DE69319403T2

DE69319403T2 - Anordnung zur selektiven abbildung von materialen

Info

Publication number: DE69319403T2
Application number: DE69319403T
Authority: DE
Inventors: Norbert J. Los Altos Ca 94022 Pelc
Original assignee: Lunar Corp; GE Lunar Corp
Current assignee: GE Lunar Corp
Priority date: 1992-04-27
Filing date: 1993-04-23
Publication date: 1998-12-03
Anticipated expiration: 2013-04-24
Also published as: JPH06508055A; EP0594840A1; DE69319403D1; EP0594840B1; US5253282A; WO1993021826A1

Description

Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft das Gebiet der radiographischen Analyse des menschlichen Körpers und im speziellen ein Röntgenstrahlensystem zur selektiven Abbildung von Materialien innerhalb des menschlichen Körpers.

Hintergrund der Erfindung

Die Röntgenstrahlenabsorption eines speziellen Materials hängt von der Energie der durch das Material gerichteten Röntgenstrahlenphotonen ab. Weiters haben unterschiedliche Materialien eine unterschiedliche funktionelle Beziehung für Röntgenstrahlenabsorption und Röntgenstrahlenenergie.
Der Unterschied zwischen den Absorptionsfunktionen für unterschiedliche Materialien, d.h. der Unterschied in der Beziehung zwischen Absorption und Röntgenstrahlenenergie ist ausgenutzt wurden, um den Beitrag spezifischer Materialien des Körpers zur Absorption von Röntgenstrahlen entlang eines bestimmten Röntgenstrahlen-Strahlenwegs zu bestimmen. Die quantitative Messung der Absorptionen einzelner Materialien kann eingesetzt werden, um dieses Material selektiv abzubilden, auch wenn es entlang der Ausbreitungsrichtung der Röntgenstrahlen mit anderen Materialien überlappt.
Diese Technik des selektiven Abbildens ist in einem Beispiel erfolgreich eingesetzt worden, um die Gesamtknochenmasse und Knochendichte eines Patienten isoliert von der darüberliegenden Gewebemasse des Patienten zu messen. Messungen der Knochendichte sind für die Behandlung von Knochenkrankheiten, wie Osteoporose, und für die Bewertung des Erfolges von Knochenimplantaten durch Bewertung der Gesundheit des Knochens in der Nachbarschaft des Implantats wichtig.
Der Unterschied in den Absorptionsfunktionen einer bestimmten Masse aus zwei verschiedenen Körpermaterialien ist primär das Ergebnis von zwei Absorptionsmechanismen: photoelektrische Absorption und Compton-Streuung.
Körpermaterialien können durch das Ausmaß unterschieden werden, in dem jeder dieser Mechanismen zu ihrer Gesamt-Röntgenstrahlenabsorption beiträgt. Daraus folgt auch, daß die Absorptionsfunktion für jedes Körpermaterial durch Kombinieren der Funktionen für die photoelektrische Absorption und die Compton-Streuung präzise entwickelt werden kann. Diese Kombinationsfunktion ist die Summe aus der photoelektrischen Absorptions- und der Compton-Streuungsfunktion, gewichtet durch Koeffizienten, die für das spezielle Material einzigartig sind.
Die Fähigkeit zum Entwickeln eines Modells der Absorption eines jeden Materials durch gewichtete Kombination aus photoelektrischer Absorption und Compton-Streuung ist der Schlüssel für die selektive Abbildung von Materialien. Selektive Abbildung wird erreicht, indem zwei Absorptionsmessungen mit zwei Röntgenstrahlenenergien durchgeführt und dann in Kenntnis der mit den Körpermaterialien von Interesse verbundenen Koeffizienten die beiden resultierenden unabhängigen Gleichungen gelöst werden, um die mit jedem Material verbundene Gesamtmasse zu bestimmen. Obwohl im allgemeinen mehr als zwei Körpermaterialien von Interesse vorhanden sind, können die Materialien in vielen diagnostisch wichtigen Fällen in zwei Kategorien gruppiert werden, wie Knochen und Gewebe, die allgemein durch diese Techniken unterschieden werden können.
Eine zweckmäßige Art der Erzeugung der beiden Röntgenstrahlenenergien, die für selektive Abbildung erforderlich sind, ist die Regelung der Spannung einer Röntgenstrahlröhre. Eine typische Röntgenstrahlröhre besteht aus einer Kathode, die einen Heizfaden enthält und Elektronen erzeugt, die zu einer Zielanode gelenkt werden. Die Kathode und die Anode werden in einer Hülle unter Vakuum gehalten, und eine Vorspannung wird über die Kathode und Anode gelegt, um Elektronen zur Anode zu beschleunigen. Ein Teil der Energie der Elektronen, die auf die Anode auftreffen, wird in Röntgenstrahlung umgewandelt, deren Spektralgehalt von der Vorspannung abhängt. In der vorliegenden Beschreibung wird der Begriff "Röntgenstrahlenenergie" so verwendet, daß damit die Quantenenergie der Photonen gemeint ist, die der Röntgenstrahl umfaßt.
Demgemäß können zwei verschiedene Röntgenstrahlenergien erzeugt und zwei verschiedene Absorptionsmessungen bei diesen unterschiedlichen Energien vorgenommen werden, indem einfach die Spannung an der Röntgenstrahlröhre geändert wird. Die Änderung der Spannung über die Röntgenstrahlröhre kann auch vom mechanischen Einsetzen von Filtern in den Weg der Röntgenstrahlen begleitet werden. Filter absorbieren vorzugsweise Photonen mit bestimmten Röntgenstrahlenenergien und werden eingesetzt, um die Spektraltrennung der beiden Strahlen zu erhöhen. Es kann jeder Spannung ein Filter zugeordnet sein, oder für beide derselbe Filter verwendet werden.
Um zu gewährleisten, daß die beiden Absorptionsmessungen bei den beiden Röntgenstrahlenenergien am gleichen Abschnitt eines Patienten vorgenommen werden, ist es wünschenswert, daß diese Messungen in rascher Aufeinanderfolge stattfinden. Ansonsten könnte die Bewegung des Patienten die Daten beeinträchtigen. Bei Abtast- Röntgenstrahlensystemen, wo ein schmaler Röntgenstrahl sukzessive über verschiedene Abschnitte des Patienten streicht, erfordert es die obige Bedingung, daß der Röntgenstrahl während einer Abtastung wiederholt und rasch zwischen den beiden Energieniveaus umgeschaltet wird.
Für jede Röntgenstrahlenenergie wird ein mit der Röntgenstrahlenabsorption verbundenes Signal von einem Detektor erzeugt, der die Röntgenstrahlen empfängt, nachdem sie durch den Körper gegangen sind. Übliche Detektortypen sind Ionisierungskammern, Szintillationsdetektoren und Halbleiterdetektoren, die Szintillationen messen, die durch die Wirkung von durch bestimmte Festkörper- bzw. Halbleitermaterialien hindurchgehende Röntgenstrahlen erzeugt werden. Abgesehen von der Detektionseffizienz des Detektors ist das Signal-Rausch-Verhältnis der elektrischen Signale, die durch diese Detektoren erzeugt werden, und somit die Qualität der selektiven Abbildungsdaten vorwiegend von der Flußdichte der Röntgenstrahlen, d.h. der Anzahl an Röntgenstrahlenphotonen pro Zeiteinheit pro Flächeneinheit am Objekt, die durch das Objekt hindurch übertragen und detektiert wird, abhängig.
Unglücklicherweise kann sich die vom Detektor aufgenommene Flußdichte dramatisch verschieben, wenn die Energie des Röntgenstrahls geändert wird. Im allgemeinen ist die Abschwächung der Röntgenstrahlen durch Körpermaterial ien bei niedrigeren Röntgenstrahlenenergien stärker. Daher wird die Flußdichte der Röntgenstrahlen, die vom Detektor während des Niedrigenergieabschnitts der Messung empfangen wird, vergleichsweise verringert. Diese zusätzliche Absorption wird durch die Tatsache verstärkt, daß Röntgenstrahlröhren bei niedrigeren Energien weniger effizient sind und daher einen Strahl mit geringerer Flußdichte erzeugen.
Das Signal-Rausch-Verhältnis des resultierenden selektiven Materialbildes ist eine Funktion des Signal-Rausch-Verhältnisses der Messungen mit jedem der beiden Strahlen. Die Messung mit dem geringeren Signal-Rausch-Verhältnis der hohen und niedrigen Energie kann das Signal-Rausch-Verhältnis der kombinierten Signale disproportional beeinträchtigen. Idealerweise können die Signal-Rausch-Verhältnisse der beiden Messungen so eingestellt werden, daß die Qualität des Endergebnisses für eine bestimmten Röntgenstrahlenbelichtung an den Patienten optimiert wird. Siehe beispielsweise Sörenson, Duke und Smith, Med. Phys. 16, S.75-80, 1989.
Innerhalb des Bereichs der Empfindlichkeit des Detektors, der verwendet wird, um den Röntgenstrahl in ein elektrisches Signal umzuwandeln, kann das Signal-Rausch- Verhältnis des während des Niedrigenergieabschnitts der Abtastung erzeugten Signals selektiv erhöht werden, indem die Flußdichte des Röntgenstrahls aus der Röntgenstrahlröhre während dieses Abschnitts der Abtastung erhöht wird. Das kann ohne wesentliche Änderung der Energie der Röntgenstrahlen gemacht werden, indem der in der Röntgenstrahlröhre fließende Strom erhöht wird, während die Anode-zu- Kathode-Spannung konstant gehalten wird, d.h. der Kathodenheizstrom und somit die Kathodentemperatur erhöht wird.
Für medizinisches Abbilden muß der Vorteil der Erhöhung der Flußdichte durch die Notwendigkeit ausgeglichen werden, die Gesamtbestrahlung des Patienten mit ionisierender Röntgenstrahlung so weit wie möglich einzuschränken. Daher ist es auch wünschenswert, die Flußdichte während des Hochenergieabschnitts der Abtastung zu verringern. Das kann wieder erfolgen, indem die Kathodentemperatur eingestellt wird, in diesem Fall durch Senken des Heizstroms.
Unglücklicherweise kann die Kathodentemperatur nicht rasch eingestellt werden, und der Einsatz der Kathodentemperatur zur Regulierung der Flußdichte des Röntgenstrahls verhindert eine rasche Änderung der Strahlenenergien, wie sie erforderlich ist, um Probleme durch die Bewegung des Patienten zu verringern. Eine langsame Umschaltgeschwindigkeit kann auch die Untersuchungszeit bei einem Abtastsystem deutlich verlängern und führt bei allen Systemen zu unnötiger Bestrahlung des Patienten.
Der Röntgenstrahlröhrenstrom kann auch durch die Verwendung einer Röntgenstrahlröhre mit einem Gitter und zugeordneter Steuerungsschaltung reguliert werden. Siehe beispielsweise US-Patent Nr.4.361.901. Das erhöht die Komplexität und die Kosten der Röntgenstrahlenquelle beträchtlich.
Die EP-A-01 53667 offenbart eine Diagnose-Röntgenstrahlenvorrichtung, bei der Röntgenstrahlen aus einer Röntgenstrahlröhre von einem Detektor aufgenommen werden, nachdem sie abgeschwächt worden sind, und das elektrische Signal analysiert wird, um ein Bild eines Objekts zu erzeugen. Die Röntgenstrahlröhre wird so gesteuert, daß sie einen ersten Zustand mit einer ersten Dauer aufweist, in der die Röntgenstrahlröhre eine hohe Spannung aufweist, und einen zweiten Zustand mit einer zweiten Dauer, in der die Röntgenstrahlröhre eine niedrige Spannung aufweist. Daher entspricht dieses Dokument der Einleitung von Anspruch 1. In der EP-A-01 53667 sind die erste und die zweite Dauer so reguliert, daß sie die gleiche Bildhelligkeit ergeben.
Die vorliegende Erfindung zielt darauf ab, ein Mittel zum raschen Umschalten zwischen zwei Röntgenstrahlenergien bereitzustellen, wie erforderlich, um Fehler durch Bewegen des Patienten zu verringern, während die Regulierung des Signal-Rausch-Verhältnisses der Detektorsignale, die während der beiden Energiemessungen erzeugt werden, ermöglicht wird.
Gemäß vorliegender Erfindung wird eine Vorrichtung zur selektiven Abbildung von Material eines Objekts bereitgestellt, das zumindest ein erstes und ein zweites Material aufweist, umfassend:
eine Röntgenstrahlröhre zum Aufnehmen einer Spannung und zum Erzeugen von Röntgenstrahlung mit Spektraleigenschaften, die im Zusammenhang mit der Spannung stehen;
eine Zeitgebersteuerung zum Definieren eines ersten Zustandes mit einer ersten Dauer und eines zweiten Zustandes mit einer zweiten Dauer, die sich von der ersten Dauer unterscheidet;
einen Röntgenstrahlröhrenregler, um die Röntgenstrahlröhre während des ersten Zustandes mit einer hohen Spannung und während des zweiten Zustandes mit einer niedrigen Spannung zu beaufschlagen;
einen Detektor zum Empfangen von Röntgenstrahlung von der Röntgenstrahlröhre, wie durch das Objekt abgeschwächt, und Erzeugen eines elektrischen Signals proportional zur Intensität der Röntgenstrahlung;
ein Datenerfassungssystem zum Empfangen des elektrischen Signals vom Detektor und zum Erzeugen eines ersten Ausgangskanalsignals, das mit dem Wert des elektrischen Signals während des ersten Zustandes in Zusammenhang steht, sowie zum Erzeugen eines zweiten Ausgangskanalsignals, das mit dem Wert des elektrischen Signals während des zweiten Zustandes in Zusammenhang steht; und
Mittel zum Kombinieren des ersten und des zweiten Ausgangskanalsignals, um ein Bild zu erzeugen, das im wesentlichen nur das erste Material anzeigt,
worin die Zeitgebersteuerung so ausgebildet ist, daß die erste und die zweite Dauer so gewählt werden, daß das erste und das zweite Ausgangskanalsignal unterschiedlich sind, um dadurch das Signal-Rausch-Verhältnis des Bildes zu optimieren.
Bei einem System, das periodisch zwischen Röntgenstrahlen mit hoher und niedriger Energie umschaltet, wird die Regulierung der Flußdichte erreicht, indem die relative Verweilzeit geändert wird, die das System in jedem Zustand verbringt.
Im speziellen erzeugt ein Taktgeber ein periodisches Signal mit einem ersten und einem zweiten Zustand, wobei die Dauer des zweiten Zustands länger als die Dauer des ersten Zustands ist. Ein Röntgenstrahlröhrenregler beaufschlagt eine Röntgenstrahlröhre mit einer hohen Spannung, wenn sich das Taktgebersignal im ersten Zustand befindet, und mit einer niedrigen Spannung, wenn sich der Taktgeber im zweiten Zustand befindet, so daß Röntgenstrahlen mit hoher bzw. niedriger Energie erzeugt werden. Ein Demultiplexer unterteilt das Signal, das von einem Detektor erzeugt wird, der die Röntgenstrahlen empfängt, in zwei Ausgangssignale: das erste steht mit dem Wert des elektrischen Signals während des ersten Zustands in Zusammenhang, und das zweite steht mit dem Wert des elektrischen Signals während des zweiten Zustands in Zusammenhang.
Bei einer Ausführungsform integriert der Demultiplexer das elektrische Signal, so daß das erste und zweite Ausgangskanalsignal proportional zur Gesamtröntgenstrahlung sind, die vom Detektor während des ersten Zustands bzw. des zweiten Zustands empfangen wird.
Es ist ein Ziel der Erfindung, einen Mechanismus zur Regulierung der relativen Signal- Rausch-Verhältnisse von Datensätzen bereitzustellen, die mit rasch umschaltenden Röntgenstrahlsystemen erhalten werden. Die vorliegende Erfindung berücksichtigt, daß die Signalstärke nicht einfach zur Flußdichte, sondern zur Gesamtzahl an gemessenen Röntgenstrahlphotonen proportional ist. So kann durch Ändern der relativen Verweilzeit, während der sich die Röhre auf dem hohen bzw. dem niedrigen Energieniveau befindet, das Signal-Rausch-Verhältnis der für beide Zustände detektierten Signale reguliert werden.
Es ist ein weiteres Ziel der Erfindung, ein Mittel zum Minimieren der Gesamtuntersuchungszeit für Messungen mit rasch umschaltenden Röntgenstrahlsystemen bereitzustellen. Alternative Verfahren variieren den Strahlenstrom für jeden Strahl. Das erfordert es im allgemeinen, daß der Strahlenstrom für zumindest eine der Röntgenstrahlröhrenspannungen geringer als das zulässige Maximum für die Röntgenstrahlröhre ist. Die vorliegende Erfindung ermöglicht es, daß die Röntgenstrahlröhre immer beim maximal zulässigen Strahlenstrom arbeitet und schränkt die Rate, mit der die Röntgenstrahlenergie umgeschaltet werden kann, nicht ein. Das führt zu kürzeren Meßzeiten und verringerten Wirkungen durch mögliches Bewegen des Patienten.
Andere Ziele und Vorteile neben den oben erörterten werden Fachleuten auf dem Gebiet der Erfindung durch die nachstehende Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung klar werden. In der Beschreibung wird auf die beiliegenden Zeichnungen Bezug genommen, die einen Teil der vorliegenden Beschreibung bilden und ein Beispiel für die Erfindung veranschaulichen. Dieses Beispiel ist jedoch keine umfassende Darstellung der verschiedenen alternativen Formen der Erfindung, und daher wird auf die Ansprüche verwiesen, die der Beschreibung folgen, um den Schutzumfang der Erfindung zu bestimmen.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 ist eine schematische Ansicht eines Zweifach-Energie-Abtast- Röntgenstrahlensystems, das sich zur Verwendung für die vorliegende Erfindung eignet, wobei die Ansicht die Anordnung der Röntgenstrahlröhre und des Röntgenstrahldetektors zeigt.
Fig. 2 ist ein Graph, der die Taktgebersignale zeigt, die den Röntgenstrahlröhren- Integrator und den A/D-Wandler von Fig. 1 regulieren.

Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform

Auf Fig. 1 Bezug nehmend sendet ein Zweifach-Energie-Abtast-Röntgenstrahlengerät 10 des Typs, der für die vorliegende Erfindung verwendet werden kann, einen kollimierten Röntgenstrahl 12 von einer Röntgenstrahlenquelle 20 entlang eines Strahls 16 durch einen Patienten 18 zu einem gegenüberliegenden Detektor 14. Die Röntgenstrahlenquelle 20 und der Detektor 14 sind auf einem Schlitten 22 montiert, der sich durch einen (nicht gezeigten) Schritt- oder Servomotor im Gleichklang in einem Rasterabtastmuster 24 bewegt. Das Rasterabtastmuster 24 läßt den Strahl 16 über eine rechteckige Fläche des Patienten 18 streichen, indem sie ihn abwechselnd entlang einer von zwei zueinander senkrechten Achsen x und y eines kartesischen Koordinatensystems lenkt, wobei der Röntgenstrahl 12 parallel zu einer dritten orthogonalen z-Achse verläuft.
Die Bewegung des Schlittens 22 wird durch einen Motorregler 28 geregelt, der Signale von einem Computer 30 empfängt. Die Röntgenquelle 20 umfaßt (nicht gezeigte) Röntgenstrahlröhrenfilter, die Röntgenstrahlenemissionen erzeugen. Computer 30 steuert auch die Röntgenstrahlenquelle 20, indem er sie ein- und ausschaltet und Spannungen und/oder Filter mittels des Röntgenstrahlreglers 32 umschaltet.
Das Signal 21 vom Detektor 14 wird von Integrator 34 empfangen und demultiplext, durch einen Analog-Digital-Wandler 35 digitalisiert und zu Computer 30 übertragen, der die Daten im (nicht gezeigten) Computerspeicher oder auf einer Massenspeichervorrichtung 36 speichert. Eine Bedienperson kann durch die Tastatur 38 und den Trackball 40 Eingaben in den Computer 30 eingeben, die die Positionierung eines Cursors auf dem Bildschirm 42 ermöglichen, wie nach dem Stand der Technik bekannt. Der Bildschirm 42 stellt auch ein Mittel zum Anzeigen von Informationen bereit, die von der Rasterabtastung erhalten werden.
An einer Vielzahl diskreter Stellen über das Rasterabtastmuster 24 werden Daten vom Detektor 14 mit jeder der beiden Röntgenstrahlenenergien erhalten, die von der Röntgenstrahlenquelle 20 erzeugt werden, die durch Röntgenstrahlregler 32 umgeschaltet wird. So können an jeder Stelle zwei Datenproben genommen werden, die Werte aufweisen, die der Absorption von Röntgenstrahlen 12 mit beiden Röntgenstrahlenergien durch den Patienten 18 entsprechen. Jedes Probenpaar kann für die x- und y-Koordinate des Strahls 16 identifiziert wird, entlang derer die Proben erhalten wurden. Gemeinsam bilden die Probenpaare, die das gesamte Rasterabtastmuster abdecken, Elemente von Datenmatrizen, deren Koordinaten den räumlichen Koordinaten der Strahlen entsprechen. An zur Zeit verfügbaren Abtast- Röntgenstrahlengeräten, wie in Fig. 1 gezeigt, kann ein Abstand von 0,6 mm zwischen den Proben über eine Rasterabtastfläche von etwa 9 x 10 cm erhalten werden.
Nun auf die Fig. 1 und 2 Bezug nehmend umfaßt der Röntgenstrahlregler 32 einen (nicht gezeigten) internen Taktgeber zum Erzeugen eines Regelsignals 44, das während der Perioden II, IV und VI einen hohen Zustand und während der Perioden I, III und V einen niedrigen Zustand aufweist, um die der Röntgenstrahlquelle 20 zugeführte Spannung mit dem Betrieb des Datenerfassungssystems (DAS) 37 zu synchronisieren, das aus Integrator 34 und Analog-Digital-Wandler 35 besteht. Im speziellen wird, wie in Fig. 2 gezeigt, wenn sich das Signal 44 im hohen Zustand befindet, die Spannung 46 an die Röntgenstrahlquelle 20 für einen Zeitraum WH auf eine hohe Spannung VH angehoben, und wenn sich das Signal 44 im niedrigen Zustand befindet, wird die Spannung 46 an die Röntgenstrahlquelle 20 für einen Zeitraum WL zu einer niedrigen Spannung VL verringert. Mit der hohen und der niedrigen Spannung 46 an der Röntgenstrahlenquelle 20 ist die Spannung gemeint, die die Anode und Kathode der Röntgenstrahlröhre vorspannt, wie nach dem Stand der Technik allgemein verstanden wird.
Bei der bevorzugten Ausführungsform schaltet Signal 44 auch die Filter um, die zum Filtern des Röntgenstrahls verwendet werden. Das Ändern der Spannung an der Röntgenstrahlröhre gemeinsam mit den Filtern erzeugt die beiden Energiebänder von Röntgenstrahlemissionen, wie zuvor beschrieben. Die schmalen Bänder von Röntgenstrahlemissionen werden als Hoch- bzw. Niedrigenergie-Röntgenstrahlstrahlen 12 bezeichnet. Die Änderung der Spannung 46 an der Röntgenstrahlquelle 20 von einem niedrigen zu einem hohen Wert verursacht aufgrund der Raumladungseffekte eine Zunahme des Strahlenstroms 48.
Die durch den Detektor 14 von der Röntgenstrahlenquelle 20 erhaltene Strahlung erzeugt einen Signalstrom, der im Integrator 34 integriert wird, um eine Signalspannung 50 zu erzeugen. Der Integrator 34 wird am Beginn von Zeitperiode I auf Null gestellt, und das Signal 50 nimmt während Periode I im Verhältnis zur Strahlungsintensität zu, die von Detektor 14 als Reaktion auf den Niedrigenergiestrahl 12 in Abhängigkeit von Röntgenstrahlröhrenspannung 46, Strom 48 und dem gemessenen Patienten detektiert wird.
Ein Reset-Signal 52, das von Signal 44 abgeleitet ist, umfaßt einen kurzen Logik-Puls mit einer ansteigenden Flanke während der Übergänge von Signal 44 entweder von niedrig zu hoch oder von hoch zu niedrig. An der ansteigenden Flanke eines Pulses im Signal 52 erfaßt der Analog-Digital-Wandler 35 das Signal 50, die Ausgangsgröße von Integrator 34, und digitalisiert es. Unmittelbar nachdem die Erfassung abgeschlossen ist, setzt der Puls in Signal 52 den Integrator 34 auf Null.
Im Verlauf von Periode II werden die Röntgenstrahl-Röhrenspannung 46 und der Strom 48 auf ihren hohen Zustand umgeschaltet, und das Integratorsignal 50 erhöht sich mit einer Rate, die von der Strahlungsintensität abhängt, die von Detektor 14 als Reaktion auf den Hochenergiestrahl 12 detektiert wird. Das Signal 50 wird am Ende von Periode II digitalisiert So erzeugen die Perioden I und II gemeinsam ein Paar Röntgenstrahl messungen. Auf ähnliche Weise erzeugen die Perioden III und IV ein Paar Zweifach-Energie-Röntgenstrahlmessungen usw. Alle diese digitalisierten Signal werden von Computer 30 gespeichert.
In Fig. 2 wird gezeigt, daß die Werte des integrierten Signals 50 am Ende aller Hochspannungsperioden (II, IV, VI) gleich sind. Auf ähnliche Weise sind die Werte von Signal 50 am Ende der Niedrigenergieperioden (I, III, V) gleich. Das ist natürlich nicht allgemein der Fall. Die Werte des integrierten Signals 50 hängen von den Details des Patienten 18 ab, durch den Strahl 12 übertragen wurde, sowie von der Rasterabtastbewegung des Röntgenstrahls 12.
Kritisch für den Betrieb gemäß vorliegender Erfindung ist die Wahl der Zeitlängen der Niedrig- und Hochenergieperioden WL bzw. WH. Die Länge der Niedrigenergieperioden WL steuert die integrierte Intensität des Niedrigenergiestrahls 12 während der Niedrigenergieperioden, währen WH die integrierte Intensität des Hochenergiestrahls 12 während der Hochenergieperioden steuert. Durch Einstellen von WL und WH werden die integrierten Intensitäten und daher die Signal-Rausch- Verhältnisse der Messungen reguliert. Diese unabhängige Regulierung der Signal- Rausch-Verhältnisse der Niedrig- und Hochenergiemessungen ermöglicht die Optimierung des Signal-Rausch-Verhältnisses des Bildes des gewählten Materials. Die exakten Werte für WL und WH werden bestimmt, indem die durchschnittliche Abschwächung geschätzt wird, die der Patient 18 verursacht, und WL und WH so eingestellt werden, daß die optimalen Signal-Rausch-Verhältnisse bei den Hoch- und Niedrigenergiemessungen erhalten werden.
Nach einem Wellenformzyklus 44, der einen niedrigen Zustand und einen hohen Zustand umfaßt, sind Absorptionsdaten für einen Punkt des Rasterabtastmusters 24 sowohl für Niedrig- als auch Hochenergie-Röntgenstrahlen 12 gesammelt worden. Zu diesem Zeitpunkt werden die Schrittmotoren betätigt, um den Röntgenstrahl 12 zu einer neuen Position am Körper zu bewegen. Es versteht sich, daß beim Abschluß des Rasterabtastmusters 24 Felder digitalisierter Datenelemente erzeugt worden sind, wobei jedes Element einem bestimmten Punkt im Raster zugeordnet ist und jedes Feld Werte aufweist, die die Absorption von Röntgenstrahlen mit hoher Energie oder die Absorption von Röntgenstrahlen mit niedriger Energie angeben.
Die Daten bei zwei verschiedenen Röntgenstrahlenenergien, die den Röntgenstrahlen 12 mit hoher und niedriger Energie zugeordnet sind, können eingesetzt werden, um die Absorptionswirkungen von zwei verschiedenen Körpermaterialien an jedem Punkt des Rasterabtastmusters 24 zu trennen und die Masse der verschiedenen Materialien an jedem Punkt in der Anordnung zu bestimmen. Algorithmen zum Umwandeln gemessener Röntgenstrahlendaten in selektive Materialmessungen sind nach dem Stand der Technik bekannt. Siehe beispielsweise "Generalized Image Combinations in Dual kVp Digital Radiography" von Lehman et al., Med. Phys. 8, (5), 1981, oder den zuvor zitierten Artikel von Sorenson et al..
Fachleuten auf dem Gebiet der Erfindung wird klar sein, daß viele Modifikationen durchgeführt werden können, ohne vom Schutzumfang der Erfindung, wie in den beiliegenden Ansprüchen definiert, abzugehen. Beispielsweise sind Techniken bekannt, bei denen drei oder mehr Röntgenstrahlmessungen eingesetzt werden. Die Lehren der vorliegenden Erfindung können auf mehr als zwei Messungen ausgedehnt werden, wobei die relative Dauer der jeweiligen Perioden geregelt wird, um die relativen integrierten Intensitäten einzustellen, die mit den verschiedenen Strahlen detektiert werden. Weiters werden, wie oben beschrieben, die Längen der Zeitperioden WL und WH vor dem Beginn der Abtastung gewählt, wobei beispielsweise das Wissen über die Objektdicke und die gewünschte Meßgenauigkeit eingesetzt wird. Ein alternativer Ansatz besteht darin, Rückkopplung einzusetzen, um WL und WH automatisch einzustellen. Bei diesem Ansatz werden die gemessenen integrierten Intensitäten für die beiden Strahlen eingesetzt, um die Längen der Zeitperioden einzustellen, um die gewünschte Meßqualität beizubehalten.
Schließlich muß auch bei der möglichen Wahl von Meßperioden das WL- und WH- Steuersignal 44 nicht vollkommen periodisch sein. Unterschiedliche Werte für WL und WH können für verschiedene Teile der Rasterabtastung verwendet werden, beispielsweise wenn bekannt ist, daß ein Teil der Rasterabtastung einen dickeren Abschnitt von Patient 18 als ein anderer Teil untersucht. Die vorliegende Erfindung kann auch bei Systemen eingesetzt werden, bei denen ein Strahlungsfächerstrahl gemeinsam mit einer Anordnung von Detektorelementen und eindimensionaler Abtastbewegung eingesetzt wird, oder bei Flächenstrahlsystemen, bei denen keinerlei Abtastbewegung eingesetzt wird.
Um der Öffentlichkeit die verschiedenen Ausführungsformen bekanntzugeben, die in den Schutzumfang der Erfindung fallen, sind folgende Ansprüche erstellt.

Claims

1. Vorrichtung zur selektiven Abbildung von Material eines Objektes, das zumindest ein erstes und ein zweites Material aufweist, umfassend:

eine Röntgenstrahlröhre (20) zum Aufnehmen einer Spannung und zum Erzeugen von Röntgenstrahlung (12) mit Spektraleigenschaften, die im Zusammenhang mit der Spannung stehen;

eine Zeitgebersteuerung zum Definieren eines ersten Zustandes mit einer ersten Dauer und eines zweiten Zustandes mit einer zweiten Dauer, die sich von der ersten Dauer unterscheidet;

einen Röntgenstrahlröhrenregler (32), um die Röntgenstrahlröhre (20) während des ersten Zustandes mit einer hohen Spannung und während des zweiten Zustandes mit einer niedrigen Spannung zu beaufschlagen;

einen Detektor (14) zum Empfangen von Röntgenstrahlung von der Röntgenstrahlröhre, wie durch das Objekt abgeschwächt, und Erzeugen eines elektrischen Signals proportional zur Intensität der Röntgenstrahlung;

ein Datenerfassungssystem (37) zum Empfangen des elektrischen Signals vom Detektor und zum Erzeugen eines ersten Ausgangskanalsignals, das mit dem Wert des elektrischen Signals während des ersten Zustandes in Zusammenhang steht, sowie zum Erzeugen eines zweiten Ausgangskanalsignals, das mit dem Wert des elektrischen Signals während des zweiten Zustandes in Zusammenhang steht; und

Mittel (30,42) zum Kombinieren des ersten und des zweiten Ausgangskanalsignals, um ein Bild zu erzeugen, das im wesentlichen nur das erste Material anzeigt,

dadurch gekennzeichnet, daß

die Zeitgebersteuerung so ausgebildet ist, daß die erste und die zweite Dauer so gewählt werden, daß das erste und das zweite Ausgangskanalsignal unterschiedlich sind, um dadurch das Signal-Rausch-Verhältnis des Bildes zu optimieren.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, worin das Datenerfassungssystem (37) das elektrische Signal integriert und worin das erste Ausgangskanalsignal proportional zur gesamten Röntgenstrahlung ist, die vom Detektor (14) während des ersten Zustandes empfangen wird, und das zweite Ausgangskanalsignal proportional zur gesamten Röntgenstrahlung ist, die vom Detektor (14) während des zweiten Zustandes empfangen wird.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, worin die erste und die zweite Dauer durch Rückkopplung der ersten und des zweiten Kanalausgangssignals gesteuert werden.

4. Vorrichtung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, das ein Abtast- Röntgenstrahlensystem zur selektiven Abbildung von Material eines Objekts aufweist, umfassend:

ein Abtastmittel (22, 28) zum Abtasten des Strahlenbereichs der Röntgenstrahlung (12) an einer Vielzahl von Punkten über den Bereich eines Patienten mit einer Abtastgeschwindigkeit.