HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. Gebiet der Erfindung
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Diese Erfindung betrifft Röntgentomographie. Allgemeiner betrifft sie eine Vorrichtung und
ein Verfahren zum Erfassen dreidimensionaler Bilder, welche die Zusammensetzung und Form
des Inneren eines Objekts zeigen. Insbesondere werden dreidimensionale Bilder geliefert, die
aus Compton-gestreuten Röntgensignalen erlangt werden, welche mit verschiedenen
Detektoren gemessen werden, wobei die Bilder entstehen, wenn das Objekt mit einer im wesentlichen
punktförmigen Quelle ultrakurzer Röntgenpulse bestrahlt wird. Die Erfindung betrifft
außerdem eine Vorrichtung zum Erzeugen und Detektieren von solchen ultrakurzen Röntgenpulsen
aus einer Punktquelle.
2. Stand der Technik
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Derzeit verwenden die meisten Röntgenscanner eine Tomographietechnik zum Erzeugen der
Bilder. Dazu wird der Betrag des Energieverlusts entlang mehrerer verschiedener
Betrachtungslinien gemessen, die alle in einer einzelnen Scheibe liegen. Die Scheibe wird in kleine
Volumina oder Pixel unterteilt und der Betrag des Energieverlusts in jedem Pixel wird
aufgrund der Informationen der Betrachtungslinie berechnet. Anschließend werden die
Querschnitts- und Dichteinformationen für dieses Pixel ermittelt. In der Praxis führt dies zu einem
zweidimensionalen Bild, das eine bestimmte Dicke besitzt. Dreidimensionale Informationen
werden durch Bewegen des abzubildenden Objekts gewonnen.
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Eine andere dreidimensionale Technik wurde vorgeschlagen, die auf dem Konzept der Photon-
Migration beruht, vgl. z. B. US-Patent 4 857 748, veröffentlicht am 15. August 1989. Dazu ist
es erforderlich, eine Probe mit ultrakurzen optischen Pulsen zu bestrahlen und die
Zeitentwicklung des transmittierten und reflektierten Signals entlang einer Beobachtungslinie zu
messen. Beide Signale enthalten nicht nur direkt transmittierte oder reflektierte Photonen sondern
auch Photonen, die mehrmals innerhalb des Materials gestreut sein können und anschließend
wieder austreten. Man sagt, diese Photonen sind durch das Objekt diffundiert oder migriert, und
sie können Informationen hinsichtlich der Struktur des Objekts enthalten. Dieser Ansatz leidet
an verschiedenen Problemen. Zu allererst sind die meisten Materialien optisch zu "dick", um
irgendwelche Informationen zu liefern. Außerdem können optische Photonen sehr komplexe
Wege gehen, bevor sie wieder austreten, und die mathematische Auswertung dieser Signale
zum Ermitteln der Strukturen, in denen sie gestreut oder reflektiert wurden, ist praktisch ein
unlösbares Problem.
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Es sind Verfahren zum Erkennen von Kurven mit vorbestimmten Konfigurationen in
photographischen Daten bekannt. Zum Beispiel beschreibt das US-Patent 3 069 654 von Hough,
veröffentlicht am 18. Dezember 1962, eine Vorrichtung zum Ermitteln des Vorliegens einer geraden
Linie in einer Photographie. Ursprünglich wurde diese Technik benutzt, um die Erkennung des
Vorliegens von geradlinigen Teilchenspuren in Blasenkammer-Photographien zu
automatisieren.
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Die Erfindung von Hough erkennt das Vorliegen von Markern in einer Photographie, die
entlang einer Linie in der Photographie liegen, indem zuerst jedem einzelnen Marker in der
Photgraphie eine entsprechende einzelne Linie in einem zweiten Raum zugeordnet wird. Die
Zuordnung geschieht so, daß die Linien nur in dem zweiten Raum Bündel bilden, die durch
Punkte (sogenannte Knoten) in dem zweiten Raum führen, wenn die zugeordneten Marker auf
einer geraden Linie liegen. Dadurch findet man durch Aufsuchen der Knoten in dem zweiten
Raum alle Linien, auf denen die Marker liegen.
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Wenn insbesondere (x, y) der Ort des Markers ist, wird entsprechend dem Patent von Hough
die zugeordnete Linie in dem zweiten Raum durch die Gleichung y' = (x' - x)/y definiert (vgl.
Spalte 1, Zeile 70 bis Spalte 2, Zeile 7). Durch eine einfache algebraische Umformung läßt sich
zeigen, daß eine Auswahl von Markern, welche der linearen Beziehung y = mx + b genügen,
zugeordnete Linien besitzt, die sich alle in dem sogenannten "Knoten" (x', y') = (-b/m, -1/m)
schneiden. Wenn die Koordinaten des Knotens (x', y') einmal durch Überprüfung der Linien in
dem zweiten Raum bestimmt sind, ist die Linie in der Photographie, entlang derer die Marker
liegen, durch die Gleichung y = -x/y' + x'/y' bestimmt.
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Die oben genannte Zuordnung ist als eine Hough-Transfonnation bekannt und wurde auf
Kurven, die von geraden Linien abweichen, verallgemeinert, vgl. z. B. Duda, R. O. und Hart, P. E.
"Uses of the Hough-Transformation to detect lines and curves in pictures" ("Benutzung der
Hough-Transformation zum Erkennen von Linien und Kurven in Bildern"), 15 Comm ACM,
1972, S. 11 und Kimme et al., "Finding Circles by an Array of Accumulators" ("Auffinden von
Kreisen durch eine Anordnung von Speichern"), ¹&sup8;Comm ACM, 1975, S. 120. Kimme
beschreibt die Benutzung der verallgemeinerten Hough-Technik zum Erkennen von Kreisen in
Röntgenstrahlung, was dort nützlich ist, wo Tumore sphärisch sind. Diese Techniken
unterscheiden sich von der vorliegenden Erfindung, weil sie nur Details einer vorbestimmten
Konfiguration aufsuchen.
KURZE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Bei der vorliegenden Erfindung wird ein Objekt mit einem Röntgenstrahl bestrahlt und es
werden die Photonen beobachtet, die aus dem Strahl in einen großen Raumwinkel gestreut werden.
Die Zahl der gestreuten Photonen, die aus irgendeinem kleinen Volumen entspringen, welches
hier als "Volumenelement" bezeichnet wird, wird durch den Compton-Streuquerschnitt für das
Material in dem Volumen bestimmt. Dieser Querschnitt ist eine bekannte Funktion der
Elektronendichte und des Energiespektrums des Röntgenstrahls, nämlich das Klein-Nishina-
Spektrum. Das Spektrum des Röntgenstrahls wird gemessen und die Dichte des Materials in
jedem Volumenelement in dem Objekt wird durch Messen der Anzahl der Photonen aus diesem
Volumenelement bestimmt, die einer Compton-Streuung unterlagen.
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In dieser Erfindung wird ein Verfahren angewandt, das folgende Schritte umfaßt: Bestrahlen
eines Objekts mit Pulsen aus einer Punktquelle, die ultrakurze Röntgenpulse erzeugt, und
Rekonstruieren eines dreidimensionalen Bildes aus Messungen der Zeitentwicklung der Compton-
Streuung aus dem Objekt an verschiedenen Orten im Raum. Die ultrakurzen Röntgenpulse der
Punktquelle werden aus einem optischen Laserpuls hoher Intensität erzeugt, der benutzt wird,
um einen Elektronenstrahl zu erzeugen, der wiederum die Röntgenstrahlung, beispielsweise
durch Bremsstrahlungs-Emission, erzeugt.
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Die Erfindung ermöglicht, daß therapeutische Röntgenstrahlung (z. B. hochenergetische
Röntgenstrahlung, die zur Krebstherapie benutzt wird) abgebildet wird, wodurch eine
dreidimensionale Darstellung der Dosis entsteht, die an den Patienten abgegeben wird.
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Es ist ein Ziel der vorliegenden Erfindung, eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Verfügung
zu stellen, um die dreidimensionalen Zusammensetzung und Struktur eines Objekts, welches
für gewöhnliches Licht undurchsichtig ist, in einer nicht-invasiven Weise unter Benutzung
ultrakurzer Röntenpulse von Photonen, von denen jedes einem einzelnen Compton-Streu-
Ereignis beim Durchqueren des Objekts unterliegt, und durch Korrelieren der Ankunftszeit des
gestreuten Photons an einem Detektor mit der Emissionszeit aus seiner Quelle zu messen.
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Es ist ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung, eine Vorrichtung zur Verfügung zu stellen,
um Dosen ultrakurzer Röntgenstrahlung auf ein Objekt oder einen Patienten abzugeben, die
Strahlung, die von diesem Objekt re-emittiert wird, zu überwachen und ein dreidimensionales
Bild des Objekts, welches die Strahlung re-emittiert, zu rekonstruieren.
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Es ist noch ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung, ein dreidimensionales Bild der
therapeutischen Röntgendosierung zu liefern, die von einem Patienten aufgenommen wird.
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Es ist ein weiteres Ziel dieser Erfindung, einen Prozessor zur Verfügung zu stellen, der in der
Lage ist, Bilddaten aus den gemessenen Daten der re-emittierten Röntgenstrahlung zu
gewinnen, die durch Compton-Streuung ultrakurzer Röntgenpulse an dem zu untersuchenden Objekt
erzeugt werden.
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Um diese Ziele zu erreichen, gibt es zwei bevorzugte Ausführungsformen der
erfindungsgemäßen Röntgenquelle. Gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung wird eine
Abbildungsvorrichtung zur Verfügung gestellt, die folgendes umfaßt: einen Ti:Saphir-Laser zum
Erzeugen eines schmalen Strahls ultrakurzer optischer Pulse, eine Photokathode zum
Konvertieren der optischen Pulse in kurze Elektronenpulse und anschließend zum Beschleunigen und
Fokussieren der Elektronen in eine Anode, die als ein Target fungiert und ultrakurze
Röntgenpulse erzeugt. Es werden sechs oder mehr Detektoren, entweder Detektoren vom
Streifenkamera-Typ oder Hochgeschwindigkeitsphotowiderstände, um das abzubildende oder zu
bestrahlende Objekt angeordnet und die zeitaufgelösten Signale von jedem aufgezeichnet. Diese
Ankunftszeit wird mit der Entstehungszeit des Röntgenpulses korreliert. Schließlich sind
Prozessor-Einrichtungen vorgesehen, um diese gemessenen Signale und deren Ankunftszeit in ein
Bild eines dreidimensionalen Objekts zu konvertieren. Das besondere Verfahren zum
Konvertieren dieser Werte ist ein wichtiger Aspekt dieser Erfindung.
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Gemäß der zweiten bevorzugten Ausführungsform der Erfindung umfaßt die
Anzeigevorrichtung wieder einen hochintensiven Laser, eine Photokathoden-Elektronenkanone und eine Linearbeschleunigereinheit
zum Erzeugen eines hochenergetischen Puls-Elektronenstrahls. Dieser
Elektronenstrahl wird auf ein Target gelenkt, um ultrakurze Röntgenpulse zu erzeugen. Es
werden wieder sechs oder mehr Detektoren um das zu bestrahlende Objekt angeordnet und das
zeitaufgelöste Signal von jedem aufgezeichnet. Prozessor-Einrichtungen sind vorgesehen, um
das dreidimensionale Bild und die entsprechende Verteilung der Röntgenstrahlungsdosis
aufzubauen.
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Die Erfindung wird nachfolgend anhand ihrer bevorzugten Ausführungsformen beschrieben,
welche im Zusammenhang mit den nachfolgenden Zeichnungen betrachtet werden sollen.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Fig. 1 ist ein Blockdiagramm, welches die Wechselwirkung der Komponenten einer
bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
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Fig. 2 ist ein schematisches Diagramm eines Generators für ultrakurze Röntgenpulse mit hoher
Repetitionsrate.
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Fig. 3 zeigt einen Generator hochenergetischer ultrakurzer Röntgenpulse.
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Fig. 4 zeigt einen Streifenröhren-Detektor (streak tube detector).
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Fig. 5 zeigt einen Fingerdetektor (interdigitated detector).
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Fig. 6 ist ein Diagramm, das die Zeitentwicklung eines einzelnen Pulses zeigt, der aus einer
ultrakurzen Röntgenquelle durch ein Objekt zu einem Detektor gestrahlt wird.
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Fig. 7 ist ein Diagramm, das die geometrische Anordnung eines Volumens eines
Betrachtungsbereichs für das Meßsystem zeigt.
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Fig. 8 ist ein Diagramm, das die Streuung von gepulster Röntgenstrahlung aus einer einzelnen
Punktquelle von drei separaten Orten in dem abzubildenden Objekt zeigt.
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Fig. 9 ist ein Ablaufdiagramm eines Überblicks des Rekonstruktionsalgorithmus, der in dem
Prozessor der vorliegenden Erfindung ausgeführt wird.
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Fig. 10 ist ein Ablaufdiagramm des ersten Aufbaus des Rekonstruktionsalgorithmus der
vorliegenden Erfindung.
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Fig. 11 ist ein Ablaufdiagramm des zweiten Aufbaus des Rekonstruktionsalgorithmus der
vorliegenden Erfindung, um das entstehende Bild nachzubearbeiten.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG EINER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
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Das Blockdiagramm in Fig. 1 zeigt einen Überblick über das Abbildungssystem. Ein
Picosekunden- oder Subpicosekunden-gepulster Laser 1, wie irgendein Subpicosekunden-Laser mit
einer mittleren Leistung von 100 Milliwatt, z. B. ein phasengekoppelter Ti:Saphir-Laser für
niedrige Energie/hohe Repetitionsrate oder ein synchron gepumptes Farbstofflasersystem. Für
hohe Energie/niedrige Repetitionsrate kann ein Multizustands-Farbstofflaser oder jeder Laser
benutzt werden, der in der Lage ist, wenigstens ein Millijoule pro Puls mit einer Pulsbreite zu
liefern, die geringer als etwa eine Picosekunde ist. Die Laserstrahlung wird auf eine
Photokathoden-Vorrichtung 3 gerichtet, die detaillierter in Fig. 2 gezeigt ist. Die Photokathoden-
Vorrichtung 3 umfaßt einen Strahlteiler 5, um einen Teil eines Pulses von dem Laser 1 durch
ein optisches Fenster 7 auf eine Photokathode 9 und einen Beschleunigerabschnitt 11
abzulenken. Der gezeigte Aufbau ist zur Erzeugung von Röntgenstrahlung mit relativ niedriger Energie
geeignet. Typischerweise besitzt die Röntgenstrahlung eine Energie von etwa 100 keV. Eine
alternative Ausführungsform sieht eine höherenergetische Röntgenstrahlung bis zu
typischerweise 50 meV durch Verwenden einer hochenergetischen Quelle für Photonen und Elektronen
vor, um stärker eindringende Röntgenstrahlung zu erzeugen, wie beispielsweise der Typ von
Kurzpuls-Elektronenquellen, die man in der Vielfalt von durch Photokathoden angetriebene
Freie-Elektronen-Laser findet, die in den Free-Electron-Laser-Einrichtungen der Vanderbilt
University oder des Brookhaven National Laboratories benutzt werden und in Fig. 3 gezeigt
sind.
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Zurückkommend auf Fig. 2 wird eine Anode 13 gezeigt, die in einem Beschleunigerabschnitt
11 so angeordnet ist, daß die Elektronen, die aus der Photokathode 9 emittiert werden, zu der
Anode beschleunigt werden. Eine schlagartige Abbremsung der Elektronen, wenn sie auf die
Anode 13 auftreffen, erzeugt eine Röntgenstrahlung, die aus dem Beschleunigerabschnitt 11
durch das Röntgenfenster 15 austreten kann.
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Die Photokathode und die Anode umfassen zusammen die Röntgenkathode oder Quelle 17, die
in Fig. 1 gezeigt ist. Die Röntgenstrahlung, die von der Quelle 17 emittiert wird, tritt durch
einen Kollimator 19 hindurch, um auf ein Volumen eines Betrachtungsbereichs des
abzubildenden Objekts 21 und anschließend auf mehrere Röntgendetektoren 23 aufzutreffen. Der
Kollimator 19 enthält eine Schwermetallegierung, wie beispielsweise jene, die in
Bestrahlungstherapiegeräten verwendet werden. Die Röntgenstrahlung tritt durch den Kollimator nur in einer
bestimmten Richtung durch.
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Die Röntgendetektoren 23 können entweder Streifenkamera-Detektoren (streak camera
detector) sein, wie sie in Fig. 4 gezeigt sind und von Cordin Cameras hergestellt werden, oder es
können Finger-Festkörperdetektoren (interdigitated solid state detector) sein, die aus einer
Metallstruktur, wie in Fig. 5 gezeigt, bestehen, die auf GaAs oder ein anderes
Hochgeschwindigkeitssubstrat aufgebracht ist. Typische Abmessungen zwischen den Fingern können kleiner als
5 um sein. Solche Geräte können entweder von den Emory University Laboratories oder von
Picometrix bezogen werden. In einem Fingerdetektor sind metallische "Finger" auf
Tieftemperatur-GaAs oder andere schnelle Substrate aufgebracht und über eine Verbindung mit niedriger
Kapazität vorgespannt. Eine Signalleitung 25 verbindet außerdem den Kurzpuls-Laser 1 mit
den Detektoren 23, um Zeitsignale zur Verfügung zu stellen, die eine Korrelation der
Ankunftszeit der Lichtpulse aus dem Laser mit der Ankunft der Röntgenstrahlung an den
Detektoren ermöglicht. Die Detektoren 23 liefern ein Signal über Signalleitungen 27 an einen
Vektorsignalprozessor 29. Diese Signale beschreiben sowohl die Intensität der detektierten
Röntgenstrahlung als auch die Ankunftszeit der Röntgenstrahlung sowie die Emissionszeit des
Laserpulses.
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Der Detektor-Vektorsignalprozessor 29 ist vorzugsweise eine Unix-Workstation, wie
beispielsweise eine Sun SPARC-Station oder eine Hewlett-Packard-Unix-Station. Die
Workstation ist mit herkömmlichen Platinen mit einer Datenaufnahmeschaltung (nicht gezeigt)
ausgestattet, wie jene, die von den Workstation-Herstellern erhältlich sind oder als IBM PC-
kompatible Platinen erhältlich sind. Im letzteren Fall umfaßt der Vektorprozessor außerdem
eine kleine IBM PC oder PC-Nachbautyp-Schaltungsplatine, die dafür vorgesehen ist, die
Datenaufnahmehardware zu betreiben. Die Datenanzeige, die Datenspeichereinheit und der Graphikprozessor
sind alle Teile der Workstation. Der zentrale Steuerprozessor umfaßt ein
nachfolgend beschriebenes Softwareprogramm, das ebenfalls auf der Workstation ausgeführt wird.
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Im Betrieb erzeugt der Kurzpuls-Laser 1 ultrakurze Laserpulse (< 1 Picosekunde, bevorzugt
von 40 Femtosekunden (40 · 10&supmin;¹&sup5; s) bis 1 Picosekunde (1012 s)), die dann auf die
Photokathode 9 einfallen. Die Photokathode emittiert anschließend kurze Elektronenpulse, die auf eine
Anode oder ein Target 13 beschleunigt werden. Das Target strahlt wiederum kurze
Röntgenpulse ab. Die Bildauflösung hängt direkt mit der Breite der Röntgenpulse über die Beziehung
zusammen: maximale Auflösung = (Lichtgeschwindigkeit) · (Pulsdauer). Für einen 100 fs Puls
beträgt die maximale Auflösung 30 um. Für einen Puls von 1 ps ist sie 300 um und für Pulse
von 1 ns ist sie 30 cm. Je kürzer die Pulsbreite ist, desto besser ist die Bildauflösung. Typische
Breiten von Röntgenpulsen betragen 1 bis 2 Picosekunden.
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Die emittierten kurzen Röntgenpulse werden von einem Schwermetallhollimator 19 gebündelt:
Die Öffnung des Kollimators ist entweder ein rundes oder ein quadratisches Loch, welches ein
konisches Röntgenmuster im Gegensatz zu einem omnidirektionalen 4 π Steradian-
Röntgenmuster erzeugt. Der Kollimator kann aus Schwermetallwänden gebildet sein, die alle
Röntgenenergie absorbieren, mit Ausnahme derjenigen, die durch sein rundes oder
quadratisches Loch durchtritt. Die sich konisch ausdehnenden Röntgenpulse beleuchten das Volumen
des Betrachtungsbereichs, welches das zu untersuchende Objekt 21 enthält, das
dreidimensional abgebildet werden soll.
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Die Röntgenphotonen der sehr kurzen Röntgenpulse werden von den Atomen des Targets
gestreut. Allgemein ist der Grad der Streuung eine Funktion des Röntgenstreuquerschnitts der
einzelnen Atome des Targets multipliziert mit der Dichte der Targetatome. Da in diesem Fall
die zu detektierende Streuung Compton-Streuung ist, ist der Grad der Streuung eine Funktion
der Elektronendichte des Targets. Wenn das Target ein komplexes, heterogenes Material, wie
beispielsweise organisches Material (ein Apfel, eine Lunge oder dergleichen) ist, ist die
Streuung sehr komplex, und daher wurde eine Methodik zur Detektion und zur Verarbeitung
erfunden.
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Zum Detektieren der gestreuten Röntgenpulse werden mehrere Detektoren 23 verwendet. Diese
werden mit verschiedenen bekannten Winkeln und Abständen im Bezug auf das Volumen des
Betrachtungsgebiets angeordnet. Beim Auswählen dieser Winkel kann man auf das Verhalten
sin²(θ/2)
der Compton-Streuverteilung Rücksicht nehmen. Die Zeit, zu der die gestreuten
kurzen Röntgenpulse an jedem Detektor detektiert werden, wird benutzt, um die gesamte
Weglänge von der Röntgenquelle zu dem Detektor zu bestimmen.
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Da die Position jedes Detektors innerhalb einer Toleranz bekannt ist und die Zeitentwicklung
des empfangenen Signals innerhalb einer Toleranz bekannt ist, wird die Information aus einer
Anordnung der Detektoren benutzt, um ein dreidimensionales Bild des Targets oder
irgendeines Abschnitts des Targets zu erzeugen. Dies geschieht in dem Vektorsignalprozessor 29. Wie
in Fig. 7 gezeigt ist, kann man sich das Volumen des Betrachtungsbereichs 31 als einen
dreidimensionalen Kubus vorstellen, wobei jede Seite 33 durch die Feldlänge fl definiert ist. Der
Kubus wird in kleine kubische Volumina 35 aufgeteilt, wobei jede Seite der kleinen Kuben
eine Länge h besitzt, die gleich dem Produkt der Lichtgeschwindigkeit und der Pulsbreite der
kurzen Röntgenpulse ist. Für eine Pulsbreite von 1 Pikosekunde (1 · 11¹² s) und einer
Lichtgeschwindigkeit von 3 · 10&sup8; m /s beträgt die Seitenlänge des kleinen Kubus Iv 3 · 10&supmin;&sup4; m oder
0,3 mm. Die Gesamtzahl dieser kleinen Kuben in dem Volumen des Betrachtungs-Bereichs ist
(fl/Iv)³. Jeder dieser kleinen Kuben definiert die physikalischen Grenzen eines
Volumenelements, das benutzt wird, um ein dreidimensionales Bild zu erzeugen.
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Unter Benutzung eines besonderen Verarbeitungsalgorithmus, der nachfolgend beschrieben
wird, berechnet der Vektorsignalprozessor 29 die Amplitude der gestreuten Röntgenpulse in
jedem kleinen Kubus und überträgt diese Amplitude an einen Speicherplatz im Prozessor 39 für
jedes der kleinen Volumenelemente in einem linearen Datenfeld. Das lineare Feld der
Volumenelementdaten wird an einen Standardgraphikprozessor 37 übergeben, der eine
standardisierte 3D-Graphiksoftware (z. B. das standardisierte X-Windows 3D Graphikpaket) ausführt,
um die gewünschten Bilddaten zu erzeugen. Diese Daten können visuell durch eine
Datenanzeigeeinheit 41, wie beispielsweise durch einen Computermonitor, dargestellt werden und/oder
von einer Datenspeichereinheit 39, wie eine beschreibbare optische Diskette oder ein Band, zur
weiteren Auswertung gespeichert werden.
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Eine Anwendung für die Datenanzeigemöglichkeit der Erfindung ist die Bereitstellung eines
dreidimensionalen Bildes (unter Benutzung von Standardsoftware, um Abschnitte oder
Oberflächendarstellungen zur Verfügung zu stellen) der Strahlendosis während der Röntgentherapie.
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Ein zentraler Steuerprozessor 43 wird benutzt, um folgendes zu steuern: Einen Lasermodulator,
um den Laser in seiner Kurzpuls-Betriebsart zu halten, eine Stromversorgungseinheit 45, eine
Röntgensteuerung 47, um eine An/Aus-Steuerung der Röntgenquelle und eine Stromsteuerung
zu ermöglichen, den Signalprozessor 29, die Graphikprozessoreinheit 37 und die
Datenspeichereinheit 39. Der zentrale Steuerprozessor umfaßt ein ROM oder RAM mit einem Programm,
das auf einer Workstation läuft, welches dem Benutzer, beispielsweise einem
Röntgentechniker, ermöglicht, das System zu betreiben. Eine allgemeine Benutzerschnittstelle oder GUI
(nicht gezeigt) verbindet den Benutzer mit der Hardware.
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Die Fig. 6 und 7 stellen geometrisch das Meßsystem dar. In Fig. 6 liegt ein Punkt P
innerhalb des Betrachtungsgebiets 31 und ist um einen Abstand I&sub1; von der Röntgenquelle und um
einen Abstand I&sub2; von dem i-ten Detektor 49 entfernt, welcher einer der in Fig. 1 gezeigten
Detektoren 23 ist. Ein Photon benötigt t = (I&sub1; + I&sub2;)Ic Sekunden, um von der Quelle zu dem Punkt
P zu gelangen und anschließend in den i-ten Detektor gestreut zu werden. Es gibt mehrere
Volumenelemente P', denen Weglängen I&sub1;' und I&sub2;' entsprechen, so daß I&sub1; + I&sub2; = I&sub1;' + I&sub2;' gilt. Alle
diese Volumenelemente spannen eine ellipsoide Rotationsfläche auf, welche Schale des i-ten
Detektors zur Zeit t genannt wird und mit shelli(t) bezeichnet wird. Wie gezeigt, ist dies kein
einzelner Punkt, sondern ein Satz von Punkten.
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In Fig. 8 ist die Streuung eines einzelnen Pulses (u-1) von drei beliebigen Punkten in dem
FOV dargestellt. Da diese Punkte nicht zwangsläufig auf einer einzelnen ellipsoiden Fläche
liegen, sind diese Pulse a, b, c, wenn sie von dem Detektor i empfangen werden, nicht
zeitkoinzident.
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Die erzielbare Auflösung des Systems wird durch die Röntgenpulsdauer tPuls, durch die aktive
Fläche der Detektoren und durch die Anstiegszeit der Detektoren bestimmt. Die obere Grenze
dieser Auflösung, welche als resm~ bezeichnet wird, ist gleich dem Verhältnis c/tPuls, wobei c
die Lichtgeschwindigkeit ist. Die Impulsantwortfunktion der Detektoren (es wird angenommen,
alle seien identisch) wird als h(t) bezeichnet. Wenn der Zeitverlauf eines einzelnen Pulses mit
x(t) bezeichnet wird, ist der Ausgang y(t) aus einem Detektor, der direkt einen einzelnen
Röntgenpuls mißt, durch die Beziehung gegeben:
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y(t) = x(τ)h(t - τ)dτ
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Theoretisch könnte die Pulsantwort des Detektors gemessen werden und das tatsächliche Signal
x(t) kann aus y(t) zurückgewonnen werden. Dieses Verfahren ist schwierig zu implementieren,
solange das Signal-zu-Rausch-Verhältnis in der Größenordnung von 100 liegt.
Dementsprechend bezeichnen wir die Auflösung unseres Detektors mit der vollen Breite beim halben
Maximum (FWHM) der Antwortfunktion h(t). Wenn diese kleiner oder gleich tPuls ist, ist die
Auflösung des Systems resmax, andernfalls ist die Auflösung des Systems durch das Verhältnis
c/FWHM gegeben. Weiterhin beeinflußt die Größe des Detektors die Auflösung des Systems.
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In der vorhergehenden Beschreibung der ellipsoiden Schalen eines gegebenen Detektors wurde
implizit angenommen, daß der Detektor ein Punkt ist. Wenn der Detektor eine endliche Größe
besitzt, besitzen beliebige zwei Punkte auf dem Detektor etwas unterschiedliche ellipsoide
Schalen. Der maximale Abstand zwischen diesen Schalen ist die größte Amessung des
Detektors multipliziert mit dem Sinus des maximalen Aufnahmewinkels des Detektors.
Typischerweise ist dies kleiner als c/FWHM. Wenn dem nicht so ist, wird die Auflösung des Systems
jedoch von diesem Abstand bestimmt. In der nachfolgenden Diskussion wird die Auflösung des
Zeitsignals als die räumliche Auflösung des Systems dividiert durch die Lichtgeschwindigkeit
definiert.
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Die dreidimensionale Bildrekonstruktion bezieht die Manipulation der räumlichen und
zeitlichen Daten von allen n Detektoren des Systems ein. Dies wird in dem
Verarbeitungsalgorithmus ausgeführt. Der Raum der Volumenelemente wird als Betrachtungsbereich oder FOV
bezeichnet. Die maximale Zeit, die wir berücksichtigen müssen, wird durch die Abmessung des
FOV bestimmt und wird als tmax bezeichnet. Die Größe dt stellt die Zeitauflösung unseres
Meßsystems dar und bestimmt das Volumen des Volumenelements. Das Signal, das der i-te
Detektor zur Zeit t mißt, wird als sig&sub1;[t] bezeichnet.
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Die Schritte zum Konvertieren der gemessenen Signale in ein dreidimensionales Bild werden
als die Initialisierung, der erste Aufbau und als die Bildnachbearbeitung bezeichnet. Die in den
Fig. 9, 10 und 11 dargestellten Ablaufdiagramme zeigen diese Schritte im Detail. Nach
Beendigung des Verfahrens wird die Information in dem FOV-Feld unter Benutzung von einer
standardisierten Software für dreidimensionale Graphiken angezeigt.
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Die Bilddaten werden in einem linearen Feld gespeichert. Die Größe des Feldes wird durch das
Volumen des Betrachtungsbereichs und durch die erzielbare Auflösung bestimmt. Wenn der
Bildbereich als FOV[] bezeichnet wird, ist die Bezeichnung oder die Adresse jedes
Volumenelements in dem Bild durch seine (x,y,z)-Koordinaten definiert unter Benutzung der
Beziehung:
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Volumenelement (x,y,z) = FOV[z*fl² + y*fl + x],
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wobei fl die Bereichslänge ist und x, y, z im Bereich von 0 bis fl-1 liegen. Die Größe des FOV
ist durch die Beziehung gegeben:
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sizeof(FOV) (fl/Auflösung)³
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Wenn die Bereichslänge 10 cm und die gewünschte Auflösung 0,1 cm (1 mm) beträgt, muß die
Größe des FOV 1.000.000 betragen. Wenn der gewünschte Betrachtungsbereich kein Kubus
ist, entspricht die Größe des FOV analog dem Volumen des Betrachtungsbereichs in dem
Einheitensystem, bei dem die Auflösung die Dimension 1 besitzt.
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Wie in Fig. 9 gezeigt ist, beginnt die Bildrekonstruktion mit der Bestimmung der Anzahl der
zu messenden Zeitintervalle size_sig und mit dem Leeren aller Bildelemente. Das
Zeitentwicklungssignal aus dem ersten Detektor wird im Abstand von dt abgefragt. Die ellipsoide
Fläche, die jedem dt entspricht, wird bestimmt, und zu jedem Volumenelement in FOV[], das auf
der ellipsoiden Fläche liegt, wird eine Zahl addiert, die gleich dem gemessenen Wert an dem
Detektor ist dividiert durch die Anzahl der Volumenelemente, welche die ellipsoide Fläche
enthält. Diese Prozedur wird anschließend für jeden Detektor wiederholt. Dieser Prozeß
entspricht im wesentlichen einer Renormalisierung der Daten, die solange wiederholt wird, bis
Konsistenz erreicht ist. Das Ablaufdiagramm für diese Prozedur ist in Fig. 10 gezeigt.
Dadurch wird ein erster Bildaufbau erzeugt. Dieser entspricht einer Approximation des Bildes, die
exakt wäre, wenn eine unbegrenzte Anzahl von Detektoren gleichmäßig im Raum verteilt wäre.
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Anschließend wird das Bild einer Iterationsprozedur unterzogen, die so lange wiederholt wird,
bis das Bild selbstkonsistent ist. Wie in dem Ablaufdiagramm der Fig. 11 gezeigt, wird ein
zweiter dreidimensionaler Raum von Volumenelementen FOV'[] aufgebaut und geleert. Die
Werte der Volumenelemente aus dem ersten Bild, die auf dem "ersten" Ellipsoid des ersten
Detektors liegen, werden zusammengezählt und durch die Anzahl der Bildelemente auf dieser
Fläche dividiert. Dadurch entsteht das integrierte Gewicht. Anschließend wird zu jedem Volumenelement
in dem FOV' [], das dem "ersten" Ellipsoid des ersten Detektors entspricht, der
entsprechende Wert vom FOV[], multipliziert mit dem ersten abgetasteten Wert aus dem
Detektor und, dividiert durch das integrierte Gewicht, hinzugezählt. Dies wird für alle Ellipsoide
und alle Detektoren wiederholt. Anschließend wird der Prozeß wiederholt, wobei dieses Mal
von FOV'[] zu FOV [] gegangen wird. Die Iterationen gehen hin und her bis die Bilder im
FOV und FOV' gleich sind. Dieses selbstkonsistente Bild ist das nachbearbeitete Bild, das
anschließend unter Benutzung von standardisierten dreidimensionalen Techniken angezeigt
werden kann.
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Eine spezielle Implementation eines Algorithmus zum Aufbau des Bildes ist im C-Sprachen-
Source-Code in Tabelle A angegeben. Dieser kann auf jedem Standard-Compiler kompiliert
werden. Stdio.h und math.h sind herkömmliche Eingabe/Ausgabe- und mathematische
Bibliotheken. Dieser Algorithmus ist in der Lage, mit 10&sup6; Daten pro Sekunde auf einem PC
umzugehen und mit einer entsprechend größerer Geschwindigkeit auf einem Großrechner.
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Obgleich die grundsätzlichen neuen Merkmale der Erfindung angewandt auf bevorzugte
Ausführungsformen dargestellt, beschrieben und herausgestellt wurden, werden die Fachleute
verstehen, daß verschiedene Auslassungen, Ergänzungen und Änderungen in der Form und den
Details der dargestellten Vorrichtung und in deren Betrieb vorgenommen werden können, ohne
von dem Grundgedanken der Erfindung abzuweichen. Es ist daher beabsichtigt, lediglich
dadurch eingeschränkt zu werden, wie es durch den Umfang der nachfolgenden Ansprüche
angezeigt ist.