Antwort gegen den an die LED angelegten Strom bestimmt werden; die Normierung erfolgt dann durch Kurvenanpassung der Daten gegenüber den Daten der Normierungsphotodiode. Die Normierungsphotodiode kann dieselbe Photodiode wie die im Normierungsdetektor 66 verwendete sein, jedoch ohne den Szintillationskristall.
In der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden Konstanten C&sub0;, C&sub1;, C&sub2;, C&sub3; und C&sub4; von Polynomen vierter Ordnung für jeden Detektor bestimmt und während der Kalibrierung in einen Speicher abgelegt. Diese Konstanten werden z.B. in einem Polynom vierter Ordnung benutzt, mit dem die von jeder Photodiode erhaltenen Daten an die Antwortdaten der Normierungsphotodiode angepaßt wurden, indem ein Kurvenanpassungsverfahren nach den kleinsten Quadraten benutzt wurde. D.h. Kalibrierdaten werden für die Normierungsphotodiode erhalten. Diese Daten werden als linear angenommen. Danach werden Kalibrierdaten für jede der Photodioden im linearen Array 44 erhalten. Die Kalibrierdaten von den Photodioden des linearen Arrays 44 werden dann an die Kalibrierdaten der Normierungsphotodioden angepaßt, indem ein Kurvenanpassungskriterium nach den kleinsten Quadraten benutzt wird. Fig. 27 zeigt eine Tabelle, in der die Nummern der Photodioden und die Koeffizientenwerte tabelliert sind.
Ein Polynom wird statt einer Nachschlagtabelle benutzt, weil das Polynom kontinuierlich ist und zweckmäßig in dem Array-Prozessor ausgeführt werden kann. Die Verwendung einer Nachschlagtabelle für den dynamischen Bereich der vorliegenden Erfindung würde einen zu großen Speicher erfordern und zu langsam sein. Während Polynome vierter Ordnung in der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung benutzt werden, ist es selbstverständlich, daß Polynome n-ter Ordnung gemäß dem Wesen dieser Erfindung benutzt werden können, wobei "n" größer oder kleiner als vier ist.
In der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird ein Anpassungsfaktor vor Kurvenanpassung der Kalibrierdaten von den Photodioden im linearen Array 44 an die Kalibrierdaten der Normierungsphotodiode bestimmt. Dieser Anpassungsfaktor erlaubt es, die Nichtlinearitäten der Photodiode, welche kurvenangepaßt werden, einfacher zu interpretieren.
Der Anpassungsfaktor wird folgendermaßen bestimmt. Der Normierungsfaktor wird für denjenigen Lichtintensitätswert bestimmt, der am Ausgang einer Photodiode des linearen Arrays einen im mittleren Bereich befindlichen Wert ausgibt, beispielsweise 40.000 Zählimpulse. Wenn demnach ein Ausgangssignal einer Photodiode des linearen Arrays ("di") von 40.000 Zählimpulsen durch einen Lichtintensitätswert von 10 erzeugt wird, und für dieselbe Lichtintensität das Ausgangssignal des Normierungsphotodetektors ("ni") 36.000 Zählimpulse beträgt, wird ein Anpassungsfaktor g gebildet, indem das Verhältnis von ni zu di aufgestellt wird:
Das Ausgangssignal des Normierungsphotodetektors wird immer tiefer angesetzt als dasjenige von jedem zu kalibrierenden Detektor, so daß der gerade kalibrierte Detektor vor dem Normierungsdetektor sättigen wird.
Der Anpassungsfaktor g wird dann zur Multiplikation der Kalibrierdaten für den Normierungsphotodetektor benutzt, und die Kalibrierdaten für die Photodioden des linearen Arrays werden an diese angepaßten Kalibrierdaten des Normierungsphotodetektors, ni*, kurvenangepaßt. Dieses Verfahren setzt den Koeffizienten des Terms erster Ordnung im Polynom der n-ten Ordnung nahe auf "1", so daß die Effekte höherer Ordnung besser herausgehoben werden. Die Kurvenanpassung für ein Polynom vorzugsweise vierter Ordnung lautet demnach:
ni* = g n&sub1; = C&sub0; + C&sub1;di + C&sub2;di² + C&sub3;di³ + C&sub4;di&sup4;,
wobei ni = Antwort der Normierungsphotodiode auf die Lichtintensität i, di = Antwort einer Photodiode des linearen Arrays auf die Lichtintensität i und g = Verhältnis von ni für die Lichtintensität I&sub0; zu di für die Lichtintensität I&sub0;.
In der Praxis wurde gefunden, daß die Verwendung von mehr als einem Polynom nützlich ist, um die Kurvenantwort des linearen Arrays wegen der Art, mit der die Antwortkurve mit der Dosis variiert, genauer zu beschreiben (Fig. 28). Es wurde festgestellt, daß es genauer und schneller ist, eine Anzahl von Polynomen höherer (z.B. vierter) Ordnung zu benutzen, um die Antwortkurve zu bilden, als zu versuchen, ein einziges Polynom höherer Ordnung zu finden.
In der vorliegenden Ausführungsform beschreibt ein Polynom die Kurve unterhalb von ungefähr 4.000 Zählimpulsen genau, während ein zweites Polynom von ungefähr 2.000 bis ungefähr 62.000 Zählimpulsen benutzt wird. Ein drittes wird oberhalb von ungefähr 44.000 Zählimpulsen benutzt (Fig. 28). Korrigierte Werte zwischen 2.000 und 4.000 Zählimpulsen werden erhalten, indem beide Polynome 1 und 2 angewandt werden und dann interpoliert wird, um ein Endresultat zu erhalten. Korrigierte Werte zwischen 44.000 und 62.000 Zählimpulsen werden durch Anwendung der Polynome 2 und 3 erhalten, um dann durch Interpolation ein Endergebnis zu bekommen. In der Praxis wird das Polynom 1 bei Daten unterhalb von 4.000 Zählimpulsen verwendet; das Polynom 2 wird bei Daten zwischen 2.000 und 62.000 Zählimpulsen benutzt; und Polynom 3 wird bei Daten oberhalb von 44.000 Zählimpulsen benutzt. Die überlappenden Bereiche dieser Polynome werden benutzt, um die Werte in den Übergangsbereichen 2.000 bis 4.000, und 44.000 bis 62.000 mittels Interpolation zu erhalten. Hierdurch wird für einen sanften Übergang zwischen zwei Polynomen gesorgt.

Bestimmung des Skalierungsfaktors

Fig. 29 stellt ein Verfahren zur Bestimmung der Koeffizienten der drei Polynome dar. In Schritt 332 ist Linse 54 durch die Photodioden-Kalibrierhalterung (nicht dargestellt) ersetzt, welche die einzelne LED-Lichtquelle und die einzelne Normierungsphotodiode aufweist. In Schritt 336 ist die Antwort des Photodiodennormierungsdetektors und der Photodioden in dem linearen Array 44 über den vollständigen Bereich der erwarteten Lichtintensitätswerte bestimmt. Für jeden verwendeten Intensitätswert wird ein langes und ein kurzes Zeitintervall benutzt, um eine lange und eine kurze Messung zu erhalten.
Danach wird im Schritt 337 der Skalierungsfaktor (zur Multiplikation des kurzen Intervalls) wie folgt bestimmt, indem die Daten von der Normierungsphotodiode verwendet werden. Die Lang- und Kurzintervallmessungen werden im Bereich zwischen ungefähr 32.000 und 62.000 Zählimpulsen untersucht. Die Kurzmessungen werden mit einem Skalierungsfaktor multipliziert, der mittels einer Anpassung nach den kleinsten Quadraten optimiert ist, um die beste Anpassung zwischen den langen Abtastmessungen und den skalierten kurzen Abtastmessungen in diesem Bereich zu erhalten. Der optimierte Skalierungsfaktor wird dann zur Verwendung bei der Multiplikation der kurzen Abtastmessungen für die Normierungsphotodiode gespeichert.
In der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung besteht der Skalierungsfaktor wie folgt aus zwei Teilen. Die Beziehung zwischen den langen Abtastintervallmessungen ("Li") und den kurzen Abtastintervallmessungen ("Si") der Normierungsphotodiode ist durch folgende Gleichung charakterisiert:
Li (1 + αLi) = Si.
Die Konstanten α und sind gemäß der besten Anpassung über den Zählimpulsbereich von ungefähr 40.000 bis 60.000 optimiert. D.h. für die Lichtintensitätswerte, die Werte von Li im Bereich von 40.000 bis 60.000 Zählimpulse erzeugen, werden die Werte Li und die entsprechenden Werte von Si in die obige Gleichung eingesetzt, und die Konstanten α und werden mit einer Anpassung nach den besten kleinsten Quadraten optimiert.
Wenn die Konstanten α und einmal bestimmt worden sind, werden die Kalibrierwerte ni für die Normierungsphotodiode, die zur Auswahl der Koeffizienten zum Zwecke der Linearisierung der Photodioden im linearen Array 44 (Schritt 344) benutzt werden, definiert als:
ni = Li (1 + αLi), Li < 60.000;
= Si, Li ≥ 60.000.
Typische Werte für α liegen in der Größenordnung von 10&supmin;&sup7;, und für betragen sie ungefähr 9.
Danach werden in den Schritten 342, 344 und 346 die Koeffizienten für drei Polynome vierter Ordnung für die Photodioden-Meßwerte im linearen Array 44 bestimmt, mit jeweils einem Polynom für die Bereiche 0 bis 4.000, 2.000 bis 62.000 und 44.000 bis 500.000. Eine Kurvenanpassung nach den kleinsten Quadraten wird angewandt. Wie oben diskutiert, wird die Kurvenanpassung an die Kalibrierdaten vorgenommen, die von der Normierungsphotodiode erhalten wurden. Zu beachten ist, daß die Kalibrierwerte ni für die Normierungs-Photodiode über den Bereich von 0 bis 500.000 Zählimpulse zur Verfügung gestellt werden, wobei die Zählimpulse unterhalb 60.000 mittels der langen Abtastintervallmessungen Li, multipliziert mit (1 + αLi), bereitgestellt werden und die Zählimpulse oberhalb 60.000 mittels der kurzen Abtastintervallmessungen Si, multipliziert mit der Konstanten , bereitgestellt werden.
Die Bestimmung der Konstanten für das Polynom vierter Ordnung für den Bereich von 44.000 bis 500.000 Zählimpulse wird durchgeführt, indem der Wert des Normierungsphotodetektors χSi und der unskalierten kurzen Abtastintervallmessung für die bestimmte Photodiode des linearen Arrays 44 verwendet werden. Aus diesem Grunde beinhalten die Koeffizienten C&sub3;&sub0;, C&sub3;&sub1;, C&sub3;&sub2;, C&sub3;&sub3; und C&sub3;&sub4; effektiv den Saklierungsfaktor χ. Es sei daran erinnert, daß der Skalierungsfaktor χ die Größe der Kurzzeitintervallmessungen der Größenordnung der Langzeitintervallmessungen anpaßt und hierdurch effektiv den dynamischen Bereich des Detektionssystems um 3 Bit vergrößert. In der obigen Art und Weise wird die Erweiterung des dynamischen Bereiches auf die Messungen von den Photodioden im linearen Array 44 übertragen. Diese Koeffizienten werden dann zum späteren Gebrauch gespeichert.
Im Schritt 344 entsprechen die Koeffizienten C&sub1;&sub0;, C&sub1;&sub1;, C&sub1;&sub2;, C&sub1;&sub3; und C&sub1;&sub4; dem Polynom 1; die Koeffizienten C&sub2;&sub0;, C&sub2;&sub1;, C&sub2;&sub2;, C&sub2;&sub3; und C&sub2;&sub4; entsprechen dem Polynom 2; und die Koeffizienten C&sub3;&sub0;, C&sub3;&sub1;, C&sub3;&sub2;, C&sub3;&sub3; und C&sub3;&sub4; entsprechen dem Polynom 3.
Es wird darauf hingewiesen, daß bei der Bestimmung dieser Koeffizienten die Langzeitintervallmessungen für die Polynome 1 und 2 benutzt werden. Für das Polynom 3 werden die Kurzzeitintervallmessungen benutzt. Diese Kurzmessungen werden an die Messungen der Normierungsphotodiode angepaßt, die entweder lange Intervallmessungen oder kurze Intervallmessungen, multipliziert mit dem Skalierungsfaktor, sein können.

BETRIEBSWEISE DES SYSTEMS

Datenerfassung und -korrektur

In Fig. 26 ist der gesamte Ablauf von Datenerfassung und -korrektur gezeigt, wenn das System einen Patienten abtastet. Nach Initialisierung des Systems (Schritt 343) werden die Daten in Schritt 345 erfaßt.
Während der Datenerfassung bestehen die Auslesewerte, die bei jeder Projektion erhalten werden, aus: Projektionsnummer; Wert des kurzen Abtastintervalls; Wert des kurzen Normierungsdetektors; Wert des langen Abtastintervalls; Wert des langen Normierungsdetektors; und Winkelstellung des Gerüsts.
Die korrigierten Detektordaten werden in Schritt 347 bestimmt (Fig. 26). Gemäß der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird die Verarbeitung der tatsächlichen Detektorauslesewerte durchgeführt, während eine Abtastung läuft. Da eine vollständige Abtastung typischerweise eine Minute dauert, kann die Verarbeitung der Daten in einem signifikanten Maße während der Abtastung durchgeführt werden.
Mit Empfang der Daten von jeder Projektion während einer Abtastung werden die Daten zu Gleitkomma-Daten konvertiert und der Hintergrund von jedem Detektorauslesewert abgezogen. Dann werden die Koeffizienten für jedes der drei Polynome wieder abgerufen. Vor Lösung der drei Polynome wird eine Mittelung der Projektionsdaten durchgeführt, um einen Satz von Projektionsauslesewerten pro Grad der Gerüstdrehung zu erhalten. Dieses schließt eine angemessene Wichtung der Projektionsdaten ein, die bei Winkeln nahe desjenigen Winkels aufgenommen wurden, für den die Projektionsdaten erwünscht sind. Wie vorher diskutiert, werden Daten für zwei Projektionen pro Grad aufgenommen, d.h. ungefähr 720 Projektionen pro 360º bei einer Rotation in einem 60 Hz-System. Die Mittelung der Projektionen reduziert die Anzahl der Projektionen auf ungefähr 360 und reduziert hierdurch den Rechenaufwand seitens des Computers. Z.B. werden die Projektionen für die Röhrenwinkel 321,5º, 322º und 322,5º zusammen gemittelt, um einen Datensatz für eine Projektion bei 322º zu erhalten.
Nach Beendigung der Projektionsmittelung werden die Polynome 1 und 2 unter Verwendung der langen Abtastintervallmessungen und das Polynom 3 unter Verwendung der kurzen Abtastintervallmessungen gelöst.

POLYNOM 1:

DET.' = C&sub1;&sub0; + C&sub1;&sub1;*DET. + C&sub1;&sub2;*DET.2 + C&sub1;&sub3;*DET.3 + C&sub1;&sub4;*DET.4,
wobei DET. = Wert des langen Abtastintervalls.

POLYNOM 2:

DET.' = C&sub2;&sub0; + C&sub2;&sub1;*DET. + C&sub2;&sub2;*DET.2 + C&sub2;&sub3;*DET.3 + C&sub2;&sub4;*DET.4,
wobei DET. = Wert des langen Abtastintervalls.

POLYNOM 3:

DET.' = C&sub3;&sub0; + C&sub3;&sub1;*DET. + C&sub3;&sub2;*DET.2 + C&sub3;&sub3;*DET.3 + C&sub3;&sub4;*DET.4,
wobei DET. = Wert des kurzen Abtastintervalls.
DET.' ist der zu berechnende KORRIGIERTE DETEKTOR-Wert. In der Praxis beinhalten die Koeffizienten für das Polynom 3 den Skalierungsfaktor, so daß der kurze Abtastintervallmeßwert nicht multipliziert werden muß, bevor er in das Polynom eingesetzt wird.
Gemäß Fig. 30A bestimmt die Größe des in die Polynome einzusetzenden Meßwertes DET., welches Polynom-Ergebnis tatsächlich für DET.' benutzt wird. Die Schritte 364, 366 und 368 zeigen, daß das Ergebnis von Polynom 1 für DET.' benutzt wird, wenn DET. kleiner als 2.000 ist. Aus den Schritten 370 und 372 ist entnehmbar, daß die interpolierten Werte von Polynom 1 und 2 für DET.' benutzt werden, wenn DET. zwischen 2.000 und 4.000 liegt. Wenn DET. kleiner als 44.000 ist, aber größer als 4.000 (Schritte 366, 370, 374 und 376), werden die Ergebnisse von Polynom 2 für DET.' benutzt. Für DET.-Werte größer als 62.000 (Schritte 378 und 380) werden die Ergebnisse von Polynom 3 für DET.' benutzt. Wenn schließlich DET. zwischen 44.000 und 62.000 liegt (Schritte 374, 378 und 382), werden die interpolierten Werte von den Polynomen 2 und 3 für DET.' benutzt. Dieses Verfahren wird für die Meßwerte jeder Photodiode im linearen Array 44 durchgeführt.
Eine bestimmte Verarbeitungsreihenfolge kann gewählt werden, um die Verarbeitungsgeschwindigkeit zu erhöhen, indem die Eigenschaften des Array- Prozessors vorteilhaft ausgenutzt werden. Demnach ist es - in der vorliegenden Ausföhrungsform -, schneller, alle drei Polynome auf die Daten anzuwenden, als zuerst die Daten zu sichten, um Bereich und Polynom passend zu bestimmen, und danach das Polynom auszuführen.
In der vorliegenden Ausführungsform der Erfindung, bei der ein Array-Prozessor benutzt wird, wird eine andere Verarbeitungsreihenfolge verwendet (Fig. 30B). Da die IF-THEN-Operationen der Schritte 366, 370, 374 und 378 (Fig. 30A) einen großen Arbeitsaufwand benötigen, wurde dem Gebrauch eines Wichtungsschemas Vorzug gegeben, um die Rechengeschwindigkeit zu erhöhen. Anhand der Fig. 30B und 30C wird dieses Wichtungsschema folgend beschrieben.
In Fig. 30B, Schritt 358 werden die Koeffizienten für die drei Polynome abgerufen. In Schritt 360 werden die Polynome 1 und 2 ausgeführt, indem die Werte der langen Abtastintervalle für die Photodiode des linearen Arrays 44 benutzt werden, und das Polynom 3 wird ausgeführt, indem der Wert des kurzen Abtastintervalls benutzt wird. In Schritt 362 werden die "Wichtungsfaktoren" W&sub1;, W&sub2;, W&sub3; für jede der drei Polynome als Funktion der Größe des Wertes des langen Abtastintervalls bestimmt. Danach werden in Schritt 363 die Ergebnisse von jedem der drei Polynome P&sub1;, P&sub2; und P&sub3; mit ihren entsprechenden Wichtungsfaktoren multipliziert und dann summiert, um den linearisierten Detektorwert DET.' zu erhalten:
DET.' = W&sub1;P&sub1; + W&sub2;P&sub2; + W&sub3;P&sub3;.
In Fig. 30C ist die Bestimmung der Wichtungsfaktoren W&sub1;, W&sub2; und W&sub3; gezeigt. Die vertikale Achse stellt den zugeordneten Wichtungsfaktor dar, während die horizontale Achse die Zählimpulse des langen Abtastintervalls bezeichnet. In diesem speziellen Beispiel liegt der Zählbereich bei 0 bis 500.000. Die Übergänge zwischen den Polynomen treten zwischen 2.000 und 4.000 und zwischen 44.000 und 62.000 Zählimpulsen auf. Der Wichtungsfaktor W&sub1; für Polynom 1 deckt den Zählbereich zwischen 0 und 4.000 Zählimpulsen mit einem Knickpunkt bei 2.000 Zählimpulsen ab. Der Wichtungsfaktor W&sub2; für Polynom 2 deckt den Bereich zwischen 2.000 und 62.000 ab, mit einem Knickpunkt bei 4.000 und bei 44.000. Schließlich deckt der Wichtungsfaktor W&sub3; für Polynom 3 den Zählbereich zwischen 44.000 und 500.000 ab. Eine Kurve C&sub1; wird definiert, indem der Bereich des Wichtungsfaktors W&sub1; von 2.000 bis 4.000 Zählimpulse benutzt wird:
C&sub1; = 4.000-DET./2.000,
wobei DET. gleich dem Wert des langen Abtastintervalls ist. Eine zweite Kurve, C&sub3;, wird definiert, indem der Bereich des Wichtungsfaktors W&sub3; von 44.000 bis 62.000 Zählimpulse benutzt wird:
C&sub3; = DET. - 44.000/18.000,
C&sub1; und C&sub3; werden für jeden Wert von DET. gelöst, der verarbeitet wird, jedoch werden Werte von C&sub1; und C&sub3; oberhalb 1 und unterhalb 0 abgeschnitten, d.h. verworfen. Die Wichtungsfaktoren W&sub1;, W&sub2; und W&sub3; werden dann wie folgt zugeordnet, indem die Werte von C&sub1; und C&sub3; für die bestimmte DET. benutzt werden:
Der Gebrauch dieser Wichtungsfaktoren W&sub1;, W&sub2; und W&sub3; in der obigen Art und Weise macht wirkungsvoll Gebrauch vom Array-Prozessor und beschleunigt die Verarbeitungsgeschindigkeit der Daten.

Korrektur bzgl. der Punktstreufunktion

In Rückgriff auf Fig. 26 werden nach der Datenkorrektur bzgl. des Hintergrundrauschens und Nichtlinearitäten (Schritt 347) PSF-Korrekturen in Schritt 390 durchgeführt.
In Fig. 32 wird die &epsi;-Matrix, die oben im Zusammenhang mit den Fig. 24 und 25 diskutiert wurde, wie folgt benutzt, um die Rückfaltung zu implementieren, welche bzgl. der PSF korrigiert. Die folgende Beziehung wird angenommen:

[A][I] = [R]

wobei [A] eine 512×512-Matrix ist, die die Punktstreufunktion darstellt, [I] ein Vektor mit 512 Elementen ist, der die Röntgenstrahlintensität, die auf die Bildverstärkerröhrenoberfläche 24 fällt, für jeden der 512 Detektoren darstellt, und die tatsächlichen Meßwerte von jeder der 512 Photodioden des linearen Arrays, aufgenommen während einer Projektion, darstellt. Der Vektor [I] stellt die Information dar, die gesucht wird. Um [I] zu erhalten, wird der Vektor R mit der Inversen von [A] multipliziert, [A]&supmin;¹:
[A]&supmin;¹ [R] = [A]&supmin;¹ [A][I] = [I].
Zu beachten ist jedoch, daß [A] als Einheitsmatrix plus der &epsi;-Matrix ausgedrückt werden kann. Ebenfalls ist zu beachten, daß, da die &epsi;-Matrix klein ist, [A]&supmin;¹ in erster Ordnung der Einheitsmatrix minus der &epsi;-Matrix gleicht.
Demnach werden gemäß der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung die rückgefalteten Werte [I] für die gemessenen Daten mit folgender Gleichung bestimmt:
In Schritt 392 der Fig. 32 wird die &epsi;-Matrix aus dem Speicher abgerufen. In Schritt 394 werden die DET.'-Werte ("[R]") von Schritt 347 (Fig. 26) abgerufen. Dann wird der Korrekturvektor in Schritt 396 durch Multiplikation der DET.'- Werte mit der &epsi;-Matrix bestimmt. Schließlich wird in Schritt 398 der Korrekturvektor von den DET.'-Werten subtrahlert, um den Vektor [I], [DET. "0, DET." 1,...DET." 511] zu erhalten.
Gemäß der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird die Annahme, daß die PSF eine langsam variierende Funktion des Ortes ist, weiterhin ausgenutzt, um die oben gekennzeichneten Rechnungen zu beschleunigen. Anstelle der Bestimmung der &epsi;-Matrix für alle 512 Spaltpositionen werden Werte für beispielsweise jede vierte Position gesammelt. Demnach kann die &epsi;-Matrix anfangs die Form einer 128×128-Matrix annehmen. Weiterhin werden tatsächliche Messungen für die entsprechenden 1 28 Detektoren durchgeführt, und der Vektor [I] wird dann aus diesem lirnitierteren Datensatz berechnet. Da die PSF eine langsam variierende Funktion des Ortes ist, kann der resultierende Vektor [I] mit den 128 Elementen zu einem vollständigen Vektor mit 512 Elementen mit minimalem Auflösungsverlust interpoliert werden.

Phantomnormierung und Linienintegralberechnung

Zurückkehrend zu Fig. 26 wird Schritt 400 als nächstes ausgeführt. Dieser Schritt schließt die Bestimmung der folgenden Beziehung ein:
Linienintegral = In(korrigierte DET.) - In (normierte DET.) - In(Phantom).
Die Differenzbildung des Linienintegrals ist dem Stand der Technik bei der Computertomographie bekannt und beinhaltet die Differenzbildung zwischen dem natürlichen Logarithmus der gemessenen Intensität während einer tatsächlichen Projektion und der von der Normierungsphotodiode gemessenen Intensität und der Intensität unter Verwendung eines Phantoms, das die bekannten Absorptionseigenschaften aufweist.

Überlappungskorrektur

Es gibt ungefähr 800 Projektionen (60Hz-System) oder 650 Projektionen (50Hz- System), deren Daten es wert sind, gespeichert zu werden. In der Praxis wird das Gerüst 5 bis 100 über den TDC am Ende einer Abtastung rotiert. Dieses resultiert in einer geringfügigen Überabtastung. In diesem Überabtastungsbereich werden Projektionen aufgenommen. Daten von diesen Projektionen werden mit Daten von Projektionen vom Anfang der Abtastung kombiniert (Fig. 26, Schritt 401). Gemäß Fig. 31 ist die Wichtung dargestellt, die den Daten von jeder Projektion zugeordnet wird. Aus der Figur ist entnehmbar, daß die in den frühen Projektionen aufgenommenen Daten um einen Gerüstwinkel von 0º schwach gewichtet sind, während die am Ende der Abtastung bei einem Winkel von ungefähr 360º aufgenommenen Daten stärker gewichtet sind, und danach die Gewichtung zu 370º hin abfällt.

Abgleich geometrischer Nichtlinearitäten

Als nächstes wird Schritt 402 ausgeführt, in welchem Abgleichschritte vorgenommen werden, um geometrische oder räumliche Nichtlinearitäten zu kompensieren. Wie oben in Verbindung mit den Fig. 33A, 33B, 33C und 21 beschrieben wurde, erzeugen Strahlen in dem partiellen Fächerstrahl, die durch gleiche Winkel voneinander abgegrenzt sind, nicht notwendigerweise Detektorantworten im linearen Photodiodenarray 44, die entsprechend gleichmäßig voneinander beabstandet sind.
Fig. 22 stellt die in Schritt 402 (Fig. 26) verwendete Mittelungs-/lnterpolationstechnik dar, die diese rlumlichen Nichtlinearitäten korrigiert. Der obere Bereich der Achse 308 stellt den gewünschten gleichmäßigen Winkelabstand zwischen Messungen dar, beispielsweise eine Messung nach jeweils Δ Grad zwischen ±-12º. Der untere Abschnitt der Achse 308 stellt das tatsächliche Winkelintervall zwischen den tatsächlichen Messungen dar. Zu beachten ist, daß aufgrund der räumlichen Nichtlinearitäten im Bildgebungssystem Detektorantworten bei anderen als den erforderlichen Winkeln auftreten.
Wie aus dem Bereich 310 der Fig. 22 zu entnehmen ist, werden Intensitätswerte für eine gewünschte Winkelposition bestimmt, indem eine Untermenge der Detektormeßwerte ausgewählt wird und diese Meßwerte interpoliert werden. Demnach kann beispielsweise der Intensitätswert für die Winkelposition von drei Δ-Intervallen vom -12º-Punkt aus bestimmt werden, indem die Meßwerte der Detektoren 1 und 2 interpoliert werden. Ähnlich kann der Intensitätswert für die Winkelposition von zwei Δ-Intervallen links der 0º-Position bestimmt werden, indem die Meßwerte von den Detektoren 250-253 interpoliert werden. In der obigen Art und Weise können die Auslesewerte von ansprechenden Detektoren zusammen gemittelt/interpoliert werden und dann in die richtigen "benötigten Detektoruv-Spalten gelesen werden, um zur weiteren Verarbeitung und Rückprojektion bereit zu sein.
Die korrigierten Daten werden dann in eine Rekonstruktionseingangsdatei geschrieben, wo sie für die Rekonstruktion des partiellen Fächers vorbereitet werden, und sind dann bereit zur Rekonstruktion des partiellen Fächers (Fig. 26, Schritt 404). Es wird Bezug genommen auf die anhängige Patentanmeldung mit dem Titel Vupartielle Fächerstrahl-Tomographievorrichtung und Datenrekonstruktionsverfahren" ("Partial Fan-beam Tomographic Apparatus and Data Reconstruction Method"), im Namen von John Pavkovich und Edward Seppi und am gleichen Tage eingereicht, in der der Abgleich und das Rekonstruktionsver fahren des partiellen Fächerstrahles genauer beschrieben sind.
Ein unmittelbares Ergebnis des von der vorliegenden Erfindung zur Verfügung gestellten großen dynamischen Bereiches ist, daß ein CT-Simulatorsystem zur Verfügung gestellt werden kann, in welchem Bilder erzeugt werden, die bezüglich CT-Zahlen kalibriert werden. Ungleich anderen bekannten CT-Simulatorsystemen, die bezüglich willkürlicher Zahlen kalibrierte Signale erzeugten, liefert das CT-Simulatorsystem gemäß der Erfindung Daten, die bezüglich CT-Zahlen kalibriert sind, die den Bereich von -1.000 bis +3.000 abdecken, wie das in bekannten CT-Diagnoseabtastern der Fall ist. Zur Durchführung einer solchen Kalibrierung wird ein Phantom aus bekannten Materialen abgetastet, und die für jedes der Materialien erhaltenen Transmissionswerte werden gespeichert. Wenn die Transmissionsdaten von einer tatsächlichen Abtastung erhalten werden, werden solche Daten mit den für das Phantom erhaltenen Daten verglichen, und die angemessenen Anpassungen der Daten vorgenommen.

Claims

1. Verfahren zur Verbesserung der dynamischen Auflösung eines Bildgebungssystems, bei dem ein Photodetektorarray (44) mit einer Vielzahl von Photodioden benutzt wird, die dem sichtbaren Licht eines Ausgangs eines Bildverstärkers (40) exponiert sind und zyklisch innerhalb sukzessiver Abtastzyklen gleicher Dauer gemäß einer Zweifach-Technik abgetastet werden, wobei jeder Abtastzyklus ein kurzes und ein langes Zeitintervall umfaßt; und

die Kurzzeitintervall-Expositionsabtastwerte zur Weiterverarbeitung ausgewählt werden, und diese Abtastwerte mit einem Skalierungsfaktor multipliziert werden, wenn festgestellt wird, daß die Langzeitintervall-Expositionsabtastwerte oberhalb eines Übergangsbereichs von Abtastwerten liegen; und

die Langzeitintervall-Expositionsabtastwerte zur Weiterverarbeitung ausgewählt werden, wenn festgestellt wird, daß die Langzeitintervall-Expositionsabtastwerte unterhalb des Übergangsbereichs von Abtastwerten liegen; und eine gewichtete Kombination der Langzeitintervall- und der Kurzzeitintervall- Expositionsabtastwerte ausgewählt wird, wenn die Langzeitintervall-Expositionsabtastwerte in dem Übergangsbereich der Abtastwerte liegen,

wobei der Skalierungsfaktor in dem Selektionsschritt bestimmt wird durch:

(i) es wird über ein langes und ein kurzes Expositionsintervall die Antwort einer von der Vielzahl der Photodioden verschiedenen Normierungsphotodiode auf Signale gemessen, die eine maximale Lichtintensität aufweisen, die derart gewählt ist, daß die Normierungsphotodiode während des langen Expositionsintervalls nicht sättigt;

(ii) es werden die Meßwerte der langen Expositionsintervalle mit den Meßwerten der kurzen Expositionsintervalle über einen vorgegebenen Bereich von Lichtintensitäten verglichen, wobei die Meßwerte der kurzen Expositionsintervalle mit einem Skalierungsfaktor multipliziert werden; und

(iii) es wird dieser Skalierungsfaktor angepaßt, um die beste Übereinstimmung zu erhalten, wobei ein Kurvenanpassungskriterium nach den "kleinsten Quadraten" zwischen den skalierten Meßwerten der kurzen Expositionsintervalle und den Meßwerten der langen Expositionsintervalle benutzt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zusätzlich die Expositionsabtastwerte linearisiert werden, die zur Weiterverarbeitung von Nichtlinearitäten in der Antwort des Photodetektorarrays (44) ausgewählt wurden.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Linearisierungsschritt folgende Schritte umfaßt: es wird eine Vielzahl von Polynomen n-ter Ordnung als Funktion der zu selektierenden Expositionsabtastwerte eingerichtet, wobei diese Polynome n-ter Ordnung Koeffizienten (C&sub0;-C&sub4;) aufweisen, welche als Funktion von ausgewählten Eigenschaften des Photodiodenarrays (44) festgelegt werden, und wobei weiterhin verschiedene Polynome n-ter Ordnung verschiedenen Bereichen der Abtastwerte zugeordnet sind;

es wird ein Polynom n-ter Ordnung ausgewählt, das demjenigen Bereich der Abtastwerte entspricht, der die Werte der ausgewählten Expositionsabtastwerte einschließt; und

es wird die Lösung des oder jedes ausgewählten Polynoms n-ter Ordnung als linearisierte Expositionsabtastwerte benutzt.

4. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet dadurch, daß die Polynome n-ter Ordnung Bereichen von Meßwerten der Normierungsphotodiode zugeordnet sind, die sich überlappen, und wobei weiterhin der Linerarisierungsschritt die folgenden Schritte umfaßt:

es wird bestimmt, ob die ausgewählten Expositionsabtastwerte in einen der Überlappungsbereiche fallen;

es werden die Lösungen der Polynome n-ter Ordnung interpoliert, die demjenigen Überlappungsbereich entsprechen, in den die ausgewählten Expositionsabtastwerte fallen; und

es wird die interpolierte Lösung als die linearisierten, ausgewählten Expositionsabtastwerte zur Verfügung gestellt, wenn diese Werte in den Überlappungsbereich fallen.

5. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet dadurch, daß die Koeffizienten der Polynome n-ter Ordnung gemäß der folgenden Schritte ausgewählt werden:

es werden kalibrierte Lichtintensitätssignale auf das Photodetektorarray (44) gestrahlt,

es wird die Antwort des Photodetektorarrays (44) auf die Kalibriersignale gemessen;

es werden die Koeffizienten der Polynome n-ter Ordnung ausgewählt, um die beste Anpassung des betreffenden Polynoms auf die eingestrahlten Kalibriersignale als Funktion der Antwort des Photodiodenarrays (44) gemäß einem Kurvenanpassungskriterium nach den kleinsten Quadraten zu erhalten.

6. Verfahren nach Anspruch 5, gekennzeichnet dadurch, daß der Meßwertbereich der Antwort des Photodetektorarrays (44) Werte von 0 bis 500.000 umfaßt und daß der Lösungsschritt Lösurigen von drei Polynomen 4. Ordnung benutzt.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß der Bereich von 0 bis 500.000 in drei Bereiche aufgeteilt ist, und jeder der drei Polynome 4. Ordnung einem anderen der drei Bereiche entspricht.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß sich die drei Bereiche überlappen.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß der Übergangsbereich der Abtastwerte einen einzelnen ausgewählten Abtastwert abdeckt.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß der Skalierungsfaktor aus zwei Teilen besteht und durch folgende Gleichung charakterisiert ist:

Li (1 + α Li) = k Si,

wobei Li = Meßwerte der langen Expositionsintervalle der Normierungsphotodiode, Si = Meßwerte der kurzen Expositionsintervalle der Normierungsphotodiode, und wobei die Konstanten α und k durch Bestanpassung über den ausgewählten Bereich optimiert sind.