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Allgemeiner Stand der
Technik
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1. Gebiet der Erfindung
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Das Gebiet der vorliegenden Erfindung
betrifft diagnostische Röntgenabbildungsvorrichtungen.
Insbesondere betrifft die vorliegende Erfindung Echtzeit-Abtaströntgenabbildungssysteme
und Vorrichtungen, die einen Marker enthalten, wie einen medizinischen
Katheter, der einen Röntgensensor
enthält,
der die Bestimmung der präzisen
Position der Vorrichtung in einem anderen Objekt ermöglicht.
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2. Beschreibung des Standes
der Technik
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Mit der Weiterentwicklung therapeutischer
Technologie wird die Echtzeit-Röntgenabbildung
zunehmend für
medizinische Verfahren benötigt.
Zum Beispiel beruhen viele elektrophysiologische kardiale Verfahren,
periphere vaskuläre
Verfahren, PCTA-Verfahren, (perkutane transluminale Katheter-Angioplastie),
urologische Verfahren und orthopädische
Verfahren auf einer Echtzeit-Röntgenabbildung.
Zusätzlich
erfordern moderne medizinische Verfahren häufig die Verwendung von Instrumenten,
wie Kathetern, die in den menschlichen Körper eingesetzt werden. Diese
medizinischen Verfahren verlangen häufig die Möglichkeit, die exakte Lage
von Instrumenten zu erkennen, die in den menschlichen Körper eingeführt sind,
und das häufig
in Verbindung mit einem exakten Bild des umgebenden Körpers durch
Verwendung einer Röntgenabbildung.
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Gegenwärtige klinische Echtzeit-Röntgengeräte erzeugen
hohe Werte an Röntgenstrahlenbelastungen
sowohl für
den Patienten als auch für
das behandelnde Personal. Die United States Food and Drug Administration
(FDA, US-Arzneimittelbehörde) hat
von anekdotischen Anzeichen für
akute Strahlenerkrankungen bei Patienten und Bedenken unter Ärzten hinsichtlich
einer übermäßigen berufsbedingten
Exposition berichtet. (Radiological Health Bulletin, Vol. XXVI,
Nr. 8, August 1992).
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Es ist eine Reihe von Echtzeit-Röntgenabbildungssystemen bekannt.
Zu diesen zählen
Systeme auf Fluoroskop-Basis, wobei Röntgenstrahlen in ein Objekt,
das zu röntgen
ist, projiziert werden und Schatten, die durch eine für Röntgenstrahlen
relativ undurchlässige
Substanz in dem Objekt verursacht werden, auf dem Fluoroskop angezeigt
werden, das an der der Röntgenstrahlquelle
gegenüberliegenden
Seite des Objekts angeordnet ist. Abtaströntgenröhren sind in Verbindung mit
der Technik der Fluoroskopie seit mindestens den frühen 1950ern
bekannt. Moon, Amplifying and Intensifying the Fluoroscopic Image
by Means of a Scanning X-ray Tube, Science, 6. Oktober 1950, S.
389-395.
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Umkehrgeometrie-Abtaströntgenabbildungssysteme
sind ebenso bekannt. In solchen Systemen wird eine Röntgenröhre zur
Erzeugung von Röntgenstrahlung
verwendet. In der Röntgenröhre wird
ein Elektronenstrahl erzeugt und auf einen kleinen Fleck auf einer
relativ großen
Anode (Übertragungsziel)
der Röhre
fokussiert, wodurch eine Röntgenstrahlungsemission
von diesem Fleck herbeigeführt
wird. Der Elektronenstrahl wird (elektromagnetisch oder elektrostatisch)
in einem Rasterabtastmuster über
das Anodenziel abgelenkt. Ein kleiner Röntgenstrahldetektor ist mit
Abstand zu dem Anodenziel der Röntgenröhre angeordnet.
Der Detektor wandelt für
gewöhnlich
Röntgenstrahlen,
die auf ihn treffen, in ein elektrisches Signal im Verhältnis zu
dem erfassten Röntgenstrahlfluss
um. Wenn ein Objekt zwischen der Röntgenröhre und dem Detektor platziert
wird, werden Röntgenstrahlen
durch das Objekt abgeschwächt
und im Verhältnis
zu der Röntgenstrahldichte
des Objekts gestreut. Während
sich die Röntgenröhre im Abtastmodus
befindet, ist das Signal von dem Detektor zu der Röntgenstrahldichte
des Objekts umgekehrt proportional.
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Beispiele für bekannte Umkehrgeometrie-Abtaströntgensysteme
umfassen jene, die im US-Patent Nr. 3,949,229 an Albert; US-Patent
Nr. 4,032,787 an Albert; US-Patent Nr. 4,057,745 an Albert; US-Patent
Nr. 4,144,457 an Albert; US-Patent Nr. 4,149,076 an Albert; US-Patent
Nr. 4,196,351 an Albert; US-Patent Nr. 4,259,582 an Albert; US-Patent
Nr. 4,259,583 an Albert; US-Patent Nr. 4,288,697 an Albert; US-Patent
Nr. 4,321,473 an Albert; US-Patent Nr. 4,323,779 an Albert; US-Patent
Nr. 4,465,540 an Albert; US-Patent Nr. 4,519,092 an Albert; und
US-Patent Nr. 4,730,350 an Albert beschrieben sind.
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Bei einer typischen bekannten Ausführungsform
eines Umkehrgeometrie-Abtaststrahlsystems wird ein Ausgangssignal
von dem Detektor an den z-Achsen-(Luminanz-)Eingang
eines Videomonitors angelegt. Dieses Signal moduliert die Helligkeit
des Anzeigeschirms. Der x- und der y-Eingang zu dem Videomonitor werden
für gewöhnlich von
dem Signal abgeleitet, das die Ablenkung des Elektronenstrahls der
Röntgenröhre bewirkt.
Daher ist die Luminanz eines Punktes auf dem Anzeigeschirm umgekehrt
proportional zu der Absorption von Röntgenstrahlen, die von der
Quelle durch das Objekt zum Detektor gehen.
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Medizinische Röntgensysteme werden für gewöhnlich mit
dem kleinstmöglichen
Röntgenstrahlenbelastungsniveau
beim Eintritt in den Patienten betrieben, das mit den Anforderungen
an die Bildqualität
(insbesondere Kontrastauflösungs-
und räumliche
Auflösungsanforderungen)
für das
Verfahren und das System vereinbar ist. Eine typische Patienteneintrittsbelastung
im herkömmlichen
9-Zoll- Betrachtungsfeld
von Bildverstärkungssystemen,
die in kardialen Verfahren verwendet werden, liegt bei der AP-(anterior posterior)
Betrachtung eines standardmäßigen Erwachsenebrustkorbs
bei etwa 2,0 bis 2,8 R/min. Der Begriff "geringe Dosierung", wie hier verwendet, bezieht sich auf
einen Faktor von 2 bis 20 weniger als dieses.
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Zeit- und Flächenverteilungen des Röntgenstrahlflusses
folgen einer Poisson-Verteilung und haben eine zugehörige Zufälligkeit,
die unvermeidbar ist. Die Zufälligkeit
wird für
gewöhnlich
als Standardabweichung des mittleren Flusses angegeben und ist gleich
seiner Quadratwurzel. Das Signal-Rausch-Verhältnis eines Röntgenbildes
ist unter diesen Bedingungen gleich dem mittleren Fluss dividiert
durch die Quadratwurzel des mittleren Flusses, d. h., für einen
mittleren Fluss von 100 Photonen ist das Rauschen ±10 Photonen,
und das Signal-Rausch-Verhältnis
ist 10.
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Daher sind die räumliche Auflösung und
das Signal-Rausch-Verhältnis von
Röntgenbildern,
die durch bekannte Umkehrgeometrie-Abtaströntgenabbildungssysteme gebildet
werden, in großem
Maße von
der Größe der empfindlichen
Fläche
des Detektors abhängig.
Wenn die Fläche
der Detektoröffnung
vergrößert wird, werden
mehr divergierende Strahlen erfasst, wodurch die Empfindlichkeit
effektiv erhöht
und das Signal-Rausch-Verhältnis verbessert
wird. Gleichzeitig jedoch verringert die größere Detektoröffnung die
erreichbare räumliche
Auflösung,
da die "Pixelgröße" (gemessen in der
Ebene des abzubildenden Objekts) größer wird. Dies ist notwendigerweise
so, da die meisten abzubildenden Objekte bei medizinischen Anwendungen (z.
B. Strukturen im Inneren des menschlichen Körpers) etwas von der Röntgenstrahlquelle
entfernt sind. Bei den bekannten Systemen wurde daher die Detektoröffnungsgröße so gewählt, dass
ein Kompromiss zwischen Auflösung
und Empfindlichkeit erreicht wird, wobei es bisher nicht möglich war,
sowohl die Auflösung
als auch die Empfindlichkeit gleichzeitig zu maximieren.
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Im medizinischen Bereich bewirken
daher mehrere einander widersprechende Faktoren, darunter die Patientendosierung,
die Frame-Rate (Häufigkeit
pro Sekunde, mit der das Objekt abgetastet und das Bild aufgefrischt
wird) und die Auflösung
des Bildes des Objekts, dass die Nützlichkeit eines Röntgenabbildungssystems
begrenzt ist. Zum Beispiel kann ein hoher Röntgenstrahlfluss leicht eine
hohe Auflösung
und eine hohe Frame-Rate ergeben, aber dennoch zu einer unannehmbar
hohen Röntgenstrahlendosierung
für den
Patienten und das behandelnde Personal führen.
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Ähnlich
können
geringere Dosierungen bei den bekannten Systemen erreicht werden,
die aber von Bildern geringer Auflösung oder einer unangemessenen
Auffrischungsrate begleitet sind. Ein bevorzugtes medizinisches
Abbildungssystem sollte eine geringe Dosierung für den Patienten, eine hohe
Auflösung
und eine angemessene Auffrischungsrate von bis zu wenigstens etwa
15 Bildern pro Sekunde – und
dies alles gleichzeitig – bieten.
Daher sind Systeme, wie die bekannten Umkehrgeometrie-Abtaströntgenabbildungssysteme, die
oben beschrieben wurden, für
diagnostische medizinische Verfahren nicht annehmbar, in welchen
Expositionszeiten relativ lang sind und wo – wie dies immer der Fall bei
lebenden Patienten ist – die
Röntgenstrahlendosis,
die der Patient erhält,
auf einem Minimum gehalten werden sollte.
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Das US-Patent Nr. 5,267,296 von Albert
(das '296er Patent)
beschreibt ein Abtaströntgenabbildungssystem.
Im '296er Patent
wird angegeben, dass es die Behebung von Nachteilen betrifft, die
mit der Rasterabtastfläche
in einem Umkehrgeometrie-Röntgenabbildungssystem
verbunden sind. Das '296er
Patent beschreibt, dass einer der Nachteile, die mit einem solchen
System verbunden sind, eine Verkleinerung der Rasterabtastfläche ist
(zum Beispiel, wenn eine Vergrößerung einer
bestimmten Region eines abzubildenden Objekts erwünscht ist).
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Das '296er Patent gibt an, dass es eine Lösung beschreibt,
um die Steuerungstätigkeit
für den
Bediener des Röntgenabbildungssystems
zu vereinfachen. Insbesondere schlägt das '296er Patent vor, dass eine Abtastung
mit hoher Auflösung
auf ausgewählte
Regionen von Interesse beschränkt
werden kann (Spalte 4, Zeile 44 bis Spalte 5, Zeile 7). Wie in Spalte
7, Zeilen 44 bis 61 des '296er
Patents beschrieben, erzeugt eine Detektorschaltung eine Sequenz
serieller Datenbytes, die für
Werte kodieren, die Änderungen
der Röntgenstrahlintensität an einem
Erfassungspunkt während
einer Rasterabtastung an der Röhre
anzeigen. Das '296er Patent
beschreibt, dass serielle Datenbytes in einem Zwischenspeicher bei
x-y-Adressen gespeichert werden, so dass sie aufeinander folgenden
Punkten der Rasterabtaströhre
entsprechen. Später
wird eine Sequenz digitaler Datenbytes für aufeinander folgende Änderungen
in den kumulierten Daten gebildet (Spalte 9, Zeile 44 bis Spalte
10, Zeile 11).
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Daher ist es eine Aufgabe der Erfindung,
ein Abbildungssystem bereitzustellen, das eine geringe Dosierung
für den
Patienten, eine hohe Auflösung
und eine angemessene Auffrischungsrate von bis zu wenigstens 15
Bildern pro Sekunde, und das alles gleichzeitig, bietet.
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Dies wird durch den Gegenstand, der
in den unabhängigen
Ansprüchen
1 und 7 beschrieben ist, erreicht. Weitere Ausführungsformen der Erfindung
sind in abhängigen
Ansprüchen
beschrieben.
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Das Röntgenabbildungssystem gemäß der vorliegenden Erfindung
umfasst eine Abtaströntgenstrahlquelle
und ein Multidetektorarray. Das Ausgangssignal des Multidetektorarrays
wird in eine Bildrekonstruktionsmaschine eingegeben, welche die
Ausgangssignale der mehreren Detektoren über ausgewählte Positionen des Röntgenstrahls
verknüpft,
um ein Echtzeitröntgenbild
des Objekts zu erzeugen.
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Eine Ausführungsform der Erfindung enthält eine
Röntgenröhre, die
eine Quelle für
einen geladenen Teilchenstrahl und ein Anodenziel enthält. Eine
Strahlsteuerungsschaltung fokussiert den geladenen Teilchenstrahl
und lenkt oder führt
den Strahl in einem vorbestimmten Muster über das Anodenziel. Zum Beispiel
kann das vorbestimmte Muster ein Rasterabtastmuster sein, eine serpentinen-
oder S-förmiges
Muster, ein spiralförmiges
Muster, ein regelloses Muster, ein Gaußsches Verteilungsmuster, das
auf einem vorbestimmten Punkt der Anode zentriert ist, oder ein
anderes Muster, das für
die vorliegende Aufgabe zweckdienlich sein kann.
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Ein kollimierendes Element, vorzugsweise
in Form eines Gitters, kann zwischen der Röntgenröhre und einem zu röntgenden
Objekt eingefügt
sein. In einer bevorzugten Ausführungsform
besteht das kollimierende Element aus einer runden Metallplatte
mit einem Durchmesser von etwa 25,4 cm (10 Zoll) und enthält eine versetzte
Anordnung von Öffnungen
in einer Zahl von 500 mal 500 in der mittleren Reihe und Spalte
des kollimierenden Elements. Das kollimierende Element wird vorzugsweise
unmittelbar vor der Emissionsfläche
der Röntgenröhre angeordnet.
Es können
auch andere Formen des kollimierenden Elements verwendet werden. In
einer bevorzugten Ausführungsform
ist jede der Öffnungen
in dem kollimierenden Element so konstruiert, dass jede der Achsen
jeder der Öffnungen
auf einen Detektionspunkt gerichtet ist (oder auf diesen zeigt),
z. B. die Mitte eines Multidetektorarrays, der mit ausgewähltem Abstand
zu dem kollimierenden Element liegt. Dieser Abstand wird so gewählt, dass
das zu röntgende
Objekt zwischen dem kollimierenden Element und dem Multidetektorarray
platziert werden kann. In der bevorzugten Ausführungsform ist die Aufgabe
des kollimierenden Elements die Bildung dünner Röntgenbündelstrahlen, die alle von
einem Brennfleck auf dem Anodenziel der Röntgenröhre zu dem Multidetektorarray
gerichtet sind.
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Ein Multidetektorarray, das vorzugsweise
ein Array von Detektorelementen enthält (vorzugsweise ein Flächenarray,
wie ein DETx mal DETy Rechteck
oder Quadrat, oder vorzugsweise ein pseudorundes Array) ist am Detektionspunkt
zentriert. Das Multidetektorarray umfasst vorzugsweise mehrere dicht
gepackte Röntgenstrahldetektoren.
Das Multidetektorarray ist gemäß der vorliegenden
Erfindung so konstruiert, positioniert und angelegt, dass eine hohe
Empfindlichkeit ohne Verlust an Auflösung erhalten wird. Dies führt zu einem
Röntgensystem
mit einer Auflösung,
die mit herkömmlichen
Röntgensystemen
vergleichbar ist oder besser ist als jene, bei einer Exposition
von wenigstens einer Größenordnung
weniger als jene der bekannten Röntgensysteme.
Diese Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung bietet wichtige Vorteile in medizinischen
und anderen Anwendungen. Die Röntgenstrahlendosierung
für Patienten
und behandelndes medizinisches Personal ist geringer, wenn diese
Ausführungsform
zur Durchführung
gegenwärtiger
medizinischer Verfahren verwendet wird. Verfahren, von denen nun
angenommen wird, dass sie ein zu hohes Strahlenbelastungsrisiko
haben, könnten
annehmbar werden.
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Der Ausgang des Multidetektorarrays
ist vorzugsweise ein Intensitätswert,
für jeden
Detektor des Multidetektorarrays, für jeden Röntgenstrahl, der durch eine Öffnung in
dem kollimierenden Element emittiert wird. Da jede Öffnung an
einem anderen Punkt im Raum in Bezug auf das Multidetektorarray
und das untersuchte Objekt angeordnet ist, sind verschiedene Ausgänge von
jedem Detektor des Multidetektorarrays für jede Öffnung verfügbar, durch die der Röntgenstrahl
hindurchgeht. Der Ausgang des Multidetektorarrays kann auf zahlreiche
Weisen zu einem Bild umgewandelt werden.
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Das Abbildungssystem der vorliegenden
Erfindung ist auch zur Verwendung in der Stereoabbildung geeignet.
In einer Ausführungsform
enthält
das Kollimationselement zwei Gruppen von Öffnungen. Zur Stereoabbildung
sind die Achsen einer Gruppe von Öffnungen so konstruiert, dass
sie auf einen ersten Detektionspunkt auf einem ersten Multidetektorarray
zeigen, und die Achsen einer zweiten Gruppe von Öffnungen sind so konstruiert,
dass sie auf einen zweiten Detektionspunkt auf einem zweiten Multidetektorarray
zeigen. Durch die Erzeugung von zwei Bildern aus den Ausgängen des
Multidetektorarrays und durch die Verwendung herkömmlicher
stereoskopischer Anzeigemethoden kann ein Stereobild gebildet werden.
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Die Verwendung eines Multidetektorarrays,
das den gesamten Röntgenstrahl
auffängt,
der aus jeder Öffnung
des Kollimatorelements emittiert wird, und die Bildverarbeitung
des Arrayausganges ist die bevorzugte Ausführungsform des Detektors. Sie
stellt eine maximale Empfindlichkeit bereit, ohne auf die Auflösung verzichten
zu müssen,
die durch die Verwendung eines einzigen Kleinflächendetektors erreicht wird.
Während
ein einziger Detektor mit derselben Fläche wie das Multidetektorarray
dieselbe Empfindlichkeit lieferte, geschähe dies auf Kosten der Auflösung.
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Zusätzlich können Abtasttechniken, die Informationen
von einem kleineren als 1 : 1 Bildpixel-Öffnungs-Verhältnis
verwenden, zum Erzeugen von Daten von dem Multidetektorarray verwendet
werden, wodurch die Komplexität
des Systems, die notwendige Verarbeitungsgeschwindigkeit und der
Energieverbrauch verringert werden können, während im Prinzip dieselbe Bildqualität bereitgestellt
wird.
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Gemäß der vorliegenden Erfindung
ist das Abtaströntgenabbildungssystem
zur Verwendung in medizinischen Diagnoseverfahren geeignet, die
an lebenden menschlichen Patienten durchgeführt werden.
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Gemäß der vorliegenden Erfindung
bietet das Abtaströntgenabbildungssystem
Bilder hoher Auflösung bei
angemessenen Frame-Rates, während
das untersuchte Objekt minimal Röntgenstrahlung
ausgesetzt wird.
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Gemäß der vorliegenden Erfindung
hat das Abtaströntgenabbildungssystem
eine verbesserte Auflösung
bei einem Abstand zu der Ebene der Röntgenstrahlquelle, während verringere
Röntgenstrahlflussniveaus
aufrechterhalten werden.
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Gemäß der vorliegenden Erfindung
wird eine verbesserte Bildqualität
durch Verwendung einer Abtastung der Region von Interesse bereitgestellt.
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Gemäß der vorliegenden Erfindung
kann das Abtaströntgenabbildungssystem
für nicht
medizinische Anwendungen verwendet werden, wo eine Streuung die
Bildqualität
verschlechtern könnte,
z. B. zur Darstellung wabenförmiger
Flugzeugstrukturen, Korrosion und gedruckter Leiterplatten.
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Die vorliegende Erfindung wird für den Durchschnittsfachmann
bei Betrachtung der Zeichnungen und der Beschreibung der Erfindung,
die hierin enthalten sind, offensichtlich. Die Prinzipien der Erfindung
können in
jeder medizinischen oder industriellen Anwendung angewandt werden.
Prinzipien oder Aspekte der vorliegenden Erfindung können zum
Beispiel angewandt werden, wenn die Position innerer Merkmale eines
Objektes gewünscht
wird. Industrielle Anwendungen werden verschieden als Röntgenuntersuchung,
Röntgenanalyse,
Fehleranalyse, nicht zerstörende
Testung bezeichnet.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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In der folgenden Beschreibung der
Zeichnungen ist der Inhalt von 3, 3A, 3B, 3C, 3D, 4, 26, 27, 28, 58 bis 72 und die entsprechenden
Passagen in der Beschreibung nicht Teil der Erfindung.
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1 ist
ein Diagramm, das die Basiskomponenten eines bevorzugten Abtaströntgenabbildungssystems
geringer Dosierung zeigt.
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2 ist
ein Diagramm, das die Verteilung von Röntgenstrahlen in Vorwärtsrichtung
von einem Abtaströntgenabbildungssystem
ohne Kollimatorgitter zeigt.
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3 ist
eine vergrößerte Darstellung
im Querschnitt eines Abschnittes eines bevorzugten Kollimatorgitters
und Ziels einer Röntgenröhre zur
Verwendung in einem bevorzugten Abtaströntgenabbildungssystem geringer
Dosierung.
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3A, 3B, 3C und 3D sind
Teilquerschnittsdarstellungen von Kollimatorgittern, die in der
erfindungsgemäßen Vorrichtung
nützlich
sind.
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4 ist
ein perspektivisches, auseinander gezogenes Diagramm, das eine Anordnung
für eine
bevorzugte Ausführungsform
eines Kollimatorgitters zeigt.
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5 ist
eine Funktionsdarstellung von Komponenten einer Röntgenröhre für ein Abtaströntgenabbildungssystem.
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6 ist
ein Diagramm, welches das Zielende einer bevorzugten Röntgenröhre für ein Abtaströntgenabbildungssystem
geringer Dosierung zeigt.
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7 ist
ein Diagramm, das die Achsen von Röntgenstrahlen für ein stereoskopisches
Abtaströntgenabbildungssystem
zeigt.
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8A zeigt
einen einzelnen, nicht segmentierten Detektor, der eine geringere
Breite als der Röntgenstrahl
hat, der von einer gelochten Röntgenstrahlquelle
ausgestrahlt wird.
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8B zeigt
einen Röntgenstrahl
von einer einzelnen Öffnung
einer gelochten Röntgenstrahlquelle, der
mit einem Multidetektorarray interagiert.
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8C zeigt
die Achsen für
Röntgenstrahlen
von einer Reihe von Öffnungen
einer gelochten Röntgenstrahlquelle,
die durch dasselbe Bildpixel gehen, die mit einem segmentierten
Detektorarray interagieren.
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8D ist
ein Diagramm von Röntgenstrahlen
von zwei Öffnungen
eines Röntgen-Kollimatorgitters, die
mit einem untersuchten Objekt in verschiedenen Abständen zu
der Röntgenstrahlquelle
interagieren.
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9 ist
eine Vorderansicht eines 5 × 5-Detektorarrays.
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10 ist
eine Funktionsdarstellung einer Reihe oder Spalte von Detektorelementen
für ein
5 × 5-Detektorarray
für eine
Ausführungsform
eines Abtaströntgenabbildungssystems
geringer Dosierung.
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11 zeigt
eine Ausführungsform
eines Detektorelements für
ein Abtaströntgenabbildungssystem geringer
Dosierung.
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12 ist
ein Diagramm einer Vorderansicht eines 3 × 3-Multidetektorarrays für eine Ausführungsform eines
Abtaströntgenabbildungssystems
geringer Dosierung.
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13 zeigt
Röntgenstrahlpfade
eines Röntgenstrahls,
der aus einer einzigen Kollimatoröffnung herauskommt und durch
eine Objektebene zu einem Mikroschalter geht.
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14 zeigt
Röntgenstrahlpfade,
die aus mehreren Öffnungen
herauskommen und durch ein einziges Pixel zu einem Multidetektorarray
gehen.
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15 ist
eine Vorderansicht der gegenwärtig
bevorzugten Ausführungsform
eines 96-Element-Szintillatorarrays.
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16 ist
eine Draufsicht auf eine bevorzugte Röntgenausrichtungsabschirmung.
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17 ist
ein Anordnungsplan für 18 bis 25. 18 bis 25 zeigen ein einzelnes
Funktionsblockdiagramm von Komponenten eines bevorzugten Abtaströntgenabbildungssystems.
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18 und 19 sind Teilfunktionsblockdiagramme,
die eine bevorzugte Röntgenstrahlquelle
für ein
Abtastabbildungssystem umfassen.
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20 ist
ein Teilfunktionsblockdiagramm, das ein bevorzugtes Dual-Multidetektorarray
für ein
Abtastabbildungssystem umfasst.
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21 und 22 sind Teilfunktionsblockdiagramme,
die einen bevorzugten Monitor für
ein Abtastabbildungssystem umfassen.
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23 und 24 sind Teilfunktionsblockdiagramme,
die einen bevorzugten Scangenerator für ein Abtastabbildungssystem
umfassen.
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25 ist
ein Teilfunktionsblockdiagramm, das die Funktionsverbindung der
Funktionsblöcke
von 20, 22 und 23 zeigt.
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26 ist
eine Teilquerschnittsdarstellung einer bevorzugten Echtzeitsensoranordnung.
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27 ist
ein Diagramm einer Draufsicht auf eine bevorzugte 96-Kanal-Photovervielfacherröhre.
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28 ist
eine Teilquerschnittsseitenansicht der Photovervielfacherröhre von 27.
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29 ist
eine schematische Ansicht eines bevorzugten Signalaufbereitungsverstärkers.
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30 ist
ein Schaltdiagramm der Eingangs- und Ausgangsverbinder für einen
bevorzugten Diskriminator.
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31 ist
eine schematische Ansicht eines bevorzugten Diskriminators.
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32 ist
eine schematische Ansicht bevorzugter Digital/Analog-Wandler, die
Verstärkungs-
und Schwellwertsteuersignale für
den Signalaufbereiter bereitstellen.
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33 ist
ein Schaltdiagramm der bevorzugten Schnittstellenverbinder zwischen
den DACs von 32 und
der Signalaufbereitungsverstärkerschaltung
von 29.
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34 ist
ein Schaltdiagramm eines bevorzugten Pufferverstärkers für Schwellwertsteuersignale.
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35 ist
ein Schaltdiagramm der bevorzugten Verbinder zwischen dem Diskriminator
von 31 und der bevorzugten
Bildrekonstruktionsplatte.
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36 zeigt
schematisch eine bevorzugte Detektoranordnung von 144 logischen
Detektorelementen in der gegenwärtig
bevorzugten Bildrekonstruktionsmaschine.
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37 umfasst
ein Teilfunktionsdiagramm eines Kettenzählers in einer bevorzugten
Bildrekonstruktionsmaschine.
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38 ist
ein Diagramm, das die bevorzugte Strahlausrichtungsoktantenanordnung
zeigt.
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39 umfasst
ein Teilfunktionsblockdiagramm einer Bildrekonstruktionsmaschine.
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40 und 41 umfassen schematische
Darstellung der bevorzugten optisch-elektrischen und elektrisch-optischen Echtzeitsensor-Umwandlungsschaltung.
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42 ist
eine schematische Darstellung der Steuerung für die Bildrekonstruktionsmaschine
und Verstärker-
und Ausrichtungsschaltung.
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43 ist
ein Diagramm, das die bevorzugten Eingangssensorverbinder zwischen
der Photovervielfacherröhre
und den Signalaufbereitungsschaltungen im Echtzeitsensor zeigt.
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44A und B umfassen schematische Darstellungen der
bevorzugten Oktantenzähler.
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45 ist
eine schematische Darstellung einer bevorzugten Verstärkungs-
und Ausrichtungs-ALU.
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46 ist
eine schematische Darstellung einer bevorzugten Verstärkungs-
und Ausrichtungsmaschine.
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47 ist
eine schematische Darstellung des bevorzugten Speichers für die bevorzugte
Bildrekonstruktionsmaschine und Verstärkungs- und Ausrichtungsschaltung.
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48A bis I sind schematische Darstellungen von Kettenzählern für die Ketten
eins bis neun für
eine bevorzugte Bildrekonstruktionsmaschine.
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49 ist
eine schematische Darstellung eines bevorzugten Normierungs-PROM
für eine
bevorzugte Bildrekonstruktionsmaschine.
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50 ist
eine schematische Darstellung der Steuerung der bevorzugten Bildrekonstruktionsmaschine.
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51 ist
eine schematische Darstellung der bevorzugten Ausgabe-FIFOs für die bevorzugte
Bildrekonstruktionsmaschine.
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52 ist
eine schematische Darstellung der bevorzugten Ausgabe-FIFO-Steuerung
für die
bevorzugte Bildrekonstruktionsmaschine.
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53 ist
ein Schaltdiagramm der bevorzugten Steuerlogik für die Detektorsteuerung.
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54A ist
ein Schaltdiagramm der Steuerlogik für die bevorzugte Röhrensteuerung.
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54B ist
ein Diagramm der bevorzugten Schnittstellenschaltung, welche die
Röhrensteuerungsschaltungen
mit dem PC-Bus innerhalb des Steuerungscomputers verbindet.
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55A bis E umfassen schematische Darstellungen der
bevorzugten Strahlsteuerungsschnittstelle.
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56A und B umfassen schematische Darstellungen des
bevorzugten x-Ablenkungstreibers.
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57A und B umfassen schematische Darstellungen des
bevorzugten x-Schritttreibers.
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58 ist
ein Diagramm, das eine gegenwärtig
bevorzugte Ausführungsform
eines Katheters zeigt, der eine Röntgensensor-Positioniervorrichtung
enthält.
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59 ist
eine Querschnittsansicht des Katheters von 58.
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60 ist
eine detaillierte Ansicht des distalen Endes einer bevorzugten Ausführungsform
des Katheters von 58.
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61 ist
eine Draufsicht entlang der Ebene 1-1 der Multidetektorarrayanordnung
von 26.
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62 ist
ein Blockdiagramm, das eine Ausführungsform
eines Abtaströntgenabbildungssystems zeigt,
das mit Ausführungsformen
des Katheters von 58 interagiert.
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63 ist
ein Blockdiagramm der bevorzugten Röntgendetektionsmethoden zur
Katheterpositionierung.
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64 zeigt
graphisch einen theoretischen Datensatz von dem Röntgensensor
in dem manövrierbaren
Positionierelement gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung.
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65 zeigt
Röntgenstrahlen,
die von einem Röntgenröhrenziel
durch ein Kollimatorgitter zu einem Detektor gehen, und ein manövrierbares
Positionierelement mit einem Röntgensensor
in einem Abtaströntgenabbildungssystem.
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65A, 65B, 65C und 65D sind
für die Überlappung
von Röntgenstrahlen
repräsentativ,
die von einzelnen Detektoren eines Multidetektorarrays an den Stellen
A1-A2, B1-B2, C1-C2
beziehungsweise D1-D2 von 65 erfasst
werden.
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66 ist
ein Blockdiagramm, das eine Anwendung von Kathetern zeigt, die Röntgensensoren
enthalten, mit zwei Abtaströntgenssystemen.
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67 ist
eine Querschnittsansicht durch eine zweidimensionale Anordnung regelmäßig beabstandeter
Röntgenstrahlquellen
und eine zweidimensionalen Array regelmäßig beabstandeter Detektoren.
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68 ist
ein Diagramm das eine Brennpunktsebene für eine Ausführungsform eines Abtaströntgenabbildungssystems
zeigt.
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69 ist
eine perspektivische Teilquerschnittsansicht einer anderen Ausführungsform
einer Multidetektorarrayanordnung.
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70 ist
eine auseinander gezogene Ansicht der Multidetektorarrayanordnung
von 69.
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71 ist
eine orthogonale Ansicht einer bevorzugten Szintillatoranordnung.
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72 zeigt
ein bevorzugtes Drahtgitter für
die Szintillatoranordnung von 71.
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Beschreibung
der bevorzugten Ausführungsformen
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Die folgende Beschreibung der Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung dient nur der Veranschaulichung und ist
in keiner Weise als Einschränkung
der hierin offenbarten und beanspruchten erfinderischen Konzepte
zu verstehen.
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Systemüberblick
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Unter Bezugnahme auf 1 ist ein Abtaströntgenabbildungssystem gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung dargestellt. Die Röntgenstrahlquelle ist vorzugsweise
eine Abtaströntgenstrahlquelle 10,
die vorzugsweise eine Leistungsversorgung umfasst, die imstande
ist, etwa –100
kV bis –120
kV zu erzeugen, die eine Röntgenröhre 10 bei
etwa –70
kV bis –100
kV betreiben kann. Bei diesem Spannungswert erzeugt die Röntgenstrahlquelle 10 ein
Spektrum von Röntgenstrahlen,
das bis zu 100 keV reicht. Wie hierin verwendet, bezieht sich der
Begriff 100 keV Röntgenstrahlen
auf dieses Spektrum. Die Röntgenstrahlquelle 10 enthält einen
Ablenkungsbügel 20 unter
der Steuerung eines Scangenerators 30. Ein Elektronenstrahl 40,
der in der Röntgenstrahlquelle 10 erzeugt
wird, wird über
ein geerdetes Anodenziel 50 innerhalb der Röntgenstrahlquelle 10 in
einem vorbestimmten Muster geführt.
In der Folge wird der Einfachheit wegen das Anodenziel 50 als
Ziel 50 bezeichnet. Zum Beispiel kann das vorbestimmte
Muster ein Rasterabtastmuster sein, ein Serpentinen- (oder "S"-förmiges)
Muster, ein spiralförmiges
Muster, ein regelloses Muster, ein Gaußsches Verteilungsmuster, das
auf einem vorbestimmten Punkt des Ziels zentriert ist, oder ein
anderes Muster, das für
die vorliegende Aufgabe zweckdienlich sein kann. Gegenwärtig bevorzugt
ist das Serpentinen- (oder "S"-förmige) Muster,
bei dem es in einem Rasterabtastmuster nicht notwendig ist, horizontal "zurückzufahren".
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Ein Elektronenstrahl 40 trifft
auf das Ziel 50 am Brennfleck 60, eine Kaskade
von Röntgenstrahlen 70 wird
emittiert und bewegt sich außerhalb
der Röntgenstrahlquelle 10 zu
dem zu untersuchenden Objekt 80. Zur Optimierung der Systemleistung
der gegenwärtig
bevorzugten Ausführungsform
sollte ein Konus von Röntgenstrahlphotonen
erzeugt werden, der in einer Weise divergiert, dass er gerade das
Multidetektorarray
110 bedeckt.
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Dies wird vorzugsweise durch Anordnen
einer kollimierenden Anordnung zwischen dem Ziel 50 der Abtaströntgenstrahlquelle 10 und
dem Multidetektorarray 110 erreicht, und bevorzugter zwischen
dem Ziel 50 und dem abzubildenden Objekt. Die gegenwärtig bevorzugte
kollimierende Anordnung ist ein Kolimationsgitter 90, das
ein Gitter Röntgenstrahlen
durchlässiger Öffnungen 140 enthält. Das
Kollimatorgitter 90 ist so konstruiert, dass nur jene Röntgenbündelstrahlen 100 hindurchgehen
können,
deren Achsen in einem Pfad liegen, den das Multidetektorarray 110 direkt
auffängt.
Das Kollimatorgitter 90 bewegt sich nicht in Bezug auf
das Multidetektorarray 110, während das System in Betrieb
ist. Somit gibt es immer nur einen einzigen Röntgenbündelstrahl 100, der
durch das Objekt 80 zu dem Multidetektorarray 110 hindurchgeht,
während
ein Elektronenstrahl 40 das Ziel 50 überstreicht.
Dieses bevorzugte Ergebnis steht im Gegensatz zu dem Ergebnis von 2, das die Verteilung von
Röntgenstrahlen 70 von
einer Röntgenabtastquelle
ohne Kollimatoranordnung zeigt. Die Streuung von Röntgenstrahlen 70,
die auf das Multidetektorarray 110 treffen, ist in 2 nicht dargestellt, die
nur dem Zweck der Veranschaulichung dient.
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Der Ausgang des Multidetektorarrays 110 wird
am Monitor 120 verarbeitet und in Form von Luminanzwerten
angezeigt. Bildverarbeitungstechniken können verwendet werden, um ein
computerunterstütztes
Bild auf einer geeigneten Anzeige oder einem photographischen oder
anderen Medium anzuzeigen.
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Die Ausführungsform des erfindungsgemäßen Systems,
das hierin offenbart ist, ist ein System mit geringer Exposition,
da es den Kardiologie-Patienten für gewöhnlich einer Rate von etwa
0,09 bis 0,33 R/min bei einer Auffrischungsrate von 30 Bilder/sec
aussetzt, gemessen am Eintritt in den Patienten, wobei in herkömmlichen
Systemen unter denselben Bedingungen die Werte üblicherweise zwischen 2,0 und
2,8 R/min lägen. Auch
die Gesamtkörperbelastung
mit einer Auffrischungsrate von 30 Bilder/sec ist bei dem System
der vorliegenden Erfindung geringer als bei herkömmlichen Systemen.
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Die Röntgenröhre
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3 zeigt
eine vergrößerte schematische
Ansicht einer bevorzugten Kollimatorgitter- und Zielstruktur. Das
Ziel 50 besteht vorzugsweise aus einer Zielschicht 129 aus
einem Material mit guten Vakuumeigenschaften und der Fähigkeit,
großer
Wärme und
einem Elektronenbombardement zu widerstehen, die dann auf einem
Berylliumzielträger 53 gebildet
ist. Aluminium oder andere relativ Röntgenstrahlen durchlässige Materialien
können
ebenso zur Herstellung des Zielträgers 53 verwendet
werden. Eine bevorzugte Konstruktion der Zielschicht 129 ist
eine erste Schicht aus Niob 51 mit einer Dicke von etwa
1 Mikron, die durch Sputtern auf dem Berylliumzielträger 53 abgeschieden
ist, auf der dann eine zweite Schicht aus Tantal 52, die
etwa 5 Mikron dick ist, durch Sputtern abgeschieden wird. Diese
Struktur ist gegenwärtig
bevorzugt, da Niob einen Wärmeausdehnungskoeffizienten
zwischen den Wärmeausdehnungskoeffizienten
von Tantal und Beryllium hat, wodurch Mikrorisse auf Grund der Temperaturwechselbeanspruchung
des Ziels, während
der Elektronenstrahl 40 über das Ziel streicht, verringert
oder verhindert werden. Eine weitere Ausführungsform ist eine Schicht
aus Tantal, die etwa 5 Mikron dick durch Sputtern direkt auf dem
Berylliumzielträger 53 abgeschieden
wird. Eine weitere Ausführungsform
ist eine Schicht aus Wolfram-Rhenium, die etwa 5 Mikron dick durch
Sputtern direkt auf dem Berylliumzielträger 53 abgeschieden
wird. Eine weitere Ausführungsform
ist eine Schicht aus Wolfram, die etwa 5 bis 7 Mikron dick durch
Sputtern direkt auf dem Berylliumzielträger 53 abgeschieden
wird. Tantal, Wolfram und Wolfram-Rhenium sind gegenwärtig zur
Verwendung in der Zielschicht 129 bevorzugt, da sie relativ
hohe Kernladungszahlen und Dichten haben und leicht Röntgenstrahlen
emittieren, wenn sie von einem Elektronenstrahl bombardiert werden.
Der hohe Schmelzpunkt von 3370°C
und die guten Vakuumeigenschaften von Wolfram machen es für die hohe
Temperatur und die harten Vakuumbedingungen in der Röntgenstrahlquelle
geeignet. Tantal und Wolfram-Rhenium
haben ähnliche
Eigenschaften, wie dem Fachmann bekannt ist. Die Dicken der Zielschicht
sind vorzugsweise so gewählt,
dass sie etwa gleich der Strecke sind, die zur effizienten Umwandlung
von 100 keV Elektronen in Röntgenstrahlen
notwendig ist.
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Beryllium ist gegenwärtig für den Zielträger 53 bevorzugt,
da es stark ist und die Röntgenstrahlen,
die von der Zielschicht 129 emittiert werden, nicht signifikant
abschwächt
oder streut. Die Dicke des Berylliumzielträgers 53 ist vorzugsweise
etwa 0,5 cm. In der gegenwärtig
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung sollte der Zielträger 53 so dünn wie möglich konstruiert
sein, wobei er aber der physikalischen Einschränkung unterliegt, dass er stark
genug sein muss, um dem Druckgradienten einer Atmosphäre über ihm zu
widerstehen.
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Zwischen dem Zielträger 53 und
dem Kollimatorgitter 90 ist vorzugsweise eine Kühlkammer 54 angeordnet.
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Das Kollimatorgitter 90 besteht
vorzugsweise aus einem Array von Öffnungen 140, deren
Achsen jeweils gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung zu dem Multidetektorarray 110 ausgerichtet
oder gerichtet sind. Das heißt,
dass die Achsen von Öffnungen
in dem Kollimatorgitter 90 nicht parallel zueinander sind
und einen spitzen Winkel zu der Linie senkrecht zu der Ausgangsfläche 260 des Kollimatorgitters 90 bilden.
Zum Beispiel kann ein Kollimatorgitter für eine Bruströntgenanwendung Öffnungen umfassen,
die einen Winkel mit einer Linie senkrecht zu der Ausgangsfläche 260 des
Kollimatorgitters 90 zwischen 0° in der Mitte des Kollimatorgitters 90 bis
zu 20° am
Rand des Gitters 90 bilden. Eine Mammogrammanwendung kann
andererseits ein Kollimatorgitter 90 haben, das Öffnungen
umfasst, die einen Winkel mit einer Linie senkrecht zu der Ausgangsfläche 260 bilden,
der bis zu 45° am
Rand des Gitters reicht. Somit können
für verschiedene
medizinische Anwendungen unterschiedliche Kollimatorgitter 90 gewählt und
eingesetzt werden.
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Die Anzahl von Öffnungen 140 im Kollimatorgitter 90 kann
der Anzahl von Bildpixeln entsprechen, die auf dem Monitor erzeugt
werden. Zum Beispiel 500 mal 500 bis 1024 mal 1024. Als Alternative
kann das Bildpixel/Öffnung-Verhältnis bei
der Technik der "Subabtastung", die in der Folge
besprochen wird, erhöht
werden, d. h., es können
weniger Öffnungen
als Bildpixel verwendet werden. Die räumliche Auflösung des
Systems kann teilweise durch den Abstand der Öffnungen im Kollimatorgitter 90 bestimmt
werden. Die präzise
Anzahl von Öffnungen,
die zuvor angegeben wurde, dient nur der Veranschaulichung und ist
in keiner Weise als Einschränkung
gedacht.
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Einige der Faktoren, die vorzugsweise
zur Bestimmung der Dicke des Kollimatorgitters 90 und des Durchmessers
der Öffnungen 140 verwendet
werden, sind der Abstand des Multidetektorarrays 110 von
dem Ziel 50, der gegenwärtig
vorzugsweise 94,5 cm (37,2 Zoll) beträgt, der Wunsch, alle Röntgenstrahlen 70,
die nicht auf das Multidetektorarray 110 gerichtet sind,
signifikant abzuschwächen,
und die Größe des Multidetektorarrays 110 (in
dieser Figur nicht dargestellt). Die Öffnungen 140, von
der Ausgangfläche 260 betrachtet,
sind vorzugsweise in einem rechteckigen Reihen- und Spaltenmuster
angelegt, das eine im Wesentlichen kreisförmige Grenze mit einem Durchmesser
von 25,4 cm (10 Zoll) enthält,
die eine kreisförmige
aktive Fläche
bildet. Das Öffnungsarray
kann jedoch jede passende Anordnung aufweisen, um das Bild von Objekt 80 aufzulösen. Ferner
kann der Elektronenstrahl 40 in einem Muster geführt werden,
das nur einen Abschnitt der Öffnungen 140 verwendet.
Die kreisförmige
aktive Fläche
gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung hat einen Durchmesser von etwa 500 Öffnungen.
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Der Röntgenstrahlen absorbierende
Abschnitt 150 des bevorzugten Kollimatorgitters 90 ist
so konstruiert, dass er erratische Röntgenstrahlen absorbiert, so
dass sie das Objekt 80 nicht beleuchten. Dies wird erreicht,
indem das bevorzugte Kollimatorgitter 90 mit ausreichender
Dicke hergestellt wird, so dass die Röntgenstrahlung, die durch eine Öffnung 140 zu
dem Multidetektorarray 110 geht, deutlich größer ist
als die kumulative Röntgenstrahlung,
die durch den Röntgenstrahlen
absorbierenden Abschnitt 150 in alle anderen Richtungen
als zu dem Multidetektorarray 110 geht. Solche erratischen
Röntgenstrahlen
würden
das Objekt 80 und das behandelnde Personal einer Röntgenstrahlendosierung
aussetzen, aber dem Bild keine bedeutsame Information hinzufügen.
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Das Kollimatorgitter 90,
wie in 3A dargestellt,
wird vorzugsweise aus einer Reihe von Schichten 147 Röntgenstrahlen
absorbierender Materialien mit hindurchgehenden Öffnungen 140 hergestellt,
um einen Röntgenbündelstrahl 100 zu
bilden, wenn die Röntgenstrahlen
durch das Kollimatorgitter zu dem Multidetektorarray 110 hindurchgehen.
Das Material, das für
die Schichten 147 verwendet wird, kann aus Röntgenstrahlen
undurchlässigen
Materialien gebildet sein, wie Molybdän, Messing, Blei, Kupfer, Wolfram,
Tantal, Gold oder aus einer Kombination derselben. Das Kollimatorgitter 90 ist
vorzugsweise aus 50 Dünnschichten
aus 0,0254 cm (0,010 Zoll) dickem Molybdän gebildet, die gestapelt und
durch Endplatten 258 und 259 zusammengehalten
sind. Molybdän
ist ein bevorzugtes Material für
die Schichten 147, da es Röntgenstrahlen leicht absorbiert, so
dass Röntgenstrahlen,
die von der Röntgenstrahlquelle 10 erzeugt
werden, die nicht zu dem Multidetektorarray 110 gerichtet
sind, absorbiert werden, bevor sie auf das Objekt 80 treffen,
das natürlich
ein menschlicher Patient sein kann. Die Endplatten 258 und 259 sind
aus Röntgenstrahlen
durchlässigem
Material gebildet, vorzugsweise Aluminium. Aluminium ist ein bevorzugtes
Material für
die Platte 259, um die Röntgenstrahlerzeugung in Molybdänkollimatorschichten 147 zu
minimieren.
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Als Alternative kann das Kollimatorgitter 90 aus
Schichten 147 gebildet sein, die sowohl aus Material hoher
Kernladungszahl als auch Materialien niederer Kernladungszahl gebildet
sind, um die Menge an fluoreszierenden K-Röntgenstrahlen zu minimieren,
die zu dem Patienten ausgestrahlt werden. Fluorszierende K-Röntgenstrahlen, die durch die
Wechselwirkung der Röntgenstrahlen,
die von dem Ziel 50 ausgehen, mit den Materialien der Kollimatorschichten 147 entstehen,
sind für
gewöhnlich
unerwünscht,
da sie die Patientenbelastung erhöhen, ohne zur Bildung eines
Röntgenbildes
beizutragen. Die K-Röntgenstrahlen
können
durch die Platte 259 abgeschwächt werden, aber die Platte 259 sollte
auch für
den Bündelstrahl 100 durchlässig sein. Dies
wird vorzugsweise durch die Verwendung von Materialien geringer
Kernladungszahl für
die Schichten 147 erreicht, vorzugsweise Messing, da Materialien
mit niederer Kernladungszahl K-Röntgenstrahlen
geringer Energie erzeugen, die durch die Platte 259 stark
abgeschwächt
werden können.
Zum Beispiel verringert eine Schicht aus 1 mm dickem Aluminium für die Platte 259 für gewöhnlich die
K- Röntgenstrahlenintensität von Messing
um etwa 99,9%, während
sie relativ durchlässig
für die
Röntgenstrahlen
höherer
Energie des Bündelstrahls 100 sind.
Messing ist daher vom Standpunkt des Stoppens der K-Röntgenstrahlen
ein besseres Material für
die Schichten 147, stellt aber selbst eine unangemessene
Dämpfung
der Röntgenstrahlen
bereit, die von dem Ziel 50 ausgesendet werden, die nicht
durch die Kollimatoröffnung 140 hindurchgehen.
Daher umfassen Kollimatorschichten 147 vorzugsweise eine
Kombination von Materialien, wobei sich Materialien mit höherer Kernladungszahl,
wie Wolfram, Blei oder Molybdän,
an der Seite des Kollimatorgitters 90 befinden, die dem Ziel 50 am
nächsten
ist, und Material niederer Kernladungszahl, wie Messing, an der
Seite die dem abzubildenden Objekt 80 am nächsten ist.
Gegenwärtig
bevorzugt ist eine Kombination aus Molybdän und Messing, die für eine hohe
Kollimatorgittereffizienz sorgt, während K-Röntgenstrahlen
geringer Energie erzeugt werden, die durch die Platte 259 stark
abgeschwächt
werden.
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Die Öffnungen 140 des Kollimatorgitters 90 haben
vorzugsweise entweder einen runden oder quadratischen Querschnitt.
Es können
auch andere Formen verwendet werden, insbesondere sechseckige, obwohl die
Form der Öffnungslöcher vorzugsweise
mit der Form des Multidetektorarrays übereinstimmen sollte, da die Öffnungsform
die Form beeinflusst, zu der Röntgenstrahlen
zu divergieren neigen. Zum Beispiel neigt das gegenwärtig bevorzugteste,
runde Öffnungsloch
dazu, einen Röntgenstrahl
zu erzeugen, der zu einem kreisförmigen
Strahl am Multidetektorarray divergiert. Wenn daher runde Öffnungen
verwendet werden, ist das Multidetektorarray vorzugsweise kreisförmig, um
die Exposition und den Erfassungsbereich für die kreisförmigen Röntgenstrahlen
zu maximieren.
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Wenn quadratische Öffnungen 140 verwendet
werden, sollten sie vorzugsweise eine Dimension von 0,0381 cm (0,015
Zoll) mal 0,0381 cm haben, während
runde Öffnungen
vorzugsweise einen Durchmesser von 0,0381 cm (0,015 Zoll) haben.
Sowohl quadratische als auch runde Öffnungen ergeben eine Querschnittsfläche am Multidetektor 110,
die etwa 1/100 der Querschnittsfläche von Detektoren bekannter
Röntgenfluoroskope
ist. Die Querschnittsfläche
der Stirnfläche
des Multidetektorarrays 110 ist viel kleiner als jene in
bekannten herkömmlichen
Systemen. Infolgedessen verfehlen Röntgenstrahlen, die am Objekt
gestreut werden, das Multidetektorarray und neigen nicht zur Verschleierung
des Bildes, wie dies in herkömmlichen
Systemen der Fall ist, die für
gewöhnlich
Detektoren mit relativ großen
Oberflächen
verwenden.
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Die gegenwärtig bevorzugte Methode zur
Herstellung des Kollimatorgitters 90 ist photochemisches Fräsen oder Ätzen. Das
photochemische Ätzen
wird gegenwärtig
bevorzugt, da es kosteneffektiv und exakt ist. Gemäß einer
Ausführungsform
dieser Methode wird ein Satz von 50 Photomasken erzeugt, um Löcher oder
Zwischenräume
in 50 Dünnschichten
aus 0,0254 cm (0,010 Zoll) dickem Material zu ätzen. In einer anderen Ausführungsform
wird ein Satz von 100 Photomasken erzeugt, um Löcher oder Zwischenräume in jede Seite
der 50 Dünnschichten
aus 0,0254 cm (0,010 Zoll) dickem Material zu ätzen. Die geätzten Schichten
werden dann vorzugsweise gestapelt, ausgerichtet und zusammengehalten,
um eine Gitteranordnung mit mehreren abgestuften Öffnungen
zu erzeugen, von welchen jede ein vorbestimmtes Winkelverhältnis in
Bezug auf die Schichten hat. 3A zeigt
eine Ausführungsform
des bevorzugten Kollimatorgitters 90. Diese Variation enthält eine
Reihe Röntgenstrahlen
absorbierender Schichten 147 mit einzelnen Öffnungen
mit konstantem Querschnitt (der Querschnitt muss jedoch nicht konstant
sein). Die erhaltene Öffnung 140 hat
eine abgestufte Form, wie dargestellt, während der Röntgenbündelstrahl 100 zu
dem Multidetektorarray 110 hindurchgehen kann. Die Variation,
die in 3B dargestellt
ist, ist jener, die in 3A dargestellt
dahingehend ziemlich ähnlich,
dass die einzelnen Öffnungen,
die in den Röntgenstrahlen
absorbierenden Schichten 148 gebildet sind, selbst abgestuft
sind. Diese abgestuften Öffnungen
können
durch Fräsen
oder chemisches Ätzen
von jeder Seite der Schicht 148 mit einem leichten Versatz,
wie zuvor beschrieben, hergestellt werden, so dass die dargestellte
Form erhalten wird. Die Form von 3B ist
besonders erwünscht,
da weniger Röntgenenergie
in den abgestuften Öffnungen 140 des
Kollimatorgitters 90 absorbiert werden muss und folglich
der Röntgenstrahlfluss
am Rand des Röntgenstrahls 100 nicht
so stark wie in der in 3A dargestellten
Variation abgeschwächt
wird. Röntgenstrahlen
sind im Allgemeinen durch die Rauheit der Kanäle auf Grund der abgestuften Oberfläche nicht
beeinträchtigt,
und selbst wenn sie in der Öffnung
gestreut werden, beeinträchtigt
die Streuung den erhaltenen Strahl nicht messbar. Die abgestuften Öffnungen,
die in 3A und 3B dargestellt sind, können auch
zur Steuerung der K-Röntgenstrahlenintensität nützlich sein,
wie im U.S. Patent 2,638,554, erteilt an Bartow et al., mit dem
Titel "Directivity
Control of X-rays",
besprochen ist.
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4 zeigt
eine bevorzugte Methode für
den Zusammenbau der bevorzugten Kollimatorgitteranordnung 90 aus
geätzten
Schichten 91. Vorzugsweise werden 50 geätzte Schichten 91 jeweils
mit Ausrichtungslöchern
oder Ausrichtungsöffnungen 94 bereitgestellt.
Ausrichtungsstifte 95 werden in jede Ausrichtungsöffnung 94 gesetzt,
um die geätzten
Schichten 91 auszurichten. Die zusammengefügten Schichten 91 und
Stifte 95 werden in einen Aluminiumring 359 gelegt.
Der Aluminiumring 359 ist mit einem Vakuumanschluss 370 versehen,
der nach dem Zusammenfügen
mit einer Abschnürung 375 verschlossen
werden kann. Eine Aluminiumschicht 365, die vorzugsweise
0,1 cm dick ist, wird mit Vakuumklebstoff an eine obere Oberfläche 380 des Ringes 359 gebunden
und versiegelt. Eine Aluminiumschicht 360 wird ebenso an
eine untere Oberfläche 385 des
Ringes 359 gebunden. Dann wird ein Teilvakuum durch den
Anschluss 370 gezogen und der Anschluss 370 wird
dann an der Abschnürung 375 verschlossen.
Das Teilvakuum bewirkt, dass die Aluminiumschichten 360 und 365,
die relativ Röntgenstrahlen
durchlässig
sind, eine Klemmwirkung bereitstellen, die dazu neigt, die geätzten Schichten 91 zusammen
und in Ausrichtung zu halten, um ein Kollimatorgitter 90 zu
bilden. Die gegenwärtig
bevorzugte Toleranz für
den Mitte-zu-Mitte-Abstand der Öffnung
ist ±0,00127
cm (0,0005 Zoll) ohne kumulativen Fehle. Die gegenwärtig bevorzugte
Toleranz für
die Öffnungsgröße ist ±0,00254
cm (0,001 Zoll). Für
ein leichteres Zusammenfügen
können
die Durchmesser von Öffnungen
in jeder zweiten Schicht größer als
der Durchmesser an der Ausgangsfläche des Kollimators gebildet
werden. Somit muss nur jede zweite Schicht sorgfältig ausgerichtet werden. Das
Material, das für
die Schichten 91 verwendet wird, kann, wie zuvor besprochen,
Molybdän,
Messing, Blei, Kupfer, Wolfram, Tantal, Gold oder eine Kombination
derselben sein. Molybdän
ist ein bevorzugtes Material zur Verwendung in den Schichten 91,
aber bevorzugter ist gegenwärtig eine
Kombination aus Molybdän
und Messing.
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In einer anderen Methode zur Herstellung
des Kollimatorgitters 90 werden die Ausrichtungslöcher 94 gemeinsam
mit den Öffnungen 140 geätzt. Aufgrund
des Unterschiedes zwischen den Größen der Öffnungen 140 und der
Ausrichtungslöcher 94 tritt
jedoch eine Unterätzung
der Öffnungen 140 auf,
da die Zeit zum Ätzen durch
die Zeit bestimmt wird, die notwendig ist, um die großen Löcher zu ätzen. In
einer gegenwärtig
bevorzugten alternativen Methode werden Führungsausrichtungslöcher, die
kleiner als die Endgröße der Ausrichtungsstifte
sind, in die Schichten 91 geätzt. Die geätzten Schichten 91 werden
dann einem zusätzlichen
Verfahren unterzogen, wie Ausräumen,
um die Führungsausrichtungslöcher auf
den gewünschten
Durchmesser zu vergrößern. Die
fertigen Schichten werden ausgerichtet und zusammengeklemmt, wie
zuvor beschrieben wurde.
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Mehr Einzelheiten der bevorzugten
Röntgenstrahlquelle 10 sind
in 5 und 6 dargestellt. Ein gittergesteuerter
Elektronenstrahler 185 ist vorzugsweise gegenüber der
Stirnfläche
der Röntgenröhre 10 angeordnet
und wird bei einem Potenzial zwischen -70 kV bis –120 kV betrieben. Der Elektronenstrahl 40,
der aus dem Elektronenstrahler 185 austritt, kann in seiner
Amplitude gesteuert und rasch auf Null verringert werden, indem eine
geeignete Spannung an ein Steuergitter 182 angelegt wird.
Das geerdete Ziel 50 ist vorzugsweise an der Stirnfläche der
Röhre angeordnet,
und der Elektronenstrahl 40 wird vorzugsweise von dem Elektronenstrahler 185 zu
dem Ziel 50 emittiert. Eine geerdete Anode 186 ist
vorzugsweise nahe dem Elektronenstrahler 185 angeordnet
und enthält
eine Öffnung 187 in
ihrer Mitte für
den Elektronenstrahl 40, um die Elektronen zu beschleunigen,
wenn sie hindurchgehen. Der divergente Elektronenstrahl 40 wird
zu der Anode 186 beschleunigt und geht durch die Öffnung 187.
Eine Linse mit magnetischer Fokussierung 188, vorzugsweise
mit fester Vergrößerung,
veranlasst, dass der Elektronenstrahl 40 konvergent wird,
so dass er auf das Ziel 50 am Brennfleck 60 auftrifft.
Der Brennfleck 60 hat vorzugsweise einen Durchmesser von
0,3 mm. Verschiedene Ströme,
die in den Spulen des magnetischen Ablenkbügels 20 strömen, lenken
den Elektronenstrahl 40 vorzugsweise so, dass der Brennfleck 60 sich über die
Oberfläche
des Ziels 50 in dem zuvor erwähnten bevorzugten Serpentinenmuster
bewegt. Eine dynamische Fokussierspule 183 wird durch einen
Strom erregt, der synchron mit dem variierenden Strom in dem Ablenkbügel 20 variiert,
um den bevorzugten Durchmesser von 0,3 mm für den Brennfleck 60 aufrechtzuerhalten,
wenn der Elektronenstrahl 40 über die Oberfläche des
Ziels 50 streicht. Die Röhre ist vorzugsweise so hergestellt,
dass sie eine Überstreichungsfläche mit
25,4 cm (10 Zoll) Durchmesser hat, so dass sie der kreisförmigen aktiven
Fläche
des Kollimatorgitters 90 entspricht. Der Elektronenstrahl 40 schneidet
das Ziel 50 in einem Winkel von bis zu etwa 30° an den Rändern der
kreisförmigen
aktiven Flächen. Wenn
die Röntgenstrahlquelle 10 benutzt
wird, lässt
nicht mehr als eine Öffnung 140 (möglicherweise
zwei für Stereo)
des Kollimatorgitters 90 einen Röntgenbündelstrahl 100 zu
einem bestimmten Moment durch. Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform
kann der Elektronenstrahl 40 durch Anlegen eines kurzen
Anstiegsspannungsimpulses an das Steuerungsgitter 182 abgeschaltet
werden, wenn der Brennfleck 60 nicht direkt vor einer Öffnung 140 angeordnet
ist. So kann die Röntgenröhre effektiv
in einem Abtastimpulsmodus betrieben werden, um den Leistungsverbrauch
etwa 25% und die Erwärmung
des Ziels 50 zu senken.
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Unter Bezugnahme auf 6 ist eine Querschnittsansicht des vorderen
Abschnittes der bevorzugten Röntgenstrahlquelle 10 dargestellt.
Das Innere der Röntgenstrahlquelle 10 wird
bei einem Vakuum gehalten. Das Ziel 50 besteht, wie zuvor
besprochen, aus einem geeigneten Zielmaterial, das auf einem Berylliumzielträger 53 abgeschieden
ist, der 0,5 cm dick ist. Vor dem Berylliumzielträger 53 befindet
sich ein Kühlmantel 54, der
vorzugsweise 0,2 cm dick ist und zum Führen von Wasser, Druckluft
oder vorzugsweise FluorinertTM ausgebildet
sein kann. Aluminiumgitterträger 360 und 365 sind
vorzugsweise jeweils 0,1 cm dick und helfen, das Kollimatorgitter 90 zu
stützen,
das vorzugsweise 1,27 cm (0,5 Zoll) dick ist. Die Aluminiumgitterträger 360 und 365 bilden
gemeinsam mit dem Berylliumzielträger 53 und dem Kühlmittel
im Kühlmantel 54 vorzugsweise
ein Röntgenfilter,
das energiearme Röntgenstrahlen
herausfiltert. Die gegenwärtig
bevorzugte Röntgenstrahlquelle
ist ausführlicher
in der gleichzeitig anhängigen
Patentanmeldung, Seriennr. [lakune], beschrieben.
-
Stereoskopische
Röntgenabbildung
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Unter Bezugnahme nun auf 7 kann ein Kollimatorgitter
mit mehr als einem Brennpunkt bereitgestellt werden, so dass stereoskopische
Röntgenbilder
erhalten werden können.
Wenn zum Beispiel die Achsen 101 der Röntgenbündelstrahlen 100,
die den Öffnungsachsen
jeder zweiten Reihe von Öffnungen 140a im
Gitter 90 entsprechen, auf den Brennpunkt F1 in der Mitte
des Multidetektorarrays 92 gerichtet sind, und die Öffnungsachsen
der übrigen Öffnungen
auf den Brennpunkt F2 in der Mitte des Multidetektorarrays 93 gerichtet sind,
können
die Öffnungen
in einem Raster oder Serpentinenmuster abgetastet werden und eine "Linie" von Daten von dem
ersten Multidetektorarray und eine Linie von Daten von dem zweiten
Multidetektorarray erzeugen. Durch Wiederholen dieses Vorganges
ist es möglich,
zwei vollständige,
aus zwei verschiedenen Winkeln betrachtete Bilder aufzubauen, und
diese dadurch mit herkömmlichen
stereoskopischen Bildanzeigesystemen anzuzeigen, um ein stereoskopisches
Röntgenbild
zu erhalten.
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3C zeigt,
wie eine solches stereoskopisches Kollimatorgitter aus Schichten 147 aus
Röntgenstrahlen
absorbierendem Material konstruiert werden kann. In dieser Ausführungsform
können Öffnungen 140A, 140B von
einer gemeinsamen ersten Öffnung 140 divergieren,
um ein "V" zu bilden, wie dargestellt,
wodurch getrennte Pfade entlang der "Schenkel" des "V" für Röntgenbündelstrahlen 100A, 100B bereitgestellt werden.
Es ist jedoch nicht notwendig, dass die Öffnungen 140A, 140B von
einer gemeinsamen Öffnung
divergieren, wie dargestellt, sondern ein Vorteil der "V"-förmigen Öffnung,
bei welcher die Röntgenstrahlen
an der gemeinsamen Öffnung
oder dem Scheitel des "V" eintreten, ist,
dass beide Multidetektorarrays 92 und 93 gleichzeitig
beleuchtet werden, wobei das "V" als Röntgenstrahlenteiler
dient, wobei einige der Röntgenstrahlen
zu dem Multidetektorarray 92 gehen und einige zu dem Multidetektorarray 93.
Dadurch wird die Leistung, die für
den Strahlstrom erforderlich ist, um 50% gesenkt.
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Zusätzlich kann das System so konstruiert
sein, dass die gemeinsamen benachbarten Löcher in der ersten Schicht
gemeinsame Löcher
in der letzten Schicht oder in den letzten zwei Schichten teilen,
wie in 3D dargestellt
ist.
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Das Multidetektorarray
-
Um Auflösungen von mehreren Linienpaaren
pro Millimeter oder mehr in der Objektebene zu erreichen, die in
einigen medizinischen Anwendungen erforderlich sind, wird das räumliche
Auflösungslimit
in bekannten Umkehrgeometriesystemen weitgehend durch die Größe des einzelnen,
nicht segmentierten Detektors bestimmt. Allgemein gesagt, ein kleiner,
nicht segmentierter Detektor kann eine hohe räumliche Auflösung bereitstellen,
während
ein großer,
nicht segmentierter Detektor einen hohen elektronenoptischen Wirkungsgrad
bereitstellt. Zum Teil war es dieser Kompromiss, der in der Entwicklung
von Röntgenabbildungssystemen geringer
Dosierung ein Problem war. Andere Faktoren waren die Unfähigkeit,
einen geeigneten Kollimator herzustellen und der Mangel an einem
hocheffizienten Röntgenszintillator,
der auch eine rasche Abklingzeit hat.
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Wenn ein solcher Detektor klein ist,
um die Auflösung
zu erhöhen,
wird ein großer
Teil der Röntgenstrahlen, die
von dem Ziel 50 emittiert werden, von dem einzelnen Detektor 250 nicht
verwendet, wie in 8A dargestellt
ist, selbst wenn ein Kollimatorgitter 90 verwendet wird.
Dies ist im Prinzip so, wie industrielle Umkehrgeometrie-Röntgenabtastuntersuchungssysteme
konstruiert sind, wo die Dosis für
gewöhnlich
keine Überlegung
ist. Während
also die Größe eines
Detektors verringert werden kann, indem zum Beispiel eine Bleiunterlegscheibe
vor dem einzelnen Detektor 250 platziert und somit die
räumliche
Auflösung
erhöht
wird, müsste
die Röntgenstrahlintensität und/oder
Bestrahlungszeit erhöht
werden, um die Kontrastauflösung
beizubehalten.
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Durch Herstellen eines Multidetektorarrays
mit einer großen
Fläche,
die in mehrere kleinere Detektorarrayelemente unterteilt ist (z.
B. wie durch die Vorderansicht des Multidetektorarrays 110 in 9 dargestellt), wird eine
große
Erfassungsfläche
erreicht, während
gleichzeitig durch Bildrekonstruktionstechniken, die hierin beschrieben
sind, eine Bildauflösung
erhalten wird, die mit der Größe eines
einzigen kleinen Detektorelements vergleichbar ist, ohne die Röntgenstrahlintensität und/oder
Bestrahlungszeit zu erhöhen.
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Die Auflösung, die durch die einzelnen
Detektorelemente 160 definiert ist, wird durch Verteilen
und Summieren der Ausgänge
von den einzelnen Detektorelementen 160 in einen Speicherpuffer
aufrechterhalten, in dem jede Adresse, d. h., jedes Bildpixel, einer
spezifischen Stelle in der Objektebene 280 entspricht. Wenn
ein Elektronenstrahl 40 diskret über das Ziel 50 bewegt
wird, wobei die Fläche
hinter ausgewählten Öffnungen 140 des
Kollimatorgitters 90 beleuchtet wird, ändert sich die Adresse, zu
welcher der Ausgang eines bestimmten einzelnen Detektorelements 160 addiert
wird. Die Abbildungsgeometrie ist in 8B und 8C dargestellt. In 8B ist ein einzelner Röntgenstrahl
100 dargestellt,
sowie die Art, in der er Informationen für 5 Bildpixel erzeugt. Tatsächlich wird
der einzelne Röntgenbündelstrahl 100,
der aus der einzelnen Öffnung 141 austritt,
in Röntgenmikrostrahlen
geteilt, wobei die Anzahl erzeugter Röntgenmikrostrahlen der Anzahl
einzelner Detektorelemente 160 entspricht, die das Multidetektorarray 110 umfasst.
In dem in 8B dargestellten Fall
sind die Achsen von fünf
Röntgenmikrostrahlen 141a, 141b, 141c, 141d und 141e dargestellt.
In 8C sind die sequenziellen
Positionen der Achsen der Röntgenmikrostrahlen
von Röntgenbündelstrahlen 100,
die aus fünf
aufeinanderfolgenden Öffnungen 141 bis 145 austreten
und ein einziges Bildpixel ("image
Pixel" – IP) beleuchten,
dargestellt. Die Ausgänge
von den fünf
einzelnen Detektorelementen 161, 162, 163, 164 und 165, die
den Röntgenstrahlfluss
von den fünf
Röntgenmikrostrahlen 145a, 144b, 143c, 142d beziehungsweise 141e empfangen,
werden addiert, um die Luminanz für das einzelne Pixel IP zu
erhalten.
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Anders gesagt, der Ausgang für jedes
der einzelnen Detektorelemente 160 wird für eine spätere Summierung
in einem Bildpuffer an einer Speicheradresse gespeichert, die einer
sehr kleinen, spezifischen Region in der Objektebene 280,
z. B. einem einzelnen Bildpixel, entspricht.
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Daher ändert sich in einer Ausführungsform
die Speicheradresse im Speicher für den Ausgang jedes einzelnen
Detektorelements 160 mit der Position des Abtaströntgenstrahls 40 in
geordneter Weise, so dass jede Speicheradresse die Summe der Strahlung
enthält,
die durch ein spezifisches Bildpixel oder einen Fleck in der Objektebene 280 geht.
Auf diese Weise wird die räumliche
Auflösung
des Systems durch die Größe eines
einzigen einzelnen Detektorelements 160 bestimmt, während die
Kontrastauflösung
des Systems durch die Fläche
aller einzelnen Detektorelemente bestimmt wird, die das Multidetektorarray 110 umfasst.
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Ein zusätzlicher Vorteil dieser Multidetektorarray-Abbildungsgeometrie
ist, dass die Schärfentiefe
der Objektebene 280 eng definiert ist. Strukturen, die
davor oder dahinter liegen, verschwimmen (sind unscharf). Röntgenbündelstrahlen
von einer ersten Öffnung 141 und
einer zweiten Öffnung 142 sind
in 8D dargestellt,
wie sie durch eine Objektebene 280 mit einem Abstand S0 zu den Öffnungen 141, 142 gehen
und durch eine Ebene 281 mit einem Abstand S1 zu
den Öffnungen 141, 142 gehen,
wobei S1 > S0. Die Ringe stellen Bildpixel IP1 bis IP10 dar. Wie
sofort erkennbar ist, ist die Auflösung bei S1 geringer
als jene, die bei S0 verfügbar ist.
Dieses Merkmal sorgt für
eine bessere Lokalisierung und Visualisierung detaillierter Strukturen
in der Ebene von Interesse 280, während eine angemessene Schärfentiefe
bereitgestellt wird, die durch die Systemgeometrie verändert werden
kann.
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Das Multidetektorarray 110 der
gegenwärtig
bevorzugten Ausführungsform
umfasst 96 einzelne Detektorelemente 160, die in einem
pseudorunden Array quadratischer Szintillatorelemente mit einer
Seitenlänge von
0,135 cm angeordnet sind, die in einem Kreis mit einem Durchmesser
von 1,93 cm (0,72 Zoll) liegen. Diese Anzahl einzelner Detektorelemente
dient nur der Veranschaulichung. Das bevorzugte Multidetektorarray 13 wird
in der Folge in dem Abschnitt mit dem Titel "Echtzeitsensor" ausführlicher beschrieben.
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Die Detektorelemente
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Herkömmliche Bildverstärkertechnologie
hat für
gewöhnlich
grundlegende Einschränkungen,
welche die Empfindlichkeit eines Systems begrenzen. Eine der Aufgaben
der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines Abtaströntgenabbildungssystems,
das dazuführt,
dass das untersuchte Subjekt dem geringstmöglichen Maß an Röntgenstrahlen ausgesetzt wird,
während
zugleich eine Bildqualität
erreicht wird, die angemessen ist, um die Anforderungen des ausgeführten Verfahrens
zu erfüllen.
Dies bedeutet, dass das System, das zum Erfassen der Röntgenstrahlphotonen
verwendet wird, die aus dem Subjekt austreten, vorzugsweise den
höchstmöglichen
Quantenerfassungswirkungsgrad hat. Um dies zu erreichen, hat das
Szintillationsmaterial, das in den einzelnen Detektorelementen verwendet
wird, vorzugsweise eine Länge
in der Richtung, in der sich die Röntgenstrahlphotonen bewegen,
die ausreichend ist um sicherzustellen, dass keine Röntgenstrahlphotonen
aus dem Ende austreten, das den einfallenden Röntgenstrahlen gegenüberliegt,
d. h., die Röntgenstrahlphotonenenergie
sollte angemessen in dem Material verteilt sein, um den Ausgang
des Detektors zu maximieren.
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Es gibt mehrere Arten einzelner Detektorelemente,
die in dem hier beschriebenen Abtaströntgenabbildungssystem verwendet
werden können.
Jenes, das gegenwärtig
bevorzugt ist, umfasst einen Szintillator, in dem Röntgenstrahlphotonenenergie
in sichtbare Lichtenergie umgewandelt wird und die Lichtintensität dann durch
einen Photovervielfacher, eine Photodiode, eine CCD oder ähnliche
Vorrichtung in ein elektrisches Signal umgewandelt wird. Da die
Informationen von jeder Öffnung
in einem sehr kurzen Zeitraum erhalten werden müssen, sollte das szintillierende
Material sehr rasch ansprechen und eine minimale Nachleuchtzeit
haben. Nachleuchten ist das Phänomen,
dass der Szintillator weiterhin Licht aussendet, nachdem die Stimulierung einfallender
Röntgenstrahlen
geendet hat. Ein noch rascheres Ansprechen und noch kürzere Nachleuchtzeiten
sind erforderlich, wenn Röntgenstrahlintensitätsmessungen
unter Verwendung der bevorzugten Röntgenstrahlphotonenzähltechnik
erhalten werden.
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Kunststoffszintillatoren, wie organisch
beladenes Polystyrol, sind vom Standpunkt der Geschwindigkeit geeignet,
da sie die erforderlichen raschen Ansprech- und minimalen Nachleuchteigenschaften
aufweisen. Kunststoffszintillatoren haben jedoch einen relativ kleinen
Röntgenstrahlphotoneninteraktionsquerschnitt,
so dass ihre linearen Röntgenabsorptionskoeffizienten
auch einen kleinen Wert haben. Die Folge ist, dass eine beachtliche
Dicke erforderlich ist, um Röntgenstrahlphotonen
zu absorbieren. For 100 keV Röntgenstrahlen sollte
ein typischer Kunststoffszintillator etwa 28 cm (11 Zoll) dick sein,
um 99% der einfallenden Röntgenstrahlen
zu erfassen. Bevorzugtere Materialien sind gegenwärtig (in
der Reihenfolge der Präferenz):
(1) YSO (Zer-dotiertes Yttrium-oxyorthosilicat, erhältlich von
Airtron, Litton, Charlotte, NC); (2) LSO (Zer-dotiertes Lutetium-oxyorthosilicat,
erhältlich
von Schlumberger, Inc.); und (3) BGO (Wismuthgermanat, erhältlich von
Rexon Components, Inc, Beachwood, OH). YSO und LSO sind vorteilhaft,
da sie bei Raumtemperatur verwendet werden können. BGO muss auf etwa 100°C erwärmt werden,
um eine geeignete Lichtausgangsabklingperiode in der Größenordnung
von 50 Nanosekunden zu erreichen. Diese szintillierenden Materialien
müssen
nicht so lange wie der Kunststoffszintillator sein und stellen für gewöhnlich hohe
Quantenwirkungsgrade bereit, und vorzugsweise bei einer Länge von
mehreren Millimetern. Für
100 keV Röntgenstrahlen
ist die bevorzugte Länge
für 450
0,5 cm.
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Gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung umfasst das Multidetektorarray 110 an
seiner Eingangsstirnfläche
ein pseudorundes Array von 96 dicht gepackten Szintillatoren, das
zwei Reihen von 12 und zwei Spalten von 12 in seinen horizontalen
und vertikalen Mittelebenen enthält,
die mit einem Abstand von 91,4 cm (36 Zoll), und vorzugsweise 94,5
cm (37,2 Zoll) zu der Röntgenstrahlquelle 50 angeordnet
sind. (15). Ein quadratisches
5-mal-5- und ein quadratisches 3-x-3-Array werden ebenso in Betracht
gezogen wie auch ein nicht quadratisches Array von Szintillatoren,
wobei quadratische Querschnitte einen Kreis um die Mitte des Multidetektorarrays
füllen.
Wenn die Szintillatoren 170 parallele Seiten haben, können Röntgenstrahlen,
die nahe den Rändern
eintreten, auf die Szintillatorwände
treffen und zu einem benachbarten Szintillator eines angrenzenden
Detektorelements hindurchgehen, wodurch das Detektorelement veranlasst
wird, einen Ausgang zu erzeugen, der anscheinend von der falschen
räumlichen
Position im Subjekt stammt, mit einer daraus folgenden Verschlechterung
der Bildqualität.
Dieses Problem wird durch Platzieren von Abschirmmaterialien zwischen
den benachbarten Szintillatoren behoben. Während einige Röntgenstrahlphotonen
auf Grund der verwendeten Bildrekonstruktionsmethode verloren gehen,
da sie kein Lichtphoton erzeugen können, wird das erhaltene Bild
nicht in einem wesentlichen Ausmaß beeinträchtigt.
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Unter Bezugnahme nun auf 10 steht gemäß einer
gegenwärtig
bevorzugten Ausführungsform
des Detektorelements 160 jedes Szintillatorelement 170 vorzugsweise
mit einem Lichtleiter oder faseroptischen Koppler 180 in
Kontakt, der jedes Szintillatorelement 170 optisch mit
einer entsprechenden Photovervielfacherröhre 190 oder einem
Festkörperdetektor
koppelt. Vorzugsweise wird ein Kopplungsöl zwischen jedem Ende des faseroptischen
Kopplers verwendet um für
eine gute Übertragung
an den Schnittstellen zu sorgen. Als Alternative können Szintillatoren 170 in
unmittelbarer physischer Nähe
zu ihren entsprechenden Photodetektoren angeordnet sein, so dass
der faseroptische Koppler entfällt.
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11 zeigt
eine alternative Konfiguration eines Detektorelements 160 ohne
den optischen Koppler. Eine für
Röntgenstrahlen
undurchlässige
Schicht 200 mit Öffnungen 210,
die jedem Detektorelement 160 entsprechen, ist vor dem
Multidetektorarray 110 angeordnet. Jedes Detektorelement 160 ist
in einem lichtdichten Gehäuse 220 eingeschlossen,
das auch Röntgenstrahlen
undurchlässig
sein kann. Ein lichtblockierendes Fenster 230, das vorzugsweise
aus Aluminiumdünnblech
besteht, ist an der Vorderseite des lichtdichten Gehäuses 220 angeordnet.
Das lichtblockierende Fenster 230 ist für Röntgenstrahlen durchlässig. Innerhalb
des lichtdichten Gehäuses 220 befindet
sich ein Szintillatorelement 170 in unmittelbarer Nähe zu einer
Photovervielfacherröhre 190,
die vorzugsweise elektrisch an einen Vorverstärker 240 gekoppelt
ist.
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Als Alternative könnten Szintillatoren in direktem
oder engem Kontakt mit einem Array von Photodioden, Phototransistoren
oder ladungsgekoppelten Vorrichtungen ("charge coupled devices" – CCDs) angeordnet werden,
um einen robusten und kompakten Detektor zu erhalten. Wenn Festkörpervorrichtungen,
insbesondere CCDs, verwendet werden, kann eine Kühlung, wie mit einem Peltierartigen
Kühler
oder dergleichen, verwendet werden, um das Signal-Rausch-Verhältnis der
Vorrichtung zu erhöhen.
Als Alternative könnte
das Szintillatorarray in direktem oder engem Kontakt mit einer oder
mehreren positionsempfindlichen Photovervielfacherröhren platziert
werden, die ein Ausgangssignal bereitstellen, das die Positionskoordinaten
der Lichtquelle wie auch ihre Amplitude identifiziert.
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Gemäß einer gegenwärtig bevorzugten
Ausführungsform
sind die Szintillatoren an 5 Seiten mit Aluminium beschichtet, das
vorzugsweise durch in vacuo Verdampfung aufgebracht wird. Die unbeschichtete
Seite ist jene, von welcher das Szintillationslicht zu einem Lichtdetektor
austritt. In einer alternativen Ausführungsform sind die Szintillatoren
an 5 Seiten mit Titandioxidfarbe beschichtet. In diesen beiden Ausführungsformen reflektieren
die Beschichtungen das Szintillationslicht im Inneren des Szintillatorkristalls,
so dass es am Austreten gehindert wird, außer an der unbeschichteten
Seite, wodurch eine hohe Lichtübertragungseffizienz
zum Lichtdetektormittel bereitgestellt wird, das optisch an die
unbeschichtete Seite gekoppelt ist.
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Röntgenstrahlphotonen,
die auf einen Szintillator 170 treffen, sollten zu dem
fertigen Röntgenbild
mit der räumlichen
Positionsreferenz beitragen, die der Position nur dieses einen Szintillators
entspricht. Licht- oder Röntgenstrahlen,
die auf einen Szintillator treffen, der in benachbarten Szintillatoren
koppelt, können
eine Verschlechterung der Bildqualität verursachen. Eine solche
Kreuzkopplung zwischen Szintillatoren kann durch einige oder alle
der folgenden Mechanismen verursacht werden: direkte Lichtübertragung,
gestreute, einfallende Röntgenstrahlen,
Röntgenstrahlen,
die nahe der Szintillatorkante eintreten, die einen Einfallswinkel
größer Null
haben, und fluoreszierende Röntgenstrahlen,
die innerhalb des Szintillatormaterials erzeugt werden. Dieses Problem
wird vorzugsweise durch Anordnen von Trennwänden 171 zwischen
benachbarten Szintillatoren gelöst,
die aus einem Material bestehen, das Licht undurchlässig ist
und Röntgenstrahlen
deutlich abschwächt. Ein
Beispiel einer bevorzugten Positionierung der Trennwände 171 ist
in 12 dargestellt.
Während
der elektronenoptische Röntgenwirkungsgrad
durch die finite Dicke der Trennwände 171 verringert
sein kann, die einige Röntgenstrahlphotonen
auffängt,
wird die Qualität
des fertigen Röntgenbildes
nicht in einem wesentlichen Ausmaß beeinträchtigt. Bevorzugte Materialien
für die
Trennwände 171 sind
jene mit einer hohen Kernladungszahl, wie Gold, Platin, Tantal,
Wolfram oder Blei. In der bevorzugten Ausführungsform, die in der Folge ausführlicher
beschrieben wird, ist das Trennwandmaterial Wolfram beladenes Epoxid.
Die Dicke der Trennwände 171 liegt
vorzugsweise im Bereich von 0,005 cm (0,002 Zoll) bis 0,013 cm (0,005
Zoll). Die Wahl der Dicke und des Materials für die Trennwände 171 ist
bis zu einem gewissen Grad von der Wahl des Szintillatormaterials
abhängig.
Die vorherrschenden fluorszierenden Röntgenstrahlen von YSO werden
mit einer Energie von etwa 15 keV emittiert und werden durch die
Trennwände
am unteren Ende des genannten Dickenbereichs angemessen gestoppt,
während
die vorherrschenden Röntgenstrahlen
von LSO eine Energie von etwa 54 keV haben und eine größere Trennwanddicke
erforderlich ist.
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Die Fläche der kreisförmigen aktiven
Fläche
des Kollimatorgitters 90 ist vorzugsweise größer als
die Fläche
des Multidetektorarrays 110. Somit konvergieren die Achsen
der Röntgenbündelstrahlen 100,
die von den entsprechenden Öffnungen 140 des
Kollimatorgitters 90 emittiert werden, alle zu dem Multidetektorarray 110,
während
jeder einzelne Röntgenbündelstrahl 100 wie
ein Blitzlichtstrahl divergiert oder sich ausbreitet, so dass er
die Stirnfläche
des Multidetektorarrays 110 bedeckt.
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Bildrekonstruktion
-
Eine wichtige Entwicklung der vorliegenden
Erfindung betrifft die Anwendung eines Bildrekonstruktionssystems,
um qualitativ hochwertige Röntgenbilder
zu erhalten. Der Ausgang des Multidetektorarrays wird vorzugsweise
nicht direkt zu dem Luminanzeingang eines Videomonitors geleitet.
Statt dessen werden digitalisierte Intensitätsdaten für jedes Bildpixel in einer
diskreten Adresse in einem "Frame-Speicherpuffer" gespeichert. In
bestimmten Anwendungen kann mehr als ein solcher Puffer verwendet
werden. Auf Pixeladressen innerhalb des Puffers kann wahlfrei zugegriffen
werden und der Intensitätswert
kann mathematisch manipuliert werden. Diese Funktion findet in der
Anwendung verschiedener Bildverstärkungsalgorithmen Anwendung
und ermöglicht
eine Pixelzuordnung der Daten diskreter Segmente des Detektorarrays.
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Unter Bezugnahme auf 13 zeigt dieses Diagramm die Divergenz
eines einzigen Röntgenbündelstrahls 100 von
der Öffnung 140 zu
dem Multidetektorarray und wie er ein Objekt 80 (nicht
dargestellt) in der Objektebene 280 schneidet. Das Bildpixel 121 ist
nur eines der Bildpixel, welche die Röntgenbündelstrahlschnittfläche 122 der
Objektebene 280 bilden. Eine repräsentative Abtastung der Achsen 102 der
Röntgenmikrostrahlen,
die durch eine segmentierte Anordnung erzeugt wird, ist ebenso dargestellt.
In 13 ist ein Röntgenbündelstrahl 100 dargestellt,
der durch eine einzige Öffnung 140 des
Kollimatorgitters 90 emittiert wird. Der Röntgenbündelstrahl 100 divergiert,
wenn er aus der Öffnung 140 austritt,
und bildet einen Kegel, der beim Austritt aus der Öffnung einen
Querschnitt in der Größe der Öffnung hat,
und sobald er das Multidetektorarray 110 aus 96 Elementen
erreicht, einen Querschnitt aufweist, der die Szintillatoren der
Detektorelemente des Multidetektorarrays bedeckt. Das Multidetektorarray 110 aus
96 Elementen ist vorzugsweise so positioniert und konstruiert, dass
die Fläche
des Kegels des Röntgenstrahls 100 gerade
die Oberfläche
des Multidetektorarrays 160 bedeckt, wenn der Röntgenbündelstrahl 100 die
Fläche
des Multidetektorarrays schneidet.
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Wenn der Röntgenbündelstrahl 100 durch
ein Objekt 80 geht, werden Informationen über das
Objekt 80 von dem Multidetektorarray 110 als Röntgenstrahlintensitätswerte
erfasst. Da das Multidetektorarray 110 aus 96 separaten
Detektorelementen besteht, erfasst jedes Detektorelement 160 nur
den Intensitätswert
für den
bestimmten Röntgenmikrostrahl 101 eines
Segments des Röntgenbündelstrahls 100,
mit dem es schneidet. Die Querschnittsform und -fläche der
Röntgenmikrostrahlen
entspricht der Querschnittsfläche
und -form an der Eingangsfläche
der Detektorelemente. Wenn zum Beispiel die Eingangsflächen quadratisch
sind, hat der Röntgenmikrostrahl
einen quadratischen Querschnitt. Der Röntgenbündelstrahl 100, der
von jeder Öffnung 140 an
dem Kollimatorgitter 90 emittiert wird, erzeugt daher eine
Gruppe von 96 separaten oder diskreten Informationen (den Intensitätswert an
jedem Detektorelement) über
96 Flächen
des Objekts 80 in dem Pfad 122 des Röntgenbündelstrahls 100.
Die Intensitätsinformationen
von jedem der Röntgenmikrostrahlen
liefern Teilbildpixelinformationen, die dazu verwendet werden können, vollständige Bildpixelinformationen
für jedes
Bildpixel in einer gewünschten
Ebene des Objekts 80 zusammenzustellen.
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14 zeigt
die Achsen 102 aller Röntgenmikrostrahlen
von allen Öffnungen 140,
die ein einzige Bildpixel 121 in der Objektebene 280 schneiden,
während
sie sich zu dem Multidetektorarray 110 bewegen. Diese Bildpixelgruppe
von Röntgenmikrostrahlen
wird schließlich
zur Erzeugung eines Bildpixels auf einem Videomonitor verarbeitet.
In einer bevorzugten Ausführungsform
des Röntgenabtastsystems
erzeugen die Öffnungen 140 an
dem Kollimatorgitter 90 Röntgenbündelstrahlen 100 in
einem vorbestimmten Muster. Wenn die Röntgenbündelstrahlen 100 durch
ein Objekt gehen, schneiden Röntgenmikrostrahlen 101 von
benachbarten oder nahen Öffnungen
zum Beispiel an Punkt 121 (z. B. einem Bildpixel) in dem
Objekt. Die Intensität
jedes dieser Röntgenmikrostrahlen 101 von
diesen Röntgenbündelstrahlen 100 liefert,
nachdem sie durch das Objekt gegangen sind, Informationen über diese
Schnittpunkte im Objekt. In dieser bevorzugten Ausführungsform kann
daher jeder Schnittpunkt an dem Objekt als einzelnes "Bildpixel" 121 betrachtet
werden. Gemäß den Techniken,
die hierin ausführlicher
erklärt
werden, ist jedes Bildpixel 121 vorzugsweise mathematisch
aus den Intensitätsinformationen
der separaten Röntgenmikrostrahlen 101 rekonstruiert,
die von den Detektorelementen 160 für jeden der emittierten Röntgenbündelstrahlen 100 von
zum Beispiel der Bildpixelgruppe von Öffnungen erzeugt werden, die
Röntgenmikrostrahlen
erzeugen, deren Achsen durch das Objekt an diesem Punkt, Bildpixel 121,
gehen.
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Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung bestünde
das Ausgangsbild vorzugsweise aus bis zu etwa 250 000 Pixeln, die
in 500 Reihen und 500 Spalten angeordnet sind. Für das folgende erklärende Beispiel
wird angenommen, dass die Abtaströntgenstrahlquelle momentan
auf dem Punkt P zentriert ist, der in Reihe 100 und Spalte 100 des
Kollimatorgitters 90 angeordnet ist. In Bezug auf diese
Ausführungsform
wird ferner angenommen, dass das Detektorarray 110 aus
einer quadratischen 3-mal-3-Multidetektorarray 110 besteht,
die 9 Detektoren 179 (12)
enthält,
und dass jeder Detektor 179 so groß ist, dass er alle Röntgenemissionen,
die mit einem einzigen Bildpixel in Zusammenhang stehen, auffängt. Es
können natürlich andere
Arrayformen verwendet werden, als die hierin detailliert angeführten.
-
Die erhaltenen, vorzugsweise digitalisierten
Intensitätswerte
von den einzelnen Detektoren des Multidetektorarrays 110,
können
Pixelpufferadressen wie folgt zugeordnet werden:
Detektor 1 – Reihe
99, Spalte 99
Detektor 2 – Reihe 99, Spalte 100
Detektor 3 – Reihe
99, Spalte 101
Detektor 4 – Reihe 100, Spalte 99
Detektor 5 – Reihe
100, Spalte 100
Detektor 6 – Reihe 100, Spalte 101
Detektor 7 – Reihe
101, Spalte 99
Detektor 8 – Reihe 101, Spalte 100
Detektor 9 – Reihe
101, Spalte 101
-
In diesem Beispiel wird ein entsprechendes
Muster an Datenzuordnung wiederholt, während der Röntgenstrahl hinter allen Pixeln
vorbeiläuft.
-
In dem angezeigten Bild ist bei einem
Sub-Abtastverhältnis von
1 : 1 der numerische Wert jedes Bildpixels gleich der Summe von "n" Teilen, wobei "n" die
Anzahl von Detektoren 179 in dem Multidetektorarray 110 ist
(in diesem Beispiel, n = 9).
-
Wenn das Multidetektorarray 110 so
konstruiert ist, wie in diesem Beispiel, hat es gemeinsam mit der gewählten Bildrekonstruktionsmethode
die Wirkung, den Arbeitsabstand, bei dem ein optimaler Fokus erreicht wird,
zu fixieren und eine optimale Brennebene bereitzustellen, die bei
Abtastabbildungssystemen mit nicht segmentiertem Detektor nach dem
Stand der Technik nicht verfügbar
war.
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Die folgenden Parameter müssen bei
der Konstruktion des Multidetektorarrays berücksichtigt werden.
- 1. Die Größe und Form
des kollimierten Strahls von der Röntgenstrahlquelle (Ziel 50);
- 2. Der Abstand zwischen dem Ziel 50 und dem Multidetektorarray 110, "SD" (8);
- 3. Der Abstand zwischen der Quelle 50 und dem Mittelpunkt
des Objekts von Interesse 280, "SO";
- 4. Die gewünschte
Auflösung
oder Pixelgröße beim
Objekt von Interesse 80; und
- 5. In medizinischen Anwendungen muss die Gesamtfläche des
Multidetektorarrays 110 groß genug sein, um alle Röntgenstrahlen
in einem Röntgenbündelstrahl 100,
die von dem Kollimatorgitter 90 austreten, aufzufangen,
um eine Exposition des Patienten mit Röntgenstrahlung zu vermeiden,
die nicht zu dem Bild beiträgt.
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In einer bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung ist der Abstand zwischen dem Ziel 50 und
der Austrittsseite 260 des Kollimatorgitters 90 etwa
2,271 cm (0,894 Zoll) und insbesondere 2,54 cm (1,00 Zoll) siehe
(3 und 6). Die Öffnungen 140 sind
vorzugsweise rund, mit einem Durchmesser von 0,0381 cm (0,015 Zoll).
Wenn die Öffnungen
quadratisch sind, haben sie vorzugsweise eine Seitenlänge von
0,0381 cm. Die Fleckgröße des Elektronenstrahls
40 am Ziel 50 ist vorzugsweise etwa 0,0254 cm (0,010 Zoll)
im Durchmesser. Das Multidetektorarray 110 ist vorzugsweise
etwa 91,4 cm (36 Zoll) und insbesondere etwa 94,5 cm (37,2 Zoll)
vom Ziel 50 entfernt. Der bevorzugte Strahldivergenzwinkel
des Röntgenbündelstrahls 100 wird durch
2 ARCTAN((Fleckdurchmesser/2)/((Öffnungsbreite/2)
(Fleckdurchmesser/2))*(Fleckdurchmesser) berechnet. Der Durchmesser
des projizierten Röntgenbündelstrahls 100 ist
SD*TAN(Divergenzwinkel). Es wurde bestimmt, dass die bevorzugte
Größe des Multidetektorarrays 110 etwa
2,54 cm (1 Zoll) im Durchmesser für die bevorzugtere Ausführungsform
sein soll.
-
Wenn zum Beispiel bei einer Multidetektorarraygröße von 2,54
cm (1 Zoll) im Quadrat die abzubildende Objektebene 22,86 cm (9
Zoll) vom Ziel 50 entfernt ist und die gewünschte Bildpixelgröße 0,0508
cm (0,020 Zoll) an der Objektebene ist, und der Abstand von dem
Ziel 50 zu dem Multidetektorarray 91,4 cm (36 Zoll) ist, ist
die projizierte Größe von Bildpixeln
an der Detektorebene 270 (SD/SO)*Pixelgröße am Objekt
oder 0,2032 cm (0,080 Zoll). Die gewünschte Auflösung kann durch Dividieren
von 2,54 cm (1 Zoll) durch 0,2032 cm (0,080 Zoll) erhalten werden,
wodurch ein quadratisches Multidetektorarray mit 12 bis 13 Detektorelementen
an einer Seite erhalten wird. Andere Anordnungen sind möglich, abhängig von
den Umständen,
unter welchen die Erfindung verwendet werden soll.
-
Außerhalb der Ebene der optimalen
räumlichen
Auflösung,
SO (280 in 8D und 14) verschlechtert sich
die räumliche
Auflösung.
In einigen Anwendungen, wie der Abbildung des menschlichen Herzens,
kann eine verschlechterte räumliche
Auflösung
außerhalb
der Schärfentiefe
des Systems als vorteilhaft angesehen werden, da ein Verschwimmen
von Details außerhalb
der Fläche
von Interesse dazu tendieren kann, die Wahrnehmung von Details innerhalb
der Fläche
von Interesse zu verbessern.
-
Während
zuvor eine Reihe von Ausführungsformen
für verschiedene
Anordnungen der vorliegenden Erfindung besprochen wurden, dienen
die folgenden Beschreibungen zur Veranschaulichung eines gegenwärtig bevorzugten
Abtastabbildungssystems gemäß der vorliegenden
Erfindung:
-
-
-
Daher wurde eine Ausführungsform
des Abtastabbildungssystems, das ein Multidetektorarray enthält, dargestellt
und beschrieben, das gleichzeitig eine hohe Auflösung, hohe Empfindlichkeit
und geringe Röntgenstrahldosierung
für das
untersuchte Objekt bereitstellt. Das System ermöglicht auch, dass die optimale
Brennebene zwischen dem Ziel 50 und dem Multidetektorarray 110 verändert wird
und stellt eine effektive Arbeitsschärfentiefe bereit.
-
Sub-Abtasttechnik
-
Das Folgende bezieht sich auf eine
besonders bevorzugte Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, welche die Technik der Sub-Abtastung
verwendet, welche die Computerverarbeitungszusatzbelastung und den
Leistungsverbrauch das Abtastabbildungssystem verringert.
-
Standardvideoqualitätsbilder
verwenden für
gewöhnlich
640 × 480
Pixel und werden bei 30 Hz aktualisiert. Dies erfordert für gewöhnlich eine
Pixelabtastrate von etwa 12 Mhz. Die Positionierung des Hochspannungselektronenstrahls
der Röntgenröhre exakt
hinter 250 000 verschiedenen Öffnungen
bei dieser Rate erfordert für
gewöhnlich
eine hohe Präzision
und einen relativ hohen Leistungsverbrauch. Die Digitalisierung
von Signalen von einem großen
Array von Röntgenstrahldetektoren
bei einer 12 MHz Rate ist ähnlich
teuer und leistungsintensiv. Somit ist eine Verringerung der Pixelabtastrate
unter 12 Mhz ohne signifikante Verringerung der räumlichen
oder zeitlichen Auflösung
eines Abtastabbildungssystems zur Verringerung der anfänglichen Einheitskosten,
der Betriebskosten auf Grund des elektronischen Leistungsverbrauchs
und Kühlanforderungen
für die
Abwärme,
die durch Röntgenröhre erzeugt
wird, nützlich.
-
Daher wurde ein Verfahren zur Verringerung
der Pixelabtastrate bei gleichzeitiger Bereitstellung von im Prinzip
derselben räumlichen
und zeitliche Auflösung
entwickelt. Dieses Verfahren wird hierin als "Sub-Abtastung" bezeichnet und wird
am besten mit der hierin beschriebenen Ausführungsform des Abtastabbildungssystems
implementiert, obwohl es zur Verwendung mit anderen Konfigurationen
implementiert werden könnte. Vorteile
dieser Ausführungsform
umfassen einen geringeren Leistungsverbrauch und eine einfachere
Schaltung für
die Elektronenstrahlablenkung innerhalb der Röntgenröhre 10, verringerte
Herstellungskosten des Kollimatorgitters 90, verringerte
Komplexität
der Berechnungen, die zur Auflösung
eines Bildes des Objekts 80 notwendig sind, und andere
Vorteile, die für
den Fachmann offensichtlich sind.
-
Gemäß dieser Ausführungsform
wird ein Kollimatorgitter 90 mit einer Zahl von Öffnungen,
die geringer als die Zahl der gewünschten Bildpixel ist, konstruiert.
Mit anderen Worten, beim Sub-Abtasten ist das Verhältnis der
Anzahl von Öffnungen
("apertures" – AP) zu der Anzahl von Bildpixeln
("IP") kleiner Eins (Gesamt-AP/Gesamt-IP < 1). Vorzugsweise
APx = APy = 166
und nicht 500, obwohl andere Zahlen im Umfang der Erfindung liegen.
Der Vorteil dieser Verringerung vom rechnerischen Standpunkt wird
in der Folge offensichtlich. Vom Standpunkt der Herstellung betrachtet,
ist es eine viel einfachere Struktur, die hergestellt werden muss,
mit etwa einem Neuntel der Zahl von Öffnungen. Da dieses sub-abgetastete
System weniger Öffnungen benötigt als
ein voll abgetastetes System, ist es leichter, Gitter mit höheren Ablenkwinkeln
herzustellen (d. h., der Winkel, den die Öffnung in Bezug auf die Vorderfläche 260 des
Kollimatorgitters bildet), ohne dass die Probleme auftreten, dass Öffnungen 90 mit
benachbarten Öffnungen
interferieren. Dies ist besonders nützlich, wenn Stereogitter hergestellt
werden sollen, da benachbarte Öffnungen
in einem Stereogitter zu verschiedenen Detektorarrays gerichtet
sind und somit eine stärkere
physische Trennung benötigen
als Nicht-Stereogitter, um eine Öffnungsinterferenz
zu vermeiden.
-
In der gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform
haben die Öffnungen 140 des
Kollimatorgitters 90 vorzugsweise eine kreisförmige Anordnung
mit einer maximalen Dimension von APx Reihen
mal APy Spalten. Für rechnerische Zwecke wird
in der gegenwärtig
bevorzugten Ausführungsform
diese Anordnung als Rechteck mit den Dimensionen von APx Reihen
mal APy Spalten behandelt, wobei die Öffnungen
außerhalb
der kreisförmigen
Grenzen keine Informationen beitragen, d. h., niemals zum Hindurchlassen
von Röntgenbündelstrahlen 100 verwendet
werden.
-
Die Eingangsfläche der Detektorelemente 160 des
Multidetektorarrays 110 sind vorzugsweise auch in einem
kreisförmigen
Array einer maximalen Dimension von DETx Reihen
mal DETy Spalten angeordnet, wie in 15 dargestellt. Für rechnerische
Zwecke wird in der gegenwärtig
bevorzugten Ausführungsform
diese Anordnung als Rechteck von Detektorelementen 160 mit
den Dimensionen von DETx Reihen mal DETy Spalten behandelt, wobei die Detektoren
außerhalb
der kreisförmigen
Grenzen keine Informationen beitragen, d. h., immer "dunkel" oder nicht von Röntgenstrahlen
beleuchtet sind.
-
Die Pixelabtastrate wird durch Beleuchten
von weniger als allen Öffnungen 140 des
Kollimatorgitters verringert, wenn die Gesamtzahl von Öffnungen
gleich der Anzahl von Bildpixeln ist, d. h., durch Sub-Abtasten. Vorzugsweise
wird ein Kollimatorgitter ohne die nicht zu beleuchtenden Öffnungen
verwendet, z. B. enthält
das Kollimatorgitter die Anzahl von Öffnungen, die dem gewünschten Öffnung/Bildpixel-Verhältnis entsprechen.
In einem Kollimatorgitter 90 mit mehr Öffnungen als notwendig, um
das gewünschte Öffnung/Bildpixel-Verhältnis zu
erhalten, wird ein Bild unter Verwendung des Multidetektorarrays 110 gebildet,
indem nur die Kollimatorlöcher
in jeder Reihe und nur die Kollimatorlöcher in jeder Spalte beleuchtet
werden, die beleuchtet werden müssen,
um das gewünschte Öffnung/Bildpixel-Verhältnis zu
erreichen. So kann das Bild aus Bildpixelkacheln aufgebaut werden,
die der Anzahl von Detektorelementen in einer Reihe im Multidetektorarray 110 entsprechen, die
Informationen für
ein einziges Bildpixel (VDETx) liefern,
und der Anzahl von Detektorelementen in einer Spalte des Multidetektorarrays 110 entsprechen,
die Informationen für
dasselbe Bildpixel (VDETy) liefern, während der
Elektronenstrahl 40 über
das Ziel 50 streicht. Dies entspricht einem Sub-Abtastverhältnis von
(DETx × DETy/VDETx × VDETy) : 1, das sich für eine Nicht-Sub-Abtastung auf ein
Sub-Abtastverhältnis
von 1 : 1 verringert. Das Sub-Abtastverhältnis kann somit durch Ändern der
Anzahl virtueller Detektorelemente von DETx zu
VDETx in der x-Richtung (Reihen) und von
DETy zu VDETy in
der y-Richtung (Spalten) eingestellt werden. Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform
ergibt VDETx = VDETy =
4, wie in 36 dargestellt,
ein Bildpixel/Öffnung-Verhältnis von
(12 × 12/4 × 4) : 1,
d. h., 9 : 1.
-
Wenn ein 12 × 12 Detektor verwendet wird,
und das Sub-Abtastverhältnis 144
: 1 ist, wird das Bild aus mehreren nicht überlappenden Bildern hergestellt,
die im Prinzip, ähnlich
einem Photomosaik, "zusammengepastet" sind. Da reale Szintillatoren
und Detektoren für
gewöhnlich
nicht alle perfekt und identisch ansprechen, ist der Röntgenbündelstrahl 100 für gewöhnlich nicht
perfekt gleichmäßig, die Öffnungen
des Kollimatorgitters sind für
gewöhnlich
nicht alle exakt identisch mit identischen Flächen, und da ein kreisförmiger und
kein quadratischer Detektor in der bevorzugten Ausführungsform
verwendet wird, ist ein gewisses Maß an Überlappung äußerst erwünscht, um Nichtlinearität und Rauschen
des Detektors durch Durchschnittsbildung zu entfernen.
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Wenn das Sub-Abtastverhältnis geringer
als die Detektorgröße in Bildpixeln
ist (das heißt,
geringer als 144 : 1 in dieser Ausführungsform), wird das Bild
aus überlappenden "Kacheln" aufgebaut, die summiert
oder gemittelt werden. Wenn die Sub-Abtastungsverhältnisse
nicht "gerade" Vielfache der Detektorgröße (in Bildpixeln)
sind oder wenn das Multidetektorarray 110 nicht rechteckig
ist, wie in der bevorzugten Ausführungsform, werden
verschiedene Anzahlen von Abtastungen jedem Pixel hinzugefügt. Um ein
gleichförmigeres
Bild zu erhalten, werden die Werte von jedem der virtuellen Detektoren
normiert, wobei verschiedene Divisoren verwendet werden, um den
Durchschnitt aus den erhaltenen Werten zu bilden, um jedes Bildpixel
zu erzeugen.
-
In den folgenden Berechnungen stellt
VDETx den Sub-Abtastwert in der x-Richtung (Reihen)
dar und VDETy stellt den Sub-Abtastwert
in der y-Richtung (Spalten) dar. Wenn zum Beispiel VDETx =
VDETy = 12, gibt es keine Sub-Abtastung.
Auch wenn VDETx=VDETy=1,
sind in dieser Ausführungsform
die Pixeln gekachelt. Wenn jede dritte Öffnung des Kollimatorgitters 90,
das ein Array von 500 × 500 Öffnungen
hat, beleuchtet wird, werden 166 × 166 Öffnungen abgetastet, d. h.,
ein Drittel in der x-Richtung
und ein Drittel in der y-Richtung, wodurch die erhaltenen Daten
um einen Faktor 9 verringert werden, wobei mit dem 12 × 12 Detektor
ein Sub-Abtastverhältnis
von (12 × 12/4 × 4) : 1
oder 9 : 1 erhalten wird. Es ist zu beachten, dass wenn jederzeit nur
166 × 166 Öffnungen
verwendet werden, kein Bedarf an 500 × 500 Öffnungen besteht, und nur 166 × 166 in
dem Kollimatorgitter enthalten sein müssen.
-
Gemäß einer Ausführungsform
werden nur 1/9 der Öffnungen
in dem Kollimatorgitter (500 × 500 Öffnungen)
verwendet oder von dem Elektronenstrahl 40 beleuchtet,
um ein Bild zu erzeugen. Wenn die Frame-Rate konstant gehalten wird,
z. B. 30 Hz, wird die Anzahl von Elektronenstrahlschritten um 9
verringert, wie auch der Frequenzgang der Schaltung, die den Elektronenstrahl
antreibt. Die Anzahl von Abtastlinien wird um 1/3 verringert, so
dass die durchschnittliche horizontale Strahlgeschwindigkeit über das
Ziel um 1/3 verringert wird. Die Bildrekonstruktionspixelrate ist
dieselbe wie die Kollimatorgitteröffnungsrate (Rate, bei der Öffnungen
abgetastet oder beleuchtet werden), und wird auch um 1/9 verringert.
-
Gemäß dieser Ausführungsform,
in der das Kollimatorgitter 90 ein 500 × 500 Array von Öffnungen
enthält,
und das Multidetektorarray 112 ein 12 × 12 Array von Detektorelementen 160 enthält, die
so angeordnet sind, dass, wenn jede Öffnung beleuchtet ist, ein
Bildpixel/Öffnung-Verhältnis von
1 : 1 erreicht wird, ist die Anzahl von Detektorelementausgängen, die
zu jedem Bildpixel gemittelt wird, VDETx*VDETy. Wenn das Sub-Abtastverhältnis von
144 : 1 verwendet wird, wobei VDETx und
VDETy = 1, wird nur eine Digitalisiererabtastung für jedes
Bildpixel verwendet. Die Normierung der Detektorelementausgänge glättet Ungleichförmigkeiten
im Strahl, den Szintillatoren, den Detektoren und den Verstärkern. Das
Sub-Abtastverhältnis sollte
auf einen geeigneten Wert für
die vorherrschenden Bedingungen eingestellt sein, um eine annehmbare
Bildqualität
zu garantieren. Dies kann gemäß der Präferenz des
Benutzers für
die Bildqualität
und den Bedingungen, die von einer bestimmten Gruppe von Umständen geboten
werden, eingestellt werden.
-
M,N-Bildrekonstruktion
-
Eine alternativ bevorzugte Bildrekonstruktionsmethode
kann zum Rekonstruieren von Bildern entlang mehrerer Brennebenen
verwendet werden. Diese bevorzugte Bildrekonstruktionsmethode wird
als m,n-Bildrekonstruktion
bezeichnet. 67 zeigt
eine Querschnittsansicht durch ein zweidimensionales Array von regelmäßig beabstandeten
Röntgenstrahlquellen
und ein zweidimensionales Array von regelmäßig beabstandeten Detektoren.
Es wird festgehalten, dass es zahlreiche Ebenen parallel zu der
Quellenebene 271 und der Detektorebene 270 gibt,
wo mehrere Strahlen durch regelmäßig beabstandete
Punkte in der Ebene gehen. Diese Ebenen werden als Brennebenen oder
Bildebenen bezeichnet. Die regelmäßig beabstandeten Punkte werden als
Bildpixel bezeichnet. Jede Brenn- oder Bildebene umfasst Merkmale,
die sich von anderen Brennebenen unterscheiden, einschließlich des
Abstandes von der Quelle, der Abstandes der Bildpixel und der Größe der Bildebene.
Gemäß der vorliegenden
Erfindung wird ein Verfahren zum Rekonstruieren jeder dieser Bildebenen bereitgestellt.
-
Zur Veranschaulichung einer Ausführungsform
dieses Verfahrens wird ein Array von Quellen, vorzugsweise ein rechteckiges
Array von SOURCEx mal SOURCEy Quellen
mit einer Teilung λs sowohl in x- als auch y-Richtung mit einem
Array von Detektoren, vorzugsweise einem rechteckigen Array von
DETx mal DETy Detektoren
mit einer Teilung λd sowohl in x- als auch y-Richtung verwendet.
Jede Quelle erzeugt einen Röntgenbündelstrahl 100,
der alle Detektoren im Array beleuchtet. Jeder Röntgenbündelstrahl 100 ist
daher in ein Array von Röntgenmikrostrahlen
segmentiert, mit einem Röntgenmikrostrahl
pro Detektor. In diesem Beispiel sind DETx*DETy Mikrostrahlen pro Bündelstrahl und SOURCEx*SOURCEy Bündelstrahlen
für insgesamt
DETx*DETy* SOURCEx*SOURCEy Mikrostrahlen
vorhanden.
-
INTENSITY (i, j, k, l) ist die Intensität der Röntgenstrahlbeleuchtung,
die am Detektor DET (i, j) erfasst wird, wenn die Quelle SOURCE
(k, l) beleuchtet wird. Für
dieses Beispiel ist i = [1, DETx], j = [1,
DETy], k = [1, SOURCEx]
und 1 = [1, SOURCEy].
-
Jede Brennebene kann durch ein Paar
natürlicher
Zahlen (ganze Zahlen ≥ 1)
m und n beschrieben werden, wobei m*λ
d und
n*λ
s die Grundlinienlänge der gleichen Dreiecke sind,
wie in
68 dargestellt,
welche die Position der Brennebene bestimmen. Für dieses Beispiel ist Z
d gleich dem Abstand von der Quelle zum Detektor,
während
Z
fp gleich dem Abstand von der Quelle zur
Brennebene ist. Daher kann der Abstand Z
fp von der
Quellenebene
271 zu einer bestimmten Brenn- oder Bildebene,
die durch die Werte m, n beschrieben wird, wie folgt dargestellt
werden:
-
Gemäß diesem Verfahren kann die
Rekonstruktion eines Bildes auf einer bestimmten Brennebene m, n
durch Bildung des zweidimensionalen Arrays IMAGEm,n durch
Summieren jedes Werte INTENSITY(i,j,k,l) zu dem jeweiligen Bildpixel
IMAGEm,n (i*n + k*m, j*n + l*m) durchgeführt werden.
-
Die maximalen x- und y-Indizes des
Arrays IMAGEm,n können ausgedrückt werden
als: DETx*n + SOURCEx*m
und DETy*n + SOURCEy*m.
-
Für
die besonderen Parameter dieser Ausführungsform sind nicht alle
Werte der natürlichen
Zahlen m und n geeignet. Wenn zum Beispiel m und n einen gemeinsamen
Faktor haben (z. B. m = 6, n = 2), wird das Array IMAGEn,m schwach
gefüllt.
Das Bild, das unter Verwendung von m = 6, n = 2 rekonstruiert wird,
ist gleich dem Bild, das unter Verwendung von m = 3, n = 1 rekonstruiert
wird. Obwohl das Array IMAGE6,2 vier mal
so viele Elemente hat wie IMAGE3,1, ist
nur ein Viertel der Elemente in IMAGE6,2 ungleich
Null. Bei Entfernung aller Null-Reihen und -Spalten in IMAGE6,2 wird IMAGE3,1 erhalten.
-
Unter Bezugnahme auf 68 wird in diesem Beispiel auch festgestellt,
dass z. B. ein Verdoppeln oder Verdreifachen beider Grundlinien
der gleichen Dreiecke die Position der erhaltenen Brennebene nicht verändert.
-
Das Rastermaß der Bildpixel an der Brennebene λ
fp kann
wie folgt ausgedrückt
werden:
-
Unter Bezugnahme auf
68 wird festgestellt, dass jeder m-te
Detektor in x- und y-Richtung zum Rekonstruieren eines bestimmten
Bildpixels verwendet wird. Daher gibt es im Durchschnitt DET
x*DET
y/m
2 Mikrostrahlen
pro Bildpixel. Da die Gesamtanzahl an Mikrostrahlen in diesem Beispiel
DET
x*DET
y*SOURCE
x*SOURCE
y ist, kann
die Anzahl von Bildpixeln wie folgt ausgedrückt werden:
-
Auf Grund der teilweisen Bildrekonstruktion
um den Umfang des Bildes ist die Anzahl voll rekonstruierter Bildpixel
etwas geringer als die oben genannte Zahl und die Gesamtzahl vollständig und
teilweise rekonstruierter Bildpixel ist etwas höher als die oben genannte Zahl.
-
Wenn in diesem Beispiel die Größe des Quellenarrays
SOURCE
x*λ
s mal SOURCE
y*λ
s ist,
kann die Größe des Bildfeldes
(in der Brennebene) wie folgt ausgedrückt werden:
-
Die m, n Bildrekonstruktionsmethode
ist flexibler als die zuvor beschriebenen Rekonstruktionsmethoden.
Wie 67 zeigt, kann
eine m, n Bildrekonstruktion eine Reihe von Brennebenen an zahlreichen
Positionen zwischen der Quellen- und Detektorebene erzeugen. Viele
der Brennebenen haben einen kleinen Abstand zwischen Bildpixeln,
die zur Erzeugung von Bildern mit hoher räumlicher Auflösung verwendet
werden können.
-
Die Möglichkeit, eine Reihe von Brennebenen
zu rekonstruieren, kann dazu verwendet werden, die Brennebene in
Bezug auf die Quelle und den Detektor zu bewegen, indem einfach
eine geeignete Bildebene nahe der Region von Interesse des abzubildenden
Objekts gewählt
wird.
-
Die m, n Bildrekonstruktionsmethode
kann auch zur Erhöhung
der effektiven Schärfentiefe
eines Bildes verwendet werden, indem gleichzeitig mehrere Brennebenen
um eine Region von Interesse rekonstruiert werden. Die rekonstruierten
Ebenen können
zur Erzeugung eines einzigen Bildes mit hoher räumlicher Auflösung über einen
größeren Bereich
von Distanzen von der Röntgenstrahlquellenebene
kombiniert werden. Die mehreren rekonstruierten Ebenen können zum
Beispiel durch Addieren nur der hoch räumlichen Frequenzkomponenten
von jeder rekonstruierten Ebene kombiniert werden.
-
Systembeschreibung
-
18 bis 25 sind Funktionsblockdiagramme
eines bevorzugten stereoskopischen Abtaströntgenabbildungssystems gemäß der vorliegenden
Erfindung. 17 zeigt
die Art, in der 18 bis 25 angeordnet werden können, um
ein einziges Blockdiagramm dieses gegenwärtig bevorzugten Systems zu
erhalten. Für medizinische
Anwendungen sind die Röntgenstrahlquelle
und die Multidetektorarrays vorzugsweise auf einem beweglichen C-Arm
montiert, wobei die Röntgenstrahlquelle über einem
einstellbaren Patiententisch montiert ist und die Multidetektorarrays
unter dem Tisch angeordnet sind.
-
18 enthält ein repräsentatives
Blockdiagramm eines Hochspannungsanschlusses 803, der Teil der
Röntgenstrahlquelle 798 ist.
Der Hochspannungsanschluss 803, der vorzugsweise in einem
Gehäuse (nicht
dargestellt) angeordnet ist, enthält elektrische Komponenten
zum Erzeugen und Steuern des Elektronenstrahls 1240. Die
Hochspannung, die notwendig ist, um die Röntgenstrahlquelle zu speisen,
wird zu dem Hochspannungsanschluss von einer externen Hochspannungsleistungsversorgung 790 durch
ein einziges Kabel 1010 geleitet. Alle elektronischen Komponenten
in dem Hochspannungsanschluss 803 schweben vorzugsweise
bei dem Ausgangspotenzial der Hochspannungsleistungsversorgung.
Die einzigartige Konstruktion des Hochspannungsanschlusses ergibt
nur diese eine elektrische Verbindung mit dem Hochspannungsanschluss. Alle
anderen Daten- und Leistungsübertragungen
zu und von dem Hochspannungsanschluss erfolgen vorzugsweise mittels
faseroptischer Verbindungen und über
einen Isolierungstransformator. Eine ausführlichere Beschreibung der
Struktur und des Betriebs des gegenwärtig bevorzugten Hochspannungsanschlusses
ist in der gleichzeitig anhängigen
U.S. Patentanmeldung Seriennr. 08/381,884 bereitgestellt.
-
Auf Grund der hohen Betriebsspannungen
in Bezug auf die Erde im Hochspannungsanschluss 803 (–100 kV
bis –120
kV) ist das Gehäuse
vorzugsweise mit einem elektrisch isolierenden Medium gefüllt, vorzugsweise mit
Druck beaufschlagtem SF6- (Schwefelhexafluorid-)
Gas, um den Hochspannungsanschluss 803 elektrisch von seiner
Umgebung zu isolieren.
-
Ein Hochspannungsisolierungstransformator 744 leitet
Leistung zu der Schaltung im Hochspannungsanschluss 803.
Die sekundäre
Wicklung 1271 des Trenntransformators 744 ist
Teil des Hochspannungsanschlusses 803, während die
primäre
Wicklung 1270 von dem Anschluss durch einen Spalt getrennt
ist, der mit dem Druck beaufschlagten SF6-Gas
gefüllt
ist. Die primäre
Wicklung 1270 bildet vorzugsweise einen Teil des Hochspannungsanschlussgehäuses und
wird mit Leistung von dem Hochspannungsanschluss-Leistungsversorgungstreiber 772 versorgt,
der im C-Arm-Schlitten
angeordnet ist. Die bevorzugte Konstruktion des Trenntransformators
ist vollständig
in der gleichzeitig anhängigen
U.S. Patentanmeldung Seriennr. 08/381,884 beschrieben.
-
Zusätzlich zu den Komponenten,
die zum Erzeugen und Steuern eines Elektronenstrahls notwendig sind,
enthält
der Hochspannungsanschluss vorzugsweise Komponenten zum Aufzeichnen
gewisser Parameter, die in dem Hochspannungsanschluss angeordnet
sind. Die aufgezeichneten Informationen werden vorzugsweise außerhalb
des Gehäuses
mittels faseroptischer Kabel übertragen.
Die Schaltung zum Umwandeln der elektrischen Signale in Lichtsignale
und der Lichtsignale in elektrische Signale ist ausführlicher
in Verbindung mit der ausführlichen
Beschreibung von 40 und 41 beschrieben, und ist
in dem Hochspannungsanschlussgehäuse
enthalten.
-
Ein Drucksensor 722 überwacht
vorzugsweise den Druck des SF6-Gases in
dem Gehäuse,
um eine angemessene elektrische Isolierung zu garantieren. Zusätzlich wird
die Temperatur des mit Druck beaufschlagten SF6-Gases vorzugsweise
durch einen Temperatursensor 724 überwacht. Diese Informationen
werden über
einen Multiplexer 732 und eine I/O-Steuerung 762 zur
Steuerung des Computers 890 übertragen. Wenn der Druck unter
einen vorbestimmten Schwellwert fällt oder die Temperatur über einen
vorbestimmten Schwellwert steigt, schaltet der Steuerungscomputer
das System ab.
-
Der elektrische Strom von der Hochspannungsleistungsversorgung
wird vorzugsweise erfasst, in dem der Strom durch einen Strahlstromsensor 736 geleitet
wird, der Informationen an einen Stromerfassungsmonitor 788 liefert,
der vorzugsweise in dem C-Arm-Schlitten angeordnet ist.
-
Zusätzlich liefert die Heizungssteuerung 734,
welche die Heizvorrichtung 726 steuert, die im Elektronenstrahler 728 angeordnet
ist, Informationen bezüglich
des Heizvorrichtungsstroms und der Spannung an den Multiplexer 732 zur Übertragung
zum Steuerungscomputer 890.
-
Die Spannung des Elektronengitters 730,
das vor der Emissionsfläche
des Elektronenstrahlers 728 angeordnet ist, wird von einer
Gittersteuerung 738 gesteuert. Der Spannungspegel des Elektronengitters 730 kann
vorzugsweise zwischen Null und –2000
V in Bezug auf die Kathode variiert werden, um den Strom des Elektronenstrahls 1240 einzustellen,
wodurch der Röntgenstrahlfluss
gesteuert wird, der von dem Ziel 1250 emittiert wird. Wenn
das Elektronengitter bei einem Potenzial von etwa –2000 V
ist, wird der Elektronenstrahl effektiv abgeschaltet. Das Strahl-Einschalt-Steuersignal 1024 weist
die Gittersteuerung 738 an, entweder –2000 V an das Gitter anzulegen,
um den Elektronenstrahl abzuschalten, oder die Strahl-Einschalt-Gitterspannung,
die über
die faseroptische Verbindung 1030 eingestellt ist, an das
Gitter anzulegen, um den Elektronenstrahl auf einen voreingestellten
Strom einzuschalten. Die Gittersteuerung 738 leitet auch
die Strahl-Einschalt- und
Strahl-Ausschalt-Gitterspannungen zu dem Multiplexer 732.
Störungszustände in der
Gittersteuerung lösen
den Hochspannungsanschlussstörungslatch 742 aus,
der den Elektronenstrahl abschaltet, indem die Heizvorrichtung 726 über die
Heizvorrichtungssteuerung 734 abgeschaltet wird und die
Spannung der Elektronengitteranordnung 730 über die
Gittersteuerung 738 auf –2000 V eingestellt wird. Die
gesamte Röntgenstrahlquelle
wird auch durch ein faseroptisches Kabel 1020 und die Sicherheitssteuerung 760 abgeschaltet.
-
Die Statusinformationen von verschiedenen
Komponenten innerhalb des Hochspannungsanschlusses 803,
die dem Multiplexer 732 eingegeben werden, werden zur I/O-Steuerung 762 übertragen.
Der Multiplexer 732 enthält einen Spannungs/Frequenz-Wandler,
der eine LED zur Umwandlung der elektrischen Statussignale von einer
ausgewählten
Komponente zu Lichtimpulsen antreibt und diese Signale über ein
faseroptisches Kabel 1016 zu der I/O-Steuerung 762 überträgt. Die
I/O-Steuerung 762 steuert die Sequenz der Übertragung
der Statusinformationen von jeder Komponente, die über den
Multiplexer 732 gesendet werden, indem sie ein Kanalwählsignal über ein
faseroptisches Kabel 1018 zu dem Multiplexer 732 sendet.
-
Eine Ionenpumpe 720 hält das Vakuum
innerhalb der Röntgenstrahlquelle 798 auf
reicht. Die Ionenpumpe 720 wird von einer Ionenpumpenleistungsversorgung 758 gespeist,
die in der bevorzugten Ausführungsform
in dem C-Arm-Schlitten 811 angeordnet ist. Die Ionenpumpenleistungsversorgung 758 hat
auch einen Ausgang, der dem Steuerungscomputer 890 den
Vakuumdruck über
die I/O-Steuerung 762 anzeigt. Unter Bezugnahme nun auf 19 emittiert der Elektronenstrahler 728 einen
Elektronenstrahl 1240 zu dem geerdeten Ziel 1250,
der vorzugsweise durch Fokussierspulen 746 und Ablenkspulen 748 geht,
um den Elektronenstrahl 1240 auf einer gewünschten
Stelle am Ziel 1250 zu fokussieren und zu positionieren.
Die Ablenkspulen 748 richten den Elektronenstrahl 1240 auf
eine bestimmte Stelle an der Oberfläche des Ziels 1250.
Das Ziel 1250 emittiert Röntgenstrahlen 1241 an
dem Fleck, der von dem Elektronenstrahl 1240 beleuchtet
ist. Ein Infrarottemperatursensor 750 überwacht konstant die Temperatur
des Ziels 1250 auf anomale Temperaturanstiege, die durch
eine Fehlfunktion der Strahlabtastung verursacht werden. Wenn der
Infrarottemperatursensor 750 einen Übertemperaturzustand erfasst,
löst er
die Sicherheitssteuerung 760 aus, um die Röntgenstrahlquelle
abzuschalten. Zur Überprüfung eines
einwandfreien Betriebs des Temperatursensors ist eine Infrarottestquelle
bereitgestellt, die durch den Steuerungscomputer aktiviert werden
kann, um einen Übertemperaturzustand
zur Überprüfung zu
simulieren, ob der Infrarottemperatursensor einen Fehler erfasst
und die Röntgenstrahlquelle
abschaltet.
-
Eine Kühlkammer 754 zum Kühlen des
Ziels 1250 ist vorzugsweise zwischen dem Ziel 1250 und
dem Kollimatetor 1290 angeordnet. Das Kühlmittel von der Kühlkammer 754 wird
vorzugsweise durch einen Wärmeaustauscher 756 (24) zirkuliert, der vorzugsweise
im C-Arm angeordnet ist. Da der Kollimator 1290 mit dem
Patienten während
der Abbildungsprozeduren in Kontakt gelangen kann, wird der Kollimator 1290 vorzugsweise
von dem Kollimatortemperatursensor 752 auf übermäßige Temperaturen überwacht.
In dieser bevorzugten Ausführungsform
prüft der
Kollimatortemperatursensor 752 auf Temperaturen von mehr
als 40°C. Wenn
die Temperatur diesen Schwellwert übersteigt, wird der Fehler
der Sicherheitssteuerung 760 übermittelt, welche die Röntgenstrahlquelle
abschaltet. Zur Überprüfung des
einwandfreien Betriebs des Temperatursensors ist eine Testheizvorrichtung
bereitgestellt, die durch den Steuerungscomputer aktiviert werden
kann, um einen Übertemperaturzustand
zur Überprüfung zu
simulieren, ob der Temperatursensor einen Fehler erfasst und die
Röntgenstrahlquelle
abschaltet.
-
23 ist
ein Blockdiagramm, umfassend die Strahlsteuerung 796 und
einen Abschnitt des C-Arm-Schlittens.
Die Strahlsteuerungsschnittstelle 794 empfängt Daten
von der Röhrensteuerung über eine faseroptische
Hochgeschwindigkeitsverbindung 1000. Folglich enthält die Strahlsteuerungsschnittstelle 794 die
Lichtsignal/elektrisches Signal-Umwandlungsschaltung,
die ausführlicher
in Verbindung mit 40 und 41 beschrieben wird.
-
Die Strahlsteuerung 796 steuert
vorzugsweise die Fokussierspulen 746 durch zwei separate
Treiber, einen statischen Fokussierungstreiber 774 und
einen dynamischen Fokussiertreiber 776. Der statische Fokussiertreiber 774 wird
vorzugsweise nur einmal für
eine bestimmte Betriebsspannung der Hochspannungsleistungsversorgung
eingestellt. Der dynamische Fokussiertreiber 776 stellt
die präzise
Fokussierung des Elektronenstrahls 1240 ein, während dieser über das
Ziel 1250 streicht.
-
Die Strahlsteuerung 796 steuert
vorzugsweise die Ablenkspulen 748 durch fünf separate
Treiber: x-Ablenkungstreiber 778,
x-Schritttreiber 780, y-Ablenkungstreiber 782,
45° Stigmatortreiber 784 und
0° Stigmatortreiber 786.
-
Der x-Ablenkungstreiber 778 überträgt ein herkömmliches
lineares Eingangsmuster zu den Ablenkspulen über Drähte 1046, um den Elektronenstrahl
horizontal über
das Ziel anzutreiben, während
der x-Schritttreiber 780 ein neuartiges Sägezahn-Eingangssignal über Drähte 1048 zu den
Ablenkspulen 748 überträgt. Die
Nettowirkung ist eine abgestufte Bewegung des Elektronenstrahlers über das
Ziel. Der y-Ablenkungstreiber 782 überträgt ein herkömmliches y-Ablenkungsmuster über Drähte 1050 zu
den Ablenkspulen 748, um den Elektronenstrahl 1240 vertikal über die
Fläche
der Anode anzutreiben. Der 45° Stigmatortreiber 784 und
der 0° Stigmatortreiber 786 und
ihre entsprechenden Spulen korrigieren Abberationen im Elektronenstrahlfleck, um
einen kreisförmigen
Fleck an dem Ziel aufrechtzuerhalten. Genauere Informationen über diese
Schaltungen finden sich in der gleichzeitig anhängigen U.S. Patentanmeldung
Seriennr. 08/381,884.
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Ein Stromerfassungsmonitor 788 wird
vorzugsweise zum Aufzeichnen der Ausgänge jedes der Strahlsteuerungstreiber
verwendet, um deren korrekten Betrieb zu überprüfen, wie auch den Elektronenstrahlstrom, wie
zuvor besprochen, zu messen.
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Eine Störung in dem Ablenkungssystem
könnte
dazu führen,
dass der Elektronenstrahl nicht über
das Ziel in der x-Richtung oder der y-Richtung tastet. Dies könnte zu
einer Beschädigung
durch Wärme
an dem Ziel führen.
Ein Ablenkungsstörungssensor 770 empfängt vorzugsweise
x-Abtastungs- und y-Abtastungsaufzeichnungsinformationen
vom x-Ablenkungstreiber 778 und
y-Ablenkungstreiber 782. Der Ablenkungsstörungssensor 770 überträgt vorzugsweise
ein Störungsstatussignal über ein
faseroptisches Kabel 1072 zur Sicherheitssteuerung 760.
Wenn ein Ablenkungsstörungszustand
eintritt, schaltet die Sicherheitssteuerung 760 die Röntgenstrahlquelle
ab.
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23 und 24 enthalten ein Funktionsblockdiagramm
der Komponenten, die vorzugsweise in dem C-Arm-Schlitten 811 angeordnet
sind. Der C-Arm-Schlitten 811 wird vorzugsweise von einer
208 Volt, 3-phasigen Wechselstromversorgung über ein Kabel 763 mit
Leistung versorgt. Gleichstrom wird vom C-Arm-Schlitten zur Strahlsteuerung 796 über ein
Kabel 1078 geleitet.
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Die I/O-Steuerung 762 (23 und 24) kommuniziert vorzugsweise mit dem
Steuerungscomputer 890 über
faseroptische Hochgeschwindigkeitskabel 1002 und 1004 und
enthält
die elektrisches Signal/Lichtsignal- und Lichtsignal/elektrisches
Signal-Umwandlungsschaltung, die ausführlicher in Verbindung mit 40 und 41 beschrieben ist. Die Strahlsteuerungsschnittstelleninformationen,
umfassend Gitterspannung, statischen Fokussierungsstrom, Strommesswahl,
Strommessungsabtastwählinformationen
und Strommessungsabtastinformationen, werden von der I/O-Steuerung 762 über das
Kabel 1080 zu der Strahlsteuerungsschnittstelle 794 übertragen.
Wie besprochen empfängt
die Sicherheitssteuerung 760 vorzugsweise Statusinformationen
von verschiedenen Komponenten des Systems und zeichnet diese auf,
und ist so konstruiert, dass das System beim Erfassen eines möglichen
Sicherheitsproblems abgeschaltet wird. Wenn die Sicherheitssteuerung 760 ein
solches mögliches
Problem erfasst, führt
sich vorzugsweise folgendes durch: (1) sie signalisiert der Gittersteuerung 738,
den Elektronenstrahl zu sperren (abzuschalten); (2) sie schaltet
die Hochspannungsleistungsversorgung 790 ab; und (3) sie
schaltet den statischen Fokussiertreiber 774 ab, um den
Elektronenstrahl zu defokussieren. In der bevorzugten Ausführungsform
empfängt
die Sicherheitssteuerung 760 Störungsstatussignale von: dem
Wärmeaustauscher 756 über Leiter 1120;
dem Kollimatortemperatursensor 752 über Leiter 1066; dem
IR-Zieltemperatursensor über
Leiter 1068; dem Hochspannungsanschlussstörungslatch 742 über das
faseroptische Kabel 1020; und dem Ablenkungsstörungssensor 770 über das
faseroptische Kabel 1072. Die Sicherheitssteuerung 760 leitet
auch die Störungsstatussignale
zu dem Steuerungscomputer über
die I/O-Steuerung 762 weiter, so dass Störungszustände angezeigt
und von dem Steuerungscomputer registriert werden können.
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Die Hochspannungsleistungsversorgung 790 ist
vorzugsweise am C-Arm-Schlitten 811 angeordnet. Das Signal
zum Einschalten der Hochspannungsleistungsversorgung 790 wird
von der I/O-Steuerung 762 zu der
Hochspannungsleistungsversorgung 790 über Leiter 1144 gesendet.
Der Spannungseinstellpunkt wird zu der Hochspannungsleistungsversorgung 790 über Leiter 1140 gesendet
und die Stromgrenze wird über
Leiter 1142 gesendet. Ein Spannungsaufzeichnungssignal
wird von der Hochspannungsversorgung über Leiter 1146 zu
der I/O-Steuerung
gesendet und ein Stromaufzeichnungssignal wird über Leiter 1148 gesendet.
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In 20 sind
manövrierbare
und platzierbare Katheter 1285 dargestellt, wie sie in
den Patienten 1280 eingesetzt sind. Die proximalen Ende 1284 der
Katheter 1285 sind vorzugsweise an einen Katheterverbinder 970 angeschlossen.
Die Katheterverbindung 970 ist vorzugsweise an eine Multikanal-Photovervielfacherröhre 900 (22) durch ein faseroptisches
Kabel 980 angeschlossen.
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20 ist
auch ein Funktionsdiagramm bevorzugter rechter 822 und
linker 1522 Detektoren der vorliegenden Erfindung. Da beide
Detektoren in 20 auf
gleiche Weise funktionieren, wird nur der rechte Detektor 822 ausführlich besprochen.
Die Komponenten, die mit Nummern versehen sind, die wenigstens dieselben
letzten zwei Stellen aufweisen, führen dieselbe Funktion aus.
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Eine Szintillatorarrayanordnung 802 umfasst
vorzugsweise 96 Elemente und erzeugt als Reaktion auf Röntgenstrahlphotonen
sichtbare Lichtenergie, die über
ein konisches faseroptisches Bündel 804 zu
einer Photovervielfacherröhre 806 übertragen
wird, die 96 Kanäle
umfasst. Die Photovervielfacherröhre 806 wandelt die
empfangene Lichtenergie in elektrische Signale um, die zu der Signalaufbereitung 810 über 96 separate elektrische
Verbindungen 836 geleitet werden. Diese Signale werden
hierin als Teilbildpixel-Rohinformationen bezeichnet.
Das Multidetektorarray umfasst vorzugsweise eine Szintillatorarrayanordnung 802,
ein faseroptisches Taper 804 und eine Photovervielfacherröhre 806.
Es sollte festgehalten werden, dass die bevorzugte Ausführungsform
zwar 96 Kanäle
enthält,
aber mehr oder weniger als diese Anzahl im Wesen und Umfang der vorliegenden
Erfindung liegen. Die Photovervielfacherröhre 806 wird von einer
Photovervielfacherröhre-Leistungsversorgung 808 angetrieben.
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Der Signalaufbereiter 810 besteht
vorzugsweise aus 48 Schaltungsplatten 1343. Jede Schaltungsplatte 1343 umfasst
zwei Sätze
von Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830,
wobei jede Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 ihren
Ausgang zu einem entsprechenden Diskriminator 1832 leitet.
Somit werden 96 Sätze
von Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 und
Diskriminatoren 1832 verwendet, wobei jeder Satz mit einem
entsprechenden Photovervielfacherröhrenkanal gepaart ist. Der
Signalaufbereiter 810 gibt 96 separate Signale für jeden
Schritt des Elektronenstrahls aus. Diese Informationen werden als
Teilbildpixelinformationen bezeichnet.
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Die Ausgänge der Signalaufbereiter werden
vorzugsweise in den Strahlausrichtungsextraktor 816 eingegeben.
Der Strahlausrichtungsextraktor 816 verarbeitet die Informationen
von jeder Position des Elektronenstrahls auf dem Ziel und sendet
verarbeitete Ausrichtungsdaten zu einem Datensender 818.
Taktsignale werden zu dem Strahlausrichtungsextraktor von einem
Datenempfänger 812 gesendet.
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Der Strahlausrichtungsextraktor 816 sendet
die Teilbildpixelinformationen vom Signalaufbereiter 810 zur
Bildrekonstruktionsmaschine 814. Zu diagnostischen Zwecken
können
die Teilbildpixelinformationen, die vom Signalaufbereiter 810 gesendet
werden, durch den Strahlausrichtungsextraktor 816 modifiziert
werden, bevor sie zu der Bildrekonstruktionsmaschine 814 gesendet
werden. Die Bildrekonstruktionsmaschine 814 verarbeitet
die Teilbildpixelinformationen und sendet Bildpixeldaten zum Datensender 818.
Die Bildrekonstruktionsmaschine 814 empfängt Taktsignale
vom Datenempfänger 812 über die
elektrische Verbindung 834.
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Die Detektorsteuerung 805 (21) für die Detektoren 822 und 1522 sendet
und empfängt
vorzugsweise optische Signale zu und von den Detektoren. Ein rechter
Empfänger 880 empfängt Bildpixeldaten
und Strahlausrichtungsdaten vom rechten Detektor 822 durch
ein faseroptisches Hochgeschwindigkeitskabel 826. Der rechte
Detektor 822 sendet diese Daten durch einen Datensender 818 (20), der vorzugsweise eine Schaltung
zur Umwandlung der Signale von der Bildrekonstruktionsmaschine 814 und
dem Strahlausrichtungsextraktor 816 in ein serielles Signal
enthält.
Dieses serielle Signal wird unter Verwendung einer LED zu Lichtimpulsen
umgewandelt. Der rechte Empfänger 880 umfasst
auch einen Lichtdetektor und eine zugehörige Schaltung zum Empfangen
und Dekodieren der Lichtimpulse von einem seriellen Signal zu parallelen
Signalen. Die Strahlausrichtungsdaten werden zum Steuerungscomputer 890 übertragen.
Die Bildpixeldaten werden vorzugsweise zu einem Frame-Puffer 872 übertragen.
Der linke Empfänger 846 arbeitet
auf gleiche Weise, um Bildpixeldaten und Strahlausrichtungsdaten
vom linken Detektor 1522 zu empfangen.
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Der rechte Sender 886 umfasst
eine Schaltung zur Umwandlung paralleler Signale in serielle Signale. Der
rechte Sender 886 empfängt,
neben anderen Signalen, Signale zur Einstellung der Kanalverstärkungen und
Schwellwerte von dem Steuerungscomputer 890. Der rechte
Sender 886 empfängt
auch Taktsignale von einer Strahlablenkungsverweistabelle 918 (25). Diese Signale werden
in serielle Signale umgewandelt, die dann als Lichtimpulse durch
ein faseroptisches Hochgeschwindigkeitskabel 824 zu dem
rechten Detektor 822 gesendet werden. Der rechte Datenempfänger 812,
der einen Lichtdetektor und eine Schaltung zum Umwandeln von Lichtimpulsen
zu parallelen Signalen enthält,
empfängt
diese Signale. Das Signal zur Einstellung der Kanalverstärkung wird
zu dem Signalaufbereiter 810 über Leiter 828 gesendet.
Der linke Sender 848 arbeitet auf gleiche Weise zur Übertragung
von Steuersignalen zum linken Detektor 1522.
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Bildpixeldaten, die zu dem rechten
Frame-Puffer 872 übertragen
werden, werden anschließend
zu einem Videoprozessor 858 übertragen, wo sie in einem
stereoskopischen System vorzugsweise mit Bildpixeldaten vom linken
Frame-Puffer 850 kombiniert werden. Helligkeits- und Kontrastinformationen
werden vom rechten Frame-Puffer 872 und vom linken Frame-Puffer
850 zum Steuerungscomputer 890 übertragen. Diese Informationen
werden zur Einstellung des Ausgangs der Röntgenstrahlquelle für eine optimale
Bildqualität
und Röntgenstrahlexpositionssteuerung
verwendet. Der Steuerungscomputer 890 sendet Informationen
zu dem Videoprozessor 858 zur Kommentierung der Bildanzeige.
Der Ausgang des Videoprozessors 858 wird vorzugsweise zu
einem Bildanzeigeschirm 862 gesendet, wo das Bild angezeigt
wird.
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Der Steuerungscomputer 890 steuert
vorzugsweise den Betrieb des Systems über eine Detektorsteuerung 805,
eine Röhrensteuerung 807 und
eine Strahlsteuerung 796. Der Steuerungscomputer 890 kann
Bedieneranweisungen von Eingabequellen, wie einer Tastatur 894,
einem Trackball (einer "Standmaus"), und einem Bedienfeld 898 erhalten.
Der Bediener empfängt
Systeminformationen von dem Steuerungscomputer durch einen Steuerungsmonitor 892 und
einen Lautsprecher 899.
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Unter Bezugnahme auf 22 empfängt der Katheterprozessor 809 vorzugsweise
Informationen von bis zu acht Kathetern 1285 über faseroptische
Kabel 980. Die Lichtimpulse, die über die faseroptischen Kabel 980 empfangen
werden, werden vorzugsweise von der Katheter-Multikanal-Photovervielfacherröhre 900 empfangen.
Die Katheter-Multikanal-Photovervielfacherröhre 900 wird
von einer Leistungsversorgung 906 gespeist. Die Informationen,
die von der Katheter-Multikanal-Photovervielfacherröhre 900 empfangen
werden, werden vorzugsweise über
eine elektrische Verbindung 910 zu einer Kathetersignalaufbereitungsschaltung 902 gesendet.
Die Kathetersignalaufbereitungsschaltung 902 gibt Daten
an den Katheterdatenextraktor 904 über die elektrische Verbindung 908 aus.
Die Katheterinformationen vom Katheterdatenextraktor 904 werden zu
dem Steuerungscomputer 890 übertragen.
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Die Röhrensteuerung 807 überträgt Daten
zu und von der I/O-Steuerung 762 und der Strahlsteuerung 796,
um den Betrieb der Röntgenstrahlquelle 798 zu
steuern. Die Röhrensteuerung 807 umfasst
vorzugsweise eine Strahlablenkungsverweistabelle 918, eine
programmierbare Abtaststeuerung 920, einen Strahlsender 916,
einen I/O-Sender-Empfänger 964 und
einen I/O-Störungs-Latch 958.
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Die programmierbare Abtaststeuerung 920 wird
vorzugsweise vom Steuerungscomputer 890 eingestellt, um
eine bestimmte Abtastung zu erzeugen. Diese Einstellung kann zum
Beispiel Abtastrate, serpentinenförmige oder Rasterabtastung,
und runde oder quadratische Abtastung umfassen. Die programmierbare Abtaststeuerung 920 überträgt eine
Sequenz gewünschter
Strahlpositionen zur Strahlablenkungsverweistabelle 918.
Für jede
gewünschte
Position des Elektronenstrahls enthält die Strahlablenkungsverweistabelle 918 vorzugsweise
Werte für
die Ablenkung und den Brennpunkt, die notwendig sind, um einen gut
fokussierten Fleck an der richtigen Stelle am Ziel zu erzeugen.
Die Daten in der Strahlablenkungsverweistabelle 918 sind vorzugsweise
vom Steuerungscomputer 890 programmiert.
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Die Daten von der Strahlablenkungsverweistabelle 918 werden
vorzugsweise zu der Strahlsteuerungsschnittstelle 794 über den
Strahlsender 916 und die faseroptische Hochgeschwindigkeitsverbindung 1000 gesendet.
Diese Daten enthalten: (1) Strommessungsabtastsignale; (2) dynamische
Fokussierung; (3) x-Schritt; (4) x-Ablenkung; (5) y-Ablenkung; (6) 45° Stigmator;
(7) 0° Stigmator;
und (8) "Strahl
auf Anforderung"-Signale.
Vorzugsweise wird etwa jede 1,28 Mikrosekunden ein neuer Datensatz
von der Strahlablenkungsverweistabelle 918 zu der Strahlsteuerungsschnittstelle 794 gesendet.
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Der I/O-Sender-Empfänger 964 stellt
die Kommunikationsverbindungen zwischen dem Steuerungscomputer 890 und
der I/O-Steuerung 762 her. Der Steuerungscomputer 890 sendet
Daten und Steuersignale zur I/O-Steuerung 762. Informationen
von der Röntgenstrahlquelle 798 werden über den
I/O-Sender-Empfänger 964 zum
Steuerungscomputer 890 gesendet.
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Wenn ein Störungszustand während der Übertragung
von Informationen von dem Strahlsender 916 zur Strahlsteuerungsschnittstelle 794 auftritt,
erfasst der Ablenkungsstörungssensor
die Störung
und schaltet die Röntgenstrahlquelle über die
Sicherheitssteuerung 760 ab. Wenn ein Störungszustand
während
der Übertragung
von Informationen vom I/O-Sender-Empfänger 964 zur I/O- Steuerung 762 eintritt,
erfasst die I/O-Steuerung die Störung
und schaltet die Röntgenstrahlquelle über die
Sicherheitssteuerung 760 ab. Wenn ein Störungszustand
während
der Übertragung
von Informationen von der I/O-Steuerung 762 zum
I/O-Sender-Empfänger 964 eintritt,
stellt der I/O-Sender-Empfänger 964 den
I/O-Störungs-Latch 958 ein,
der die Übertragungen über die
faseroptischen Kabel 1000 und 1002 sperrt. Dies
wird von dem Ablenkungsstörungssensor
und von der I/O-Steuerung
als Störung
erfasst, welche die Röntgenstrahlquelle
wie zuvor beschrieben abschalten.
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Echtzeitsensor
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26 ist
eine Darstellung des bevorzugten "Echtzeitsensors" oder der Multidetektorarrayanordnung 402 gemäß einer
gegenwärtig
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung. Die Multidetektorarrayanordnung 402 umfasst
eine Szintillatorarrayanordnung 802, eine Multikanal-Photovervielfacherröhre 416, eine
faseroptische Verbindung 412, integrale Ausrichtungsmittel
und ein äußeres Detektorgehäuse 418.
Die Multidetektorarrayanordnung 402 enthält vorzugsweise
eine lichtdichtes äußeres Detektorgehäuse 418,
um Rauschen, das durch Streulicht erzeugt werden könnte, zu
minimieren. Röntgenstrahlen
treten in die Multidetektorarrayanordnung 402 durch ein
Röntgenstrahlfenster 404 in
der Bleiabschirmung 406. Das Röntgenstrahlfenster 404 ist
vorzugsweise kreisförmig
und etwa 1,91 cm (0,75 Zoll) im Durchmesser, so dass ein gerichteter Strahl
von Röntgenstrahlen
auf das Szintillatorarray 112 treffen kann, während gestreute
Röntgenstrahlen
abgeschwächt
werden. Eine Lichtabschirmung 408 wird vorzugsweise zum
Abschirmen der Anordnung von Umgebungslicht verwendet. Die Lichtabschirmung 408 kann
aus einem Dünnblech
aus Aluminium oder Beryllium bestehen, das so gewählt ist,
dass es Licht abschwächt,
ohne die Röntgenstrahlen wesentlich
abzuschwächen,
und vorzugsweise 0,0125 cm dick ist.
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Die Szintillatorarrayanordnung 802 ist
vorzugsweise so positioniert, dass das pseudokreisförmige Szintillatorarray
112 im Wesentlichen mit dem Röntgenstrahlfenster 404 ausgerichtet
ist. Wie in 61 dargestellt,
ist die Szintillatorarrayanordnung 802, die in Phantomlinien
dargestellt ist, vorzugsweise an einer Einstellplatte 323 mit
Befestigungsschrauben 312, 313, 314 und 315 befestigt.
Wenn BGO-Szintillatoren verwendet werden, ist ein Heizelement 410,
vorzugsweise ein Widerstandsheizelement, das so konstruiert ist,
dass es die Szintillatoranordnung 820 bei einer Betriebstemperatur
von etwa 100°C
hält, auf
der Einstellplatte 323 positioniert. Die bevorzugte Szintillatorarrayanordnung 802 ist
in Verbindung mit der ausführlichen
Beschreibung von 71 und 72 näher beschrieben.
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Eine optische Verbindung, vorzugsweise
ein faseroptischer Abbildungs-Taper 412, richtet Lichtphotonen,
die aus dem Boden 414 der Szintillatorarrayanordnung 802 austreten,
auf eine Multikanal-Photovervielfacherröhre ("photomultiplier tube" – PMT) 416.
Der bevorzugte faseroptische Abbildungs-Taper 412 ist von Collimated
Holes, Campbell, Kalifornien, erhältlich und hat einen kreisförmigen Eingangsöffnungsdurchmesser von
etwa 2,03 cm (0,8 Zoll) und einen kreisförmigen Ausgangsöffnungsdurchmesser
von etwa 3,38 cm (1,33 Zoll). Der faseroptische Abbildungs-Taper 412 passt
jede Szintillatorkristall-Rasterdimension (0,06'')
an jene der PMT 416 (0,10'')
an, d. h., er hat eine 1,667fache Vergrößerung. Hochviskoses optisches
Kopplungsfluid, das von Dow Corning (Typ 200) erhältlich ist,
mit einem Brechindex, der annähernd
zu jedem des Glases passt, kann an den zwei Stirnflächen des
Tapers als optisches Kopplungsmedium verwendet werden, um die Lichtübertragungseffizienz
von den Szintillatorkristallen 170 zum faseroptischen Abbildungs-Taper 412 und vom
faseroptischen Abbildungs-Taper 412 zur
PMT-Eingangsfläche 424 zu
maximieren.
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Die bevorzugte PMT 416 ist
eine 96-Kanal-Röhre
(ein Kanal entspricht jedem Szintillatorkristall 170), Modell
Nummer XP 1724A, erhältlich
von Philips Corporation. Wie in 27 und 28 dargestellt, hat sie
vorzugsweise einen Faserboden 1340, so dass die räumliche
Anordnung des Szintillatorarrays 112 exakt zu der PMT-Photokathode übertragen
wird, die in der PMT an der anderen Seite des Faserbodens angeordnet
ist. 96 Photokathodenelemente 1339 sind in einem pseudokreisförmigen Array
in der Mitte des Faserbodens der PMT 416 angeordnet. Jedes
Photokathodenelement ist vorzugsweise von quadratischer Form, mit
Dimensionen von 2,54 mm × 2,54
mm. Ein Röntgenstrahlphoton,
das auf einen der Szintillatoren 170 auftrifft, erzeugt
viele Lichtphotonen, von welchen einige zu der PMT-Photokathode gekoppelt
werden. Dies erzeugt einen entsprechenden Elektronenimpuls an der
Photokathode, und der Impuls wird in einem Kanal der PMT-Dynodenstruktur bis
zum etwa 1 000 000-Fachen verstärkt.
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Das pseudokreisförmige Array von 96 Photokathodenelementen
erzeugt eine lichtempfindliche kreisförmige Fläche 1338 auf der PMT 416 mit
einem Durchmesser von 30,5 mm. Diese lichtempfindliche Fläche 1338 schneidet
mit dem konischen faseroptischen Bündel 412. Jedes PMT-Photokathodenelement 1339 hat einen
entsprechenden elektrischen Ausgangsverbinder 1342. Wenn
Lichtphotonen die PMT 416 erreichen, erzeugen die Photokathodenelemente 1339 Signale,
die durch die Dynodenstruktur verstärkt und bei den PMT-Verbindern 1342 ausgegeben
werden.
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Unter erneuter Bezugnahme auf 61 sind drei Positionierschrauben 306, 422 und 425 für die lineare
und drehende Ausrichtung der Szintillatorarrayanordnung 802 in
Bezug auf die PMT 416 bereitgestellt. Die Einstellplatte 323 ist
an der PMT-Befestigung 426 mit drei Ansatzschrauben 420, 428 und 430 durch
Ausrichtungslöcher
befestigt, deren Durchmesser größer als
der Durchmesser der Ansatzschrauben ist. Die Ansatzschrauben 420, 428 und 430 sind
federbelastet (in 26 dargestellt),
so dass die Einstellplatte 323 auf Grund der Spannung,
die durch die Ansatzschraubenfedern ausgeübt wird, fixiert ist, aber
zu Positionierzwecken weiter manipuliert werden kann.
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An der Seite des Detektorgehäuses 418 ist
eine y-Achsen-Positionierschraube 422 befestigt.
Ein federbelasteter Feinstellstift 423 ist an der Seite
des Detektorgehäuses 418 direkt
gegenüber
der y-Achsen-Positionierschraube 422 angeordnet
und spannt die Einstellplatte gegen die y-Achsen-Positionierschraube 422. Die
Drehung der y-Achsen-Positionierschraube 422 bewegt die
Einstellplatte 323 entlang der y-Achse, wodurch eine entsprechende
Verschiebung in der y-Achsenposition
des befestigten Szintillatorarrays 112 hervorgerufen wird.
Eine x-Achsen-Positionierschraube 425 und ein federbelasteter
Feinstellstift 427 arbeiten in identischer Weise zur Einstellung
der x-Achsenposition
des Szintillatorarrays 112.
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Zur Einstellung der Drehposition
des Szintillatorarrays 112 ist eine Zunge 409 des äußeren Detektorgehäuses 418 zwischen
einer Drehpositionierschraube 306 und einem federbelasteten
Feinstellstift 309 positioniert. Die Zunge 409 ist
zwischen den Enden des Drehbügels 411 angeordnet
und wird durch die Spannung des belasteten Feinstellstiftes 309 gegen
die Rotationspositionierschraube 306 vorgespannt. Die Einstellung der
Drehpositionierschraube 306 bewirkt eine Rotationsverschiebung
in der Zunge 409 des äußeren Detektorgehäuses 418,
wodurch eine entsprechende Verschiebung in der befestigten Einstellplatte 323 hervorgerufen wird,
die zu einer Einstellung des Szintillatorarrays 112 in
Bezug auf die PMT 416 führt.
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Eine andere Ausführungsform einer Multidetektorarrayanordnung 350,
die mit anderen Ausrichtungsmitteln dargestellt ist, ist in 69 und 70 dargestellt. Röntgenstrahlen treten durch
ein kreisförmiges
Röntgenstrahlfenster 351 ein,
vorzugsweise mit einem Durchmesser von 1,19 cm, das in einem Röntgenstrahlen undurchlässigen Detektorgehäuse 360 angeordnet
ist. Eine Lichtabschirmung (nicht dargestellt) kann neben dem Röntgenstrahlfenster
angeordnet sein, um die Anordnung von Umgebungslicht abzuschirmen.
Eine Szintillatorarrayanordnung 802, vorzugsweise die Szintillatorarrayanordnung,
die ausführlicher
in Verbindung mit der ausführlichen
Beschreibung von 71 und 72 beschrieben ist, ist
fest mit der inneren Oberfläche
des Detektorgehäuses 360 verschraubt.
Das Detektorgehäuse 360,
mit der fest befestigten Szintillatorarrayanordnung 802,
ist an der PMT-Halterung 362 mit vier Ansatzschrauben 364, 366, 368 und 370 (370 nicht
dargestellt) durch Ausrichtungslöcher
befestigt, deren Durchmesser größer als
der Durchmesser der Ansatzschrauben ist. Die Ansatzschrauben 364, 366, 368 und 370 sind
federbelastet, so dass sich das Detektorgehäuse 360 auf Grund
der Spannung, die durch die Ansatzschraubenfedern ausgeübt wird,
axial bewegt, um die Szintillatorarrayanordnung 802 in
Kontakt mit dem faseroptischen Abbildungs-Taper 412 zu
halten, und den faseroptischen Abbildungs-Taper 412 in
Kontakt mit der Eingangsfläche
der PMT 416 zu halten.
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Ein Einstellkranz 372, der
vorzugsweise mit einer zylindrischen äußeren Oberfläche und
einer konischen inneren Oberfläche
gebildet ist, ist in der oberen Öffnung
der PMT-Halterung 362 positioniert. Der faseroptische Abbildungs-Taper 412,
der vorzugsweise entlang der inneren konischen Oberfläche des
Einstellkranzes 320 eingesetzt ist, ist zwischen dem Szintillatorarray 112 und
der Eingangsfläche
der PMT 416 montiert. Der bevorzugte faseroptische Abbildungs-Taper 412 wurde
ausführlicher
in Verbindung mit der ausführlichen Beschreibung
von 26 beschrieben.
Die PMT 416, die vorzugsweise die Photovervielfacherröhre ist,
die ausführlicher
in Verbindung mit der ausführlichen
Beschreibung von 27 und 28 beschrieben wurde, ist
fest in die untere abgestufte Öffnung
der PMT-Halterung 312 geschraubt.
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Vorzugsweise werden vier Ausrichtungsschrauben 352, 354, 356 und 358 verwendet,
um den faseroptischen Abbildungs-Taper 412 in der Multidetektorarrayanordnung 350 auszurichten.
Die Ausrichtungsschrauben sind in vier Öffnungen angeordnet, die in
gleichen Abständen
durch die oberen Wände
der PMT-Halterung 362 angebracht sind. Die Ausrichtungsschrauben
sind so positioniert, dass sie einen festen Kontakt mit dem Einstellkranz 372 bilden,
der um den faseroptischen Abbildungs-Taper 412 gelegt ist.
Ein viskoses optisches Kopplungsmedium aus Silikon ist entlang der
zwei Flächen
des faseroptischen Abbildungs-Tapers 412 aufgebracht. Um
eine Ausrichtung des faseroptischen Abbildungs-Tapers 412 zu
erreichen, werden die Ausrichtungsschrauben 352, 354, 356 und 358 so
bewegt, dass in der erforderlichen Ausrichtungsrichtung Druck auf
den Ausrichtungskranz 372 ausgeübt wird. Dadurch wird der Ausrichtungskranz 372 neu positioniert,
was zu einer entsprechenden Neupositionierung des faseroptischen
Abbildungs-Tapers 412 führt.
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Gemäß einem Verfahren zur optimalen
Ausrichtung der Szintillatorelemente 170 in bezug auf ihre
entsprechenden Photovervielfacherröhrenelemente 339 ist
eine Röntgenstrahlabschirmung 440,
die aus einem Röntgenstrahlen
undurchlässigen
Material gebildet ist und Röntgenstrahlen
durchlässige
Fenster enthält,
vor der Eingangsfläche
des Szintillatorarrays 112 angeordnet. Wie in 16 dargestellt, ist die
bevorzugte Röntgenstrahlabschirmung 440 eine
kreisförmige
Scheibe, die aus Blei gebildet ist, mit vier gleich großen Röntgenstrahlen
durchlässigen
Fenstern (442, 444, 446 und 448),
die mit gleichem Abstand entlang dem äußeren Umfang angeordnet sind,
so dass jedes Röntgenstrahlen
durchlässige
Fenster einer entsprechenden Anzahl und Platzierung von Szintillatorelementen 170 entlang
dem äußeren Rand
des bevorzugten Szintillatorarrays 112 entspricht (in gestrichelten
Linien dargestellt). Zum Zwecke der folgenden Erklärung wird
die Linie 2-2 als y-Achse bezeichnet und die Linie 3-3 wird als
x-Achse bezeichnet.
-
Eine Röntgenstrahlquelle ist so positioniert,
dass eine gleichmäßige Streuung
von Röntgenstrahlen
zu der Röntgenstrahlabschirmung 440 gerichtet
ist. Geeignete Messmittel sind an die Ausgangsleitungen der PMT 416 angeschlossen,
um die elektrischen Signale zu messen, die von den bestimmten PMT-Kanälen erzeugt
werden, die den Szintillatorelementen 170 entsprechen,
die neben den Röntgenstrahlen
durchlässigen Fenstern 442, 444, 446 und 448 angeordnet
sind. Solche Messmittel können
zum Beispiel einen Verstärker und
einen Komparator umfassen, um die Anzahl von Lichtphotonen zu zählen, die
von der PMT 416 erfasst werden, wobei die Photonenzählschaltung
verwendet wird, die ausführlicher
an einer anderen Stelle in dieser Beschreibung erklärt ist.
Geeignete Mittel werden vorzugsweise zur Verstärkung und zum Ausgleichen der Ausgangssignale
von den PMT-Kanälen
verwendet, wie ausführlicher
an einer anderen Stelle in dieser Beschreibung erklärt ist.
-
Das Ausrichtungsverfahren wird durch
eine gerichtete Emission von Röntgenstrahlen
eingeleitet, die gleichmäßig über die
Fläche
der Röntgenstrahlabschirmung 440 gestreut
sind. Wenn die Szintillatorelemente mit ihren entsprechenden PMT-Kanälen entlang
der y-Achse optimal ausgerichtet sind, sollten die Ausgangssignale
von den PMT-Kanälen,
die den Szintillatorelementen 170 neben den Röntgenstrahlfenstern 492 und 446 entsprechen,
maximiert sein. Zur Erzielung einer y-Achsenausrichtung wird das
Szintillatorarray 112 in seiner Position entlang der y-Achse
in der Weise eingestellt, wie ausführlicher in Verbindung mit 61 oder 69 beschrieben ist, und nach jeder Einstellung
wird eine weitere gerichtete Emission von Röntgenstrahlen gleichmäßig über die
Fläche
der Röntgenstrahlabschirmung 440 gestreut.
Dieses Verfahren wird wiederholt, bis maximale Werte von Ausgangssignalen
für die
PMT-Kanäle
gemessen werden, die den y-Achsen-Szintillatorelementen 170 neben
den Röntgenstrahlfenstern 442 und 446 entsprechen.
Ebenso beinhaltet der x-Achsen-Ausrichtungsprozess die Manipulation
des Szintillatorarrays 112 entlang der x-Achse in einer Weise,
die ausführlicher
in Verbindung mit 61 oder 69 beschrieben ist, bis
weitere Strahlen von Röntgenstrahlen,
die auf die Röntgenstrahlabschirmung 440 gerichtet
sind, maximale Werte von Ausgangssignalen erzeugen, die für die PMT-Kanäle gemessen
werden, die den x-Achsen-Szintillatorelementen 170 neben
den Röntgenstrahlfenstern 444 und 448 entsprechen.
-
Sobald das Szintillatorarray 112 optimal
entlang den x- und
y-Achsen ausgerichtet ist, ist der nächste Schritt die drehende
Ausrichtung des Szintillatorarrays 112. Wie bei der x-
und y-Ausrichtung wird der Prozess durch eine gleichmäßige Streuung
von Röntgenstrahlen
eingeleitet, die auf die Außenfläche der
Röntgenstrahlabschirmung 440 gerichtet
sind. Wenn das Szintillatorarray 112 drehend in der optimalen
Position eingestellt ist, sollte der Wert des sichtbaren Lichts,
das zu der PMT 416 übertragen
wird, maximal sein. Daher wird die Szintillatorarray 112 in
der Weise gedreht, wie in Verbindung mit 26 und 61 erklärt ist,
und ein gerichteter Strahl von Röntgenstrahlen
wird nach jeder Einstellung emittiert, bis jede weitere Drehung
dazu führt, dass
weniger sichtbares Licht von der PMT 416 erfasst wird.
Falls notwendig können
die y-Achsen- und
x-Achsen-Ausrichtungsprozeduren wiederholt werden, nachdem die drehenden
Einstellungen zur Korrektur von x- oder y-Achsenfehlausrichtungen
durchgeführt
wurden, die durch die drehenden Einstellungen verursacht wurden.
-
Eine andere Ausrichtungsmethode umfasst
die Verwendung eines leistungsstarken Mikroskops zur optimalen Ausrichtung
der Szintillatorelemente 170 mit ihren entsprechenden Photovervielfacherröhrenkanälen. Gemäß diesem
Verfahren werden die Eingangsflächen
der Szintillatorelemente 170 wie auch die Ausgangsflächen poliert.
Die Multidetektorarrayanordnung 350 ist an einem Ausrichtungsständer montiert
und ein Mikroskop wird entlang der Eingangsfläche des Szintillatorkristallarrays 112 angeordnet.
Um die optimale Ausrichtung zu erzielen, wird das Mikroskop zunächst über der
Eingangsfläche
eines der Szintillatorelemente 170 entlang des äußeren Umfangs
des Szintillatorarrays 112 angeordnet. Die Positionierschrauben
innerhalb des Multidetektorarrays 350 werden in der Weise
manipuliert, die in Verbindung mit 61 beschrieben
ist, so dass der faseroptische Abbildungs-Taper 412 relativ
zu der Szintillatorarray 112 angeordnet ist. Die Positionierschrauben
werden manipuliert, bis der Photovervielfacherröhrenkanal, der dem beobachteten
Szintillatorelement 170 entspricht, optisch in Bezug auf
das Szintillatorelement 170 zentriert ist. Der Prozess
wird dann mit einem anderen Szintillatorelement 170 entlang
dem äußeren Umfang
des Szintillatorarrays 112 direkt gegenüber dem soeben ausgerichteten
Szintillatorelement 170 wiederholt. Der oben genannte Prozess
wird wiederholt, bis alle Szintillatorelemente 170 entlang
dem äußeren Umfang
des Szintillatorarrays 112 richtig ausgerichtet sind.
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Unter Bezugnahme auf 71 und 72 umfasst
die Szintillatorarrayanordnung 802 ein Szintillatorarray 112,
Endplatten 432 und 434, Drahtgitter 328 und 436 und
ein Abstandsstück 438.
Das Drahtgitter 328, am besten in 5 dargestellt, ist vorzugsweise eine
Schicht aus rostfreiem Stahl, die etwa 1,125 Zoll an jeder Seite
misst. Ein pseudokreisförmiges
Muster mit einem Durchmesser von etwa 0,719 Zoll ist in die Mitte
des Drahtgitters 328 geschnitten. Elf Kerben 327,
etwa 0,06 Zoll tief, sind gleichmäßig beabstandet entlang dem mittleren
0,60 Zoll Abschnitt an jeder Kante des Drahtgitters 328 verteilt.
Das Drahtgitter 436 ist mit dem oberen Drahtgitter 328 identisch.
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Zur Konstruktion einer Szintillatorarrayanordnung 802 wird
ein Abstandsstück 438 zwischen
den Drahtgittern 328 und 436 angeordnet. Das Abstandsstück 438 ist
vorzugsweise ein flaches Metallstück mit einer kreisförmigen Öffnung in
seiner Mitte, die dem Kreis entspricht, der durch das Szintillatorarray 112 definiert ist.
Drähte 329 werden
von einer Kerbe 327 an einer Kante des Drahtgitters 328 zu
der Kerbe an seiner direkt gegenüberliegenden
Kante gespannt und dann um das Abstandsstück 438 zu den entsprechenden
Kerben an dem Drahtgitter 436 gewickelt. Wenn ein Draht 329 durch
jede Kerbe 327 an beiden Drahtgittern gespannt wurde, entstehen
96 quadratische Abschnitte in dem pseudokreisförmigen Loch, das in den Drahtgittern 328 und 436 gebildet
wurde.
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Ein Röntgenstrahl empfindliches Szintillatorelement 170 wird
in jeden dieser quadratische Abschnitte innerhalb der Drahtgitteranordnung
platziert, um das Szintillatorarray 112 zu bilden. Die
Szintillatorelemente 170 sind vorzugsweise auf einen quadratischen
horizontalen Querschnitt zugeschnitten. Die Länge der einzelnen Szintillatorelemente 170 beträgt vorzugsweise
etwa 0,5 cm und die Außenflächen sind
vorzugsweise 0,135 cm × 0,135
cm. Die Szintillatorelemente 170 sind vorzugsweise aus
YSO, wobei aber auch andere Materialien verwendet werden können, wie
oben besprochen wurde. Die gespannten Drähte 329 helfen bei
der Ausrichtung der Anordnung der Szintillatorelemente 170.
Eine Zusammensetzung aus Wolfram beladenem Epoxid wird vorzugsweise
zum Füllen
des Raumes zwischen und um die Szintillatorelemente 170 und
zum Füllen
der Spalte verwendet, die durch die Drähte 329 erzeugt werden,
wenn diese über
die Drahtgitter 328 und 436 gespannt werden.
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In einer anderen Ausführungsform
enthält
ein Gitter, dessen Tiefe gleich der Länge des Szintillators ist und
das vorzugsweise etwa 1,25 Zoll im Quadrat misst, integrale Trennwände zur
Bildung von vorzugsweise 96 Löchern
quadratischen Querschnitts, in welche die Szintillatoren eingesetzt
und durch vorzugsweise Epoxidklebstoff in Position gehalten werden.
Das Gitter wird vorzugsweise durch den elektroerosiven Bearbeitungsprozess
gebildet. In einer anderen Ausführungsform
wird das oben genannte Gitter aus dünnen Schichten aufgebaut, die
vorzugsweise 96 Löcher
mit quadratischem Querschnitt enthalten. Jede Schicht wäre vorzugsweise
0,05 cm dick und würde
durch einen chemischen Ätzvorgang
gebildet werden. In einer weiteren Ausführungsform wird das oben genannte
Gitter mit einem pseudokreisförmigen
Loch und mit zwei 90° Sätzen gefräster Schlitze
in seinen Kanten gebildet, wobei jeder Schlitz vorzugsweise etwas
breiter als die Dicke des Trennwandmaterials ist und in einem Abstand,
der gleich dem Szintillatorabstand ist, beabstandet ist. Streifen aus
Trennwandmaterial, die vorzugsweise gleich breit wie die Szintillatorlänge sind
und vorzugsweise 1,00 Zoll lang sind, sind in die gefrästen Schlitze
zur Bildung der Trennwände
eingesetzt. Jeder Streifen aus Trennmaterial hat vorzugsweise Schlitze,
die etwas breiter als die Materialdicke sind, die in einem Abstand
gleich dem Szintillatorabstand beabstandet sind und sich über die
halbe Länge
der Streifenbreite erstrecken. Die x-Achsenstreifen sind mit den
y-Achsenstreifen in der Art eines Eierkorbes miteinander verschlungen,
so dass 96 Löcher
mit quadratischem Querschnitt entstehen, in welche die Szintillatoren
eingesetzt und vorzugsweise durch Epoxidklebstoff befestigt werden.
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In der bevorzugten Ausführungsform
ist die Ausgangsfläche
der Szintillatorarrayanordnung 802 geläppt, um eine flache polierte
Oberfläche
nach dem Einsetzen von Szintillatorelementen 170 zu erhalten.
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Signalaufbereiter
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Der Signalaufbereiter 810 wandelt
vorzugsweise die 96 Ausgänge
der PMT 416 in 96 Impulsreihen um, wobei jeder Impuls der
Impulsreihe einem einzelnen Röntgenstrahlphoton
entspricht, das bei dem entsprechenden Szintillatorelement 170 eintrifft.
Der Signalaufbereiter 810 umfasst vorzugsweise 48 Schaltungsplatten 1343.
Jede Schaltungsplatte 1343 umfasst zwei Sätze von
Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830,
wobei jede Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 ihren
Ausgang zu einem entsprechenden Diskriminator 1832 leitet.
Somit werden 96 Sätze
von Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 und
Diskriminatoren 1832 verwendet, wobei jeder Satz mit einem
entsprechenden Photovervielfacherröhrenkanal gepaart ist. Der
Signalaufbereiter 810 gibt 96 separate Impulsreihen für jeden
Schritt des Elektronenstrahls aus. Diese Informationen werden als
Teilbildpixelinformationen bezeichnet.
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Die Signalaufbereitungsverstärker 1344 formen
und verstärken
die Teilbildpixelrohsignale von der Photovervielfacherröhre und
geben eine Impulsreihe von Teilbildpixelsignalen zu den Strahlausrichtungs-
und Bildrekonstruktionsplatten aus. Zum Ausgleich etwaiger Leistungsschwankungen
zwischen den einzelnen Photovervielfacherröhrenkanälen wird ein separates Verstärkungssignal
zu jeder der Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 gesendet.
Dasselbe Schwellwertsignal wird jedoch zu jedem Diskriminator 1832 gesendet.
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29 ist
ein Schaltdiagramm einer bevorzugten Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830.
Teilbildpixelrohsignale von einem einzigen Photovervielfacherröhrenkanal
werden der Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 über eine
Eingangsleitung 1834 eingegeben. Die Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 ist
vorzugsweise wechselstromgekoppelt, um Abweichungsprobleme zu beseitigen.
Die untere Grenzfrequenz der Wechselkopplung ist hoch, z. B. 30
Mhz, so dass der Impuls differenziert ist. Dadurch entfällt die
Notwendigkeit, dass eine Gleichstromerhaltungsschaltung die Grundlinienreferenzspannung
konstant hält,
während
die Impulsrate variiert. Klemmdioden 1848 stellen einen
Spannungsschutz für
die Verstärker
innerhalb der Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 bereit.
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Die Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 umfasst
vorzugsweise drei Stufen einer Stromverstärkung. Die eingegebenen Teilbildpixelsignale
werden durch einen Kopplungskondensator 1842 mit einem Verstärker 1836 der
ersten Stufe mit fester Verstärkung
gekoppelt. Der Ausgang des Verstärkers
der ersten Stufe wird einem Verstärker 1840 der zweiten
Stufe mit variabler Verstärkung
zugeleitet, der Verstärkungssteuersignale
empfängt,
die über
eine Eingangsleitung 1844 zugeleitet werden. Der Ausgang
von dem Verstärker 1840 der
zweiten Stufe mit variabler Verstärkung wird einem Verstärker 1838 der
dritten Stufe mit fester Verstärkung zugeleitet,
der eine verstärkte
Teilbildpixelwellenform über
eine Leitung 1846 zu dem Diskriminator sendet. Versorgungsspannungen
von +5 V und –5
V werden zu jeder Verstärkerstufe
innerhalb der Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 geleitet.
Jede der 96 Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 funktioniert
auf gleiche Weise, um Teilbildpixelrohsignale von ihrem entsprechenden
Photovervielfacherröhrenkanal
zu verarbeiten.
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Unter Bezugnahme auf 30 digitalisiert der Diskriminator 1832 im
Wesentlichen die Teilpixelinformationen durch Vergleichen der verstärkten Teilbildpixelwellenform
von einer Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 mit
einem Schwellwert, und Erzeugen eines hohen oder niederen Wertes,
abhängig
davon, ob der Schwellwert überschritten
wird. Dieser hohe oder niedere Wert hängt davon ab, ob ein Röntgenstrahlphoton
erfasst wurde oder nicht. 30 zeigt
die bevorzugten Eingangs- und Ausgangsverbinder für jedes
Paar von Diskriminatoren 1832, die auf einer einzigen Schaltungsplatte 1343 angeordnet
sind. Die verstärkten
Teilbildpixelwellenformen von zwei Sätzen von Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 sind über Eingangsleitungen 1846 und 1847 an
die Diskriminatoren 1832 gekoppelt. Oberflächenmontierte
Ferritperleninduktoren 1850 werden vorzugsweise zum Filtern
von Rauschen aus den Eingangswellenformen verwendet. Digitalisierte
Ausgangsimpulse von den Diskriminatoren 1832 werden über Ausgangsleitungen 1848 und 1849 ausgegeben.
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31 ist
ein Schaltdiagramm eines bevorzugten Diskriminators 1832.
Die verstärkten
Teilbildpixelwellenformen von der Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 werden über eine
Eingangsleitung 1846 zu einem Komparator 1854 geleitet,
der einen Ausgangsimpuls konstanter Amplitude unabhängig von
der Amplitude seines Eingangs liefert. Das Schwellwertreferenzsignal,
das zu dem Komparator 1854 über eine Eingangsleitung 1852 geleitet
wird, ist vorzugsweise auf einen Wert eingestellt, der etwas höher als
der Verstärkerausgangsgeräuschpegel
ist, so dass es bei dem Geräuschpegel
nicht triggert. Die Versorgungsspannungseingänge für den Komparator 1854 sind
vorzugsweise bei +5 V und –5V
eingestellt.
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Der bevorzugte Komparator 1854,
ein standardmäßiger LT1016
Komparator, der von Linear Technology erhältlich ist, dient sowohl als
Komparator wie auch als Register. Der Komparator 1854 erzeugt
einen eingeklinkten Ausgang, der vorzugsweise an eine Impulsdehnungsschaltung 1856 gekoppelt
ist, die aus einer Schaltungsdiode, einem geerdeten Widerstand und
einem Kondensator besteht. Die Impulsdehnungsschaltung 1856 ermöglicht dem
Komparator, 1854 etwa 29 Nanosekunden breite Ausgangsimpulse
zu erzeugen. Der Ausgangsimpuls von dem Komparator wird vorzugsweise
einem durch zwei dividierenden Zähler 1858 zugeführt, um
die Frequenz der Ausgangsimpulse zu verringern. Es gehen keine Informationen
verloren, da aufeinanderfolgende Schaltungen die Flanken dieses
gepulsten Ausganges zählen.
Der gepulste Ausgang, der digitalisierte Teilbildpixelsignale enthält, wird
von dem durch zwei dividierenden Zähler 1858 an die nächste Verarbeitungsstufe
durch eine Ausgangsleitung 1848 ausgegeben. Jeder der 96
Diskriminatoren 1832 arbeitet auf gleiche Weise, um Teilbildpixelwellenformen
von seinen entsprechenden Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 zu
verarbeiten.
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32 zeigt
die DACs ("digital-analog
converters"; Digital/Analog-Wandler),
die vorzugsweise die Verstärkungs-
und Schwellwertsteuersignale für
den Signalaufbereiter 810 liefern. Die 12 Verstärkungssteuerungs-DACs 1860 empfangen
jeweils serielle Steuerdaten vom Steuerungscomputer und geben insgesamt
96 parallele analoge Verstärkungssteuersignale
durch 48 Schnittstellenverbinder 1862 (33) zu entsprechenden Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 aus.
Ein Schwellwertsteuer-DAC 1864 empfängt digitale Steuerdaten vom
Steuerungscomputer und gibt ein einziges Schwellwertreferenzsignal
aus, das zu allen 96 Diskriminatoren 1832 gesendet wird.
Der Schwellwertsteuerungs-DAC 1864 leitet sein Ausgangsschwellwertreferenzsignal
zu einem Pufferverstärker 1866 (34), der die Leistung zum
Antreiben aller 96 Schwellwertreferenzeingänge zu den einzelnen Diskriminatoren 1832 bereitstellt.
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35 zeigt
die Verbinder 1868 zwischen dem Ausgang der Diskriminatoren 1832 und
den Bildrekonstruktions- und
Strahlausrichtungsschaltungsplatten.
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Bildrekonstruktion
mit Sub-Abtastung
-
Die gegenwärtig bevorzugte Bildrekonstruktionsmethode
verwendet die Sub-Abtastungsmethode zur Verarbeitung der erfassten
Informationen. Vorzugsweise wird die Sub-Abtastungsmethode in einem Umkehrgeometrie-Abtaströntgensystem
verwendet, das ein Sub-Abtastverhältnis von
9 : 1 mit einem Multidetektorarray 822 verwendet, das 96
Detektorelemente enthält,
die in einem Pseudokreis angeordnet sind.
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36 ist
ein Diagramm eines 12 mal 12 logischen Arrays 823 von Detektorelementen.
Das logische Array enthält
sowohl aktive Detektorräume 642 als
auch inaktive Detektorräume 640.
In der gegenwärtig
bevorzugten Bildrekonstruktionsmethode enthalten die 96 aktiven
Detektorelementräume
jeweils ein Detektorelement und bilden ein aktives logisches Array 822,
das die zentralen Räume
eines 12 × 12
logischen Arrays einnimmt, die in einem symmetrischen Muster um
die horizontale Mittellinie und die vertikale Mittellinie angeordnet
sind. Die übrigen
48 logischen Detektorräume
des Arrays sind inaktive Detektoren und enthalten vorzugsweise kein
Detektorelement. In der bevorzugten Ausführungsform geben die inaktiven
Detektorräume
keine realen Informationen über
das Objekt aus.
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Zur Erzeugung eines Bildpixels werden
die verarbeiteten Röntgenstrahlintensitätswerte,
die vom Multidetektorarray 110 für jeden Röntgenmikrostrahl erfasst werden,
der durch dieses Bildpixel IP geht, summiert und an einen Videomonitor
ausgegeben. Zur Bildrekonstruktion unter Verwendung eines Sub-Abtastverhältnisses
von 1 : 1 ist jedes logische Detektorelement des logischen Arrays
imstande, Informationen über
jedes Bildpixel in dem Objekt zu liefern. Zur Bildrekonstruktion
unter Verwendung eines Sub-Abtastverhältnisses von x : 1, wobei x
eine Zahl größer 1 ist,
sind weniger als alle der logischen Detektorelemente imstande, Informationen über ein
bestimmtes Bildpixel beizutragen. Die tatsächliche Anzahl, die fähig ist,
Informationen zu liefern, hängt
von dem besonderen gewählten
Sub-Abtastungsverhältnis
ab. Bei einem gegenwärtig
bevorzugten Sub-Abtastungsverhältnis von
9 : 1 in der gegenwärtig
bevorzugten Ausführungsform
liefern nur 16 logische Detektorelemente des logischen Arrays 823 aus
144 logischen Detektorelementen Informationen über ein bestimmtes Bildpixel.
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In der Sub-Abtastungsmethode mit
einem Sub-Abtastungsverhältnis von
9 : 1 enthält
das logische Array 823 16 virtuelle Detektoren, z. B. 644, 646, 648 und 649.
In dieser Ausführungsform
enthalten die virtuellen Detektoren jeweils 9 logische Detektoren,
die in einem 3 mal 3 Array angeordnet sind. Wenn als Alternative ein
Sub-Abtastungsverhältnis
von 4 : 1 verwendet wird, wären
36 virtuelle Detektoren vorhanden, die jeweils 4 logische Detektorelemente
enthielten. Unter Verwendung eines Sub-Abtastungsverhältnisses
von 1 : 1 wären
144 virtuelle Detektoren vorhanden, die jeweils 1 logisches Detektorelement
enthielten.
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Jedes der 16 logischen Detektorelemente,
die zur Rekonstruktion eines einzigen Bildpixels unter Verwendung
eines Sub-Abtastungsverhältnisses
von 9 : 1 verwendet werden, ist vorzugsweise in verschiedenen virtuellen
Detektoren angeordnet. In dieser Ausführungsform liefert jeder virtuelle
Detektor Teilbildpixelinformationen für neun verschiedene Bildpixel.
Vollständige
Bildpixelinformationen werden erhalten, indem die Informationen
von den logischen Detektoren in derselben virtuellen Arrayposition
von allen 16 virtuellen Detektoren verknüpft werden.
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Die gegenwärtig bevorzugte Bildrekonstruktionsmethode
verwendet eine neuartige Kettenmethode. In der Kettenmethode gibt
es eine Kette für
jeden logischen Detektor in einem virtuellen Detektor. Unter Verwendung
zum Beispiel des bevorzugten Sub-Abtastungsverhältnisses
von 9 : 1 sind neun Ketten vorhanden. Unter Bezugnahme auf 36 wurde jede der virtuellen
Arraypositionen der virtuellen Detektoren mit den Zahlen 1 bis 9 bezeichnet.
Kette 1 enthält
alle logischen Detektoren, denen die Zahl 1 zugeordnet
ist. Kette 2 enthält alle
logischen Detektoren, denen die Zahl 2 zugeordnet ist.
Und so weiter. Jeder Reihe des logischen Arrays 823 ist
von oben nach unten eine Zahl, 1 bis 12, zugeordnet. Jeder Spalte
des logischen Arrays ist ein Alphazeichen, A bis M, von links nach
rechts zugeordnet. Natürlich
ist die Verwendung von rechts, links, oben und unten relativ und
die besondere gewählte
Ausrichtung dient nur der einfacheren Erklärung der Methode der Bildrekonstruktion.
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37 ist
ein Diagramm des Prozessablaufs, der in der Kettenmethode verwendet
wird. Da die Kettenmethode für
alle Ketten gleich ist, wird die Methode nur in Bezug auf Kette 1 ausführlich beschrieben.
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Die Kette 1 besteht aus
den folgenden logischen Detektoren, M1, J1, F1, C1, M4, J4, F4,
C4, M7, J7, F7, C7, M10, J10, F10 und C10. Unter der Annahme, dass
sich der Elektronenstrahl von links nach recht für jede Reihe und von oben nach
unten bewegt und das Sub-Rbtastungsverhältnis 9
: 1 ist, ist unter Verwendung des bevorzugten Multidetektorarrays 110 das
erste logische Detektorelement, das imstande ist, Informationen für ein bestimmtes
Bildpixel zu empfangen, M10 (36).
Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung (ein Loch rechts betrachtet
von der Ausgangsfläche
des Kollimators) angeordnet ist, ist der zweite logische Detektor,
der imstande ist, Informationen über
dasselbe Bildpixel zu empfangen, J10. und so weiter.
-
Unter erneuter Bezugnahme auf 37 werden die Teilpixelinformationen
für jedes
Bildpixel vorzugsweise für
jede Kette nach der folgenden Methode verarbeitet. Die Methode wird
zunächst
gemäß der Ausführungsform
beschrieben, in der jeder der logischen Detektoren aktiv ist und
ein Sub-Abtastungsverhältnis
von 9 : 1 gewählt
ist, was zu einem Kollimator führt,
der 167 Reihen und 167 Spalten enthält. Die Beschreibung beginnt,
wenn der Elektronenstrahl hinter der Öffnung AP50,50 angeordnet
ist. Zum Zwecke dieser Beschreibung ist das Bildpixel IP1 entlang den Achsen des Röntgenmikrostrahls
angeordnet, der vom logischen Detektor M10 erfasst wird. Ferner,
wenn der Elektronenstrahl als hinter einer bestimmten Öffnung angeordnet
beschrieben wird, bedeutet dies, dass der Elektronenstrahl auf den
Schnittpunkt der Zielschicht mit der Achse des Röntgenbündelstrahls gerichtet ist (die
auf die Mitte des Multidetektorarrays gerichtet ist), die durch
diese Öffnung
gebildet wird.
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Wenn der Elektronenstrahl hinter
AP50,50 positioniert ist, wird der Sub-Zähler M10
auf Null zurückgestellt.
Während
der Elektronenstrahl hinter AP50,50 positioniert
ist, werden die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen
Detektor M10 erfasst werden, dem Sub-Zähler M10 eingegeben. Wenn der
Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP50,51, positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler
M10 enthalten sind, zum Sub-Zähler
J10 bewegt. Während
der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP50,51 positioniert
ist, geht ein Röntgenmikrostrahl
durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor
J10. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor
J10 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler J10 eingegeben und zu
dessen Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP50,52 positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler J10 enthalten sind, zum
Sub-Zähler
F10 bewegt. Während
der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP50,52 positioniert
ist, geht ein Röntgenmikrostrahl
durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor
F10. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor
F10 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler F10 eingegeben und zu
dessen Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP50,53 positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler F10 enthalten sind, zum
Sub-Zähler
C10 bewegt. Während
der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP50,53 positioniert
ist, geht ein Röntgenmikrostrahl
durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor
C10. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor
C10 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler C10 eingegeben und zu
dessen Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP50,54 positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler C10 enthalten sind, zu
einem FIFO-Register bewegt. Der Grund dafür ist, dass wegen der Geometrie
des bevorzugten Systems, wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP50,54 positioniert ist, kein Röntgenmikrostrahl
durch IP1 geht und auf keinen logischen
Detektor in dem Array trifft, bis der Elektronenstrahl zur nächsten Reihe
bewegt wird. Gemäß dieser Ausführungsform
geht kein Röntgenmikrostrahl
durch IP1 und trifft auf keinen logischen
Detektor, bis der Elektronenstrahl hinter AP51,50 positioniert
ist.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
AP50,51 positioniert ist, wird der Sub-Zähler M7
mit den Teilbildpixelinformationen geladen, die im FIFO gespeichert
sind, die dem Teilbildpixelinformationsausgang von C10 entsprechen.
Während
der Elektronenstrahl hinter AP51,50 positioniert
ist, werden die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen
Detektor M7 erfasst werden, zu dem Inhalt des Sub-Zählers M7
addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP51,51 positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler M7 enthalten sind, zum
Sub-Zähler
J7 bewegt. Während der
Elektronenstrahl hinter der nächsten
gewählten Öffnung AP51,51 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch
IP1 und trifft auf den logischen Detektor
J7. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor
J7 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler J7 eingegeben und zu dessen
Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP51,52 positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler J7 enthalten sind, zum
Sub-Zähler
F7 bewegt. Während der
Elektronenstrahl hinter der nächsten
gewählten Öffnung AP51,52 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch
IP1 und trifft auf den logischen Detektor
F7. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor
F7 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler F7 eingegeben und zu dessen
Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP51,53 positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler F7 enthalten sind, zum
Sub-Zähler
C7 bewegt. Während der
Elektronenstrahl hinter der nächsten
gewählten Öffnung AP51,53 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch
IP1 und trifft auf den logischen Detektor
C7. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor
C7 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler C7 eingegeben und zu dessen
Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP51,54 positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler C7 enthalten sind, zu
einem FIFO-Register bewegt. Auch hier ist der Grund dafür, dass
wegen der Geometrie des bevorzugten Systems, wenn der Elektronenstrahl
hinter der nächsten
gewählten Öffnung AP51,54 positioniert ist, kein Röntgenmikrostrahl
durch IP1 geht und auf keinen logischen
Detektor in dem Array trifft. Gemäß dieser Ausführungsform
geht kein Röntgenmikrostrahl
durch IP1 und trifft auf keinen logischen
Detektor, bis der Elektronenstrahl hinter AP52,50 positioniert
ist.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
AP52,50 positioniert ist, wird der Sub-Zähler M4
mit den Informationen geladen, die im FIFO gespeichert sind, die
dem Teilbildpixelinformationsausgang vom Sub-Zähler C7 entsprechen. Während der
Elektronenstrahl hinter AP50,52 positioniert
ist, werden die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen
Detektor M4 erfasst werden, dem Sub-Zähler M4 eingegeben und zu dessen
Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP52,51, positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler M4 enthalten sind, dem
Sub-Zähler
J4 eingegeben. Während
der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP52,51 positioniert
ist, geht ein Röntgenmikrostrahl
durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor
J4. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor
J4 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler J4 eingegeben und zu dessen
Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP52,52, positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler J4 enthalten sind, zum
Sub-Zähler
F4 bewegt. Während der
Elektronenstrahl hinter der nächsten
gewählten Öffnung AP52,52 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch
IP1 und trifft auf den logischen Detektor
F4. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor
F4 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler F4 eingegeben und zu dessen
Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP52,53, positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler F4 enthalten sind, zum
Sub-Zähler
C4 bewegt. Während der
Elektronenstrahl hinter der nächsten
gewählten Öffnung AP52,53 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch
IP1 und trifft auf den logischen Detektor
C4. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor
C4 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler C4 eingegeben und zu dessen
Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP52,54, positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler C4 enthalten sind, zu
einem FIFO-Register bewegt. Auch hier ist der Grund dafür, dass
wegen der Geometrie des bevorzugten Systems, wenn der Elektronenstrahl
hinter der nächsten
gewählten Öffnung AP52,54 positioniert ist, kein Röntgenmikrostrahl
durch IP1 geht und auf keinen logischen
Detektor in dem Array trifft. Gemäß dieser Ausführungsform
geht kein Röntgenmikrostrahl
durch IP1 und trifft auf keinen logischen
Detektor, bis der Elektronenstrahl hinter AP53,50 positioniert
ist.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
AP53,50 positioniert ist, wird der Sub-Zähler M1
mit den Informationen geladen, die im FIFO gespeichert sind, die
dem Teilbildpixelinformationsausgang von C4 entsprechen. Während der
Elektronenstrahl hinter AP53,50 positioniert
ist, werden die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen
Detektor M1 erfasst werden, dem Sub-Zähler M1 eingegeben und zu dessen
Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, RP53,51 positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler M1 enthalten sind, zum
Sub-Zähler
J1 bewegt. Während der
Elektronenstrahl hinter der nächsten
gewählten Öffnung AP53,51 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch
IP1 und trifft auf den logischen Detektor
J1. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor
J1 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler J1 eingegeben und zu dessen
Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP53,52, positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler J1 enthalten sind, zum
Sub-Zähler
F1 bewegt. Während der
Elektronenstrahl hinter der nächsten
gewählten Öffnung AP53,52 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch
IP1 und trifft auf den logischen Detektor
F1. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor
F1 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler F1 eingegeben und zu dessen
Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP53,53, positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler F1 enthalten sind, zum
Sub-Zähler
C1 bewegt. Während der
Elektronenstrahl hinter der nächsten,
gewählten Öffnung AP53,53 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl
durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor
C1. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor
Cl erfasst werden, werden dem Sub-Zähler C1 eingegeben und zu dessen
Inhalt addiert.
-
Wenn der Elektronenstrahl hinter
der nächsten Öffnung in
derselben Kollimatorreihe, AP53,54, positioniert
ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler C1 enthalten sind, an
einen Monitor ausgegeben, wo die Informationen zur Anzeige verarbeitet
werden können.
Der Ausgang von C1 enthält
vollständige
Bildpixelinformationen für
das Pixel IP1. Der Grund dafür ist, dass
wegen der Geometrie des bevorzugten Systems keine anderen Öffnungen
außer
den zuvor genannten einen Röntgenmikrostrahl
enthalten, der durch IP1 geht.
-
Gemäß der Kettenmethode werden
gleichzeitig mit dem Sammeln der Informationen für IP1 in
Kette 1 Informationen für
IP2 in Kette 2 gesammelt. Die vollständigen Bildpixelinformationen
für IP2 werden nach derselben Methode wie bei Kette 1 gesammelt,
mit der Ausnahme, dass die logischen Detektoren für Kette 2 (L10, H10,
E01, B10, L7, H7, E7, B7, L4, H4, E4, B4, L1, H1, E1 und B1) die
Informationen sammeln und die Sub-Zähler L10, H10, E10, B10, L7,
H7, E7, B7, L4, H4, E4, B4, L1, H1, E1 und B1 die Informationen
verknüpfen,
während
der Elektronenstrahl hinter AP50,50, AP50,51 usw. angeordnet ist. Derselbe Prozess
wird auch bei den entsprechenden Sub-Zählern und logischen Detektoren
für die
Ketten 3, 4, 5, 6, 7, 8 und 9 verwendet. Nachdem
der Elektronenstrahl hinter der Öffnung
AP53,53 angeordnet wurde, können somit
vollständige
Informationen für
neun Bildpixel an einen Videomonitor zur Anzeige ausgegeben werden.
Ebenso wird eine neue Kette 1, Kette 2, ..., und
Kette 9 immer dann gestartet, wenn der Elektronenstrahl
hinter einer neuen Öffnung angeordnet
ist. Es sollte festgehalten werden, dass ein FIFO durch jeden Speichermechanismus
ersetzt werden kann, der die Zwischenausgänge der Ketten speichern kann,
bis die vollständigen
Bildpixelinformationen gesammelt sind.
-
Wie in 36 dargestellt, sind vorzugsweise nur
96 der 144 logischen Detektoren aktiv. Zum Beispiel ist Kette 1 vorzugsweise
mit 11 aktiven (J10, F10, C10, M7, J7, F7, C7, J4, F4, C4 und F1)
und 5 inaktiven Detektorelementen (M10, M4, M1, J1 und C1) dargestellt.
Da diese inaktiven Detektorelemente keine Informationen über das
Bildpixel liefern, wird ein Nullwert in die entsprechenden Sub-Zähler eingegeben.
Auch wenn, wie festgestellt wurde, bestimmt wird, dass die inaktiven
logischen Detektoren niemals zum Sammeln von Bildpixelinformationen
verwendet werden, muss ihnen kein tatsächlicher Detektor zugeordnet
werden. Auf gleiche Weise geben die inaktiven logischen Detektoren
für Kette 2 (jene
außerhalb
der aktiven Detektorarrayfläche 822)
Nullwerte in ihre entsprechenden Sub-Zähler ein, und so weiter bei
den anderen Ketten.
-
Wenn weniger als alle der logischen
Detektoren aktiv sind, ist bevorzugt, die vollständigen Bildpixelinformationen
zu normieren, um Differenzen in der Anzahl aktiver Detektorelemente
in jeder Kette auszugleichen. Wie in Tabelle II dargestellt, kann
die Anzahl aktiver Detektorelemente, die Eingangsdaten liefern,
zwischen 10, 11 oder 12 schwanken, abhängig von der besonderen Kette.
Die vollständigen
Bildpixelinformationen von jeder der neun Ketten werden vorzugsweise
normiert, indem die vollständigen
Bildpixelinformationen durch die Anzahl aktiver Detektoren in dieser
Kette dividiert werden und dann mit 12 multipliziert wird.
TABELLE
II
KETTE | ANZAHL
AKTIVER ELEMENTE |
1 | 11 |
2 | 10 |
3 | 11 |
4 | 10 |
5 | 12 |
6 | 10 |
7 | 11 |
8 | 10 |
9 | 11 |
-
Ausrichtung
-
Der Röntgenstrahl 40 in
der Röntgenstrahlquelle 10 ist
vorzugsweise präzise
ausgerichtet, so dass er die Fläche
auf der Zielschicht an dem exakten Punkt beleuchtet, wo die Achse
des Kollimatorlochs die Zielschicht schneidet. Wenn kein Objekt
zwischen dem Ziel 50 und dem Multidetektorarray 110 angeordnet
ist, führt
ein solcher präzise
ausgerichteter Elektronenstrahl zu einer annähernd symmetrischen Verteilung
der Röntgenstrahlintensität über der
Fläche
der Detektorelemente 160 des Multidetektorarrays 110 innerhalb
des Pseudokreises 400. Ein Elektronenstrahl, der nicht
so präzise
ausgerichtet ist, kann eine nicht symmetrische Verteilung der Röntgenstrahlintensitäten über der
Fläche
der Detektorelemente 160 des Multidetektorarrays 110 erzeugen.
-
Die Ausrichtung des Elektronenstrahls
hinter den Kollimatorlöchern
erfolgt vorzugsweise in einem zweistufigen Prozess. Eine einleitende
Ausrichtungsprozedur wird vorzugsweise durchgeführt, um die korrekte Positionierung
des Elektronenstrahls 40 zu nähern. Auf die einleitende Ausrichtungsprozedur
folgt vorzugsweise eine Feinausrichtungsprozedur, welche die Position
der Mitte des Elektronenstrahlsprofil in Bezug auf die Kollimatorlöcher optimiert.
-
Der erste Schritt der bevorzugten
einleitenden Ausrichtungsprozedur besteht aus der Positionierung der
Elektronenstrahlen unter Verwendung von a priori Kenntnissen, die
sich auf die physikalischen, elektrischen und magnetischen Eigenschaften
des Abtastsystems beziehen. Der relative Abstand der Elektronenstrahlpositionen
kann an diesem Punkt vernünftig
korrigiert werden, nicht aber die absoluten Positionen der Elektronenstrahlen,
wegen der Schwierigkeit das Elektronenstrahlpositionsarray zu den
Kollimatorlöchern
weiterzuschalten, und wegen der kleinen kumulativen Fehler. Daher
wird vorzugsweise ein "Zitterbewegungsprozess" verwendet, wobei
mehrere Messungen vorgenommen werden, indem kleine Einstellungen
der Indexposition für
ein gesamtes Array von Elektronenstrahlpositionen gemacht werden.
Für gewöhnlich werden
25 Messungen dort vorgenommen, wo der Indexpunkt in einem 5 × 5 x-y-Gitter
bewegt wird. Die Gesamtgröße des Gitters
ist ungefähr
der Zwischenraum eines Kollimatorlochs. Die Daten, die für jede Messung
gesammelt werden, bestehen aus der Gesamtintensität, die von
dem Multidetektorarray für
jedes der Kollimatorlöcher
gemessen wird.
-
Die für ein bestimmtes Kollimatorloch
gesammelten Daten sind vorzugsweise ein Array von 25 Werten. Viele
der Werte zeigen, dass ein geringer oder kein Röntgenstrahlfluss auf das Multidetektorarray
aufgetroffen ist, aber einige zeigen, dass wenigstens ein Teil des
Elektronenstrahls Röntgenstrahlen
erzeugte, die auf das Multidetektorarray auftrafen. Eine ungefähre optimale
Strahlpositionsstelle wird durch mathematisches Anpassen einer mehrdimensionalen
Oberfläche
an die beleuchteten Daten bestimmt.
-
Somit werden ungefähre optimale
Strahlpositionen durch diese Prozedur bestimmt. Diese Positionen werden
unter Verwendung der Feinausrichtungsmethode, die in der Folge beschrieben
ist, verfeinert.
-
Zur Einleitung der Feinausrichtungsprozedur
werden vorzugsweise die anfänglichen
x-Ablenkungswerte und y-Ablenkungswerte
für jede
Kollimatoröffnung
unter Verwendung der einleitenden Ausrichtungsprozedur, die zuvor
beschrieben wurde, berechnet. Unter Verwendung dieser berechneten,
anfänglichen
Ablenkungswerte wird der Elektronenstrahl über das Ziel geführt, wobei
er vorübergehend
an jeder der berechneten Stellen stoppt, die den berechneten x-
und y-Ablenkungswerten entsprechen. Die Teilbildpixelinformationen, die
von jedem Detektorelement für
jeden Röntgenbündelstrahl
erhalten werden, der durch Stoppen an jeder berechneten Stelle erzeugt
wird, werden auf eine gleichmäßige Verteilung
der Röntgenstrahlintensität über mehrere
Frames analysiert. (Eine vollständige
Abtastung des Ziels wird als Frame bezeichnet). Wenn die Analyse
zu einer Bestimmung führt,
dass die Verteilung der Röntgenstrahlintensität nicht
gleichmäßig ist,
werden neue x-Ablenkungswerte und/oder y-Ablenkungswerte berechnet
und die Ausrichtungsprozedur wird wiederholt, um eine optimale Verteilung
zu garantieren.
-
Die bevorzugte Art einer Analyse
der Verteilung des Röntgenstrahlflusses über die
Fläche
des Multidetektorarrays ist ein Vergleich der durchschnittlichen
Intensität
der Röntgenstrahlen,
die durch ausgewählte Flächenbereiche
der Fläche
des Multidetektorarrays erfasst werden. Dies erfolgt vorzugsweise
durch Teilen des bevorzugten Multidetektorarrays aus 96 Detektorelementen
in acht Flächen,
die im Wesentlichen dieselbe Anzahl von Detektorelementen umfassen.
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38 ist
ein repräsentatives
Diagramm der Fläche
des Multidetektorarrays geteilt in acht Flächenbereiche. Jeder der acht
Flächenbereiche
wird als "Oktant" bezeichnet. Die
acht Oktanten sind als oberer rechter äußerer Oktant ("top right outer" – TRO) 1345, oberer
rechter innerer Oktant ("top
right inner" – TRI) 1346, oberer
linker äußerer Oktant
("top left outer" – TLO) 1349, oberer
linker innerer Oktant ("top
left inner" – TLI) 1350,
unterer rechter innerer Oktant ("bottom
right inner" – BRI) 1347,
unterer rechter äußerer Oktant
("bottom right outer" – BRO) 1348, unterer
linker äußerer Oktant
("bottom left outer" – BLO) 1351 und unterer
linker innerer Oktant ("bottom
left inner" – BLI) 1352 bezeichnet.
-
In der bevorzugten Ausführungsform
sind die 96 Detektorelemente 1339 gleichmäßig unter
den acht Oktanten verteilt. Daher enthält jeder Oktant 12 Detektorelemente 1339.
Es wird jedoch in Betracht gezogen, dass andere Anordnungen in der
vorliegenden Erfindung verwendet werden können. Zum Beispiel könnte eine alternative
Anordnung aus 13 Detektorelementen 1339 bestehen, die jedem
inneren Oktanten zugeordnet sind, mit 11 Detektorelementen 1339,
die jedem äußeren Oktanten
zugeordnet sind.
-
Die Strahlausrichtungsberechnungen
werden vorzugsweise separat für
die x-Achse 1662 und die y-Achse 1660 durchgeführt. Die
bevorzugte Abfolge von Schritten zur Bestimmung der richtigen Strahlausrichtung
entlang der y-Achse 1660 ist wie folgt. Der Prozess beginnt,
wenn ein Röntgenbündelstrahl
von einer einzigen Kollimatoröffnung
auf die Szintillatorelemente des Multidetektorarrays 110 trifft.
-
Die Gesamtintensitätswerte
für jeden
Oktanten werden durch Zählen
der Anzahl von Röntgenstrahlphotonen
summiert, die von jedem Detektorelement 1339 empfangen
werden, das jedem Oktanten zugeordnet ist. Zum Beispiel ist bei
einer willkürlichen
Wahl der Variablen V zur Bezeichnung der Summe der Photonenzählungen
in einer bestimmten Fläche
VTRO die Summe aller Photonenzählungen im
TRO-Oktanten 1345. Ebenso ist VTRI die
Summe für
den TRI-Oktanten 1346, VTLO für den TLO-Oktanten 1349,
VTLI für
den TLI-Oktanten 1350, VBLO für den BLO-Oktanten 1351,
VBLI für
den BLI-Oktanten 1352, VBRI für den BRI-Oktanten 1347, und
VBLO für
den BLO-Oktanten 1348. Die Intensitätswerte für jeden Oktanten, für jeden
Röntgenbündelstrahl von
jeder Kollimatoröffnung
für jeden
einer vorbestimmten Anzahl aufeinanderfolgender Frames wird akkumuliert.
Die gegenwärtig
bevorzugte Ausführungsform
verwendet die Oktantenwerte von 100 bis 120 Frames zur Ausführung der
Strahlberechnungen. Somit gibt es insgesamt acht Oktantenwerte für jede Strahl/Öffnungs-Kombination.
-
Die akkumulierten Werte für die Oktanten
in der oberen und unteren Hälfte
des PMT-Arrays werden dann separat summiert. Somit ist der akkumulierte
Wert der oberen Oktanten Voben = VTRO + TTRI + VTLI + VTLO. Die akkumulierten
unteren Oktanten sind Vunten = VBRO + VBRI + VBLI + VBLO.
-
Danach wird der akkumulierte Wert
der oberen Oktanten mit dem akkumulierten Wert der unteren Oktanten
verglichen. Dieser Vergleich ergibt einen y-Achsen-Ausrichtungsfaktor
(AFy-Achse), der ein Maß für die Genauigkeit der Röntgenstrahlausrichtung
in Bezug auf die besondere Öffnung
entlang der y-Achse ist. Die Formel zur Bestimmung von AFy-Achse ist
-
-
Wenn der Elektronenstrahl richtig
mit der analysierten Öffnung
entlang der y-Achse ausgerichtet ist, sollten die akkumulierten
Intensitätswerte
für die
oberen und die unteren Oktanten gleich sein. Wenn daher Voben gleich Vunten ist,
gilt AFy-Achse = 0, und der Strahl ist richtig
entlang der y-Achse für
die analysierte Öffnung ausgerichtet.
-
Wenn der Elektronenstrahl so positioniert
ist, dass die obere Hälfte
des Multidetektorarrays begünstigt ist,
ist Voben größer als Vunten.
Dies ergibt AFy-Achse. Wenn der Elektronenstrahl
so positioniert ist, dass die untere Hälfte des Multidetektorarrays
begünstigt
ist, ist Voben kleiner als Vunten.
Dies ergibt AFy-Achse < 0. Der Wert von Ay-Achse gibt
im Allgemeinen die Größe an, die
der y-Ablenkungswert geändert
werden sollte, um die Ausrichtung zu optimieren.
-
Die Methode zur Bestimmung der optimalen
Elektronenstrahlausrichtung entlang der x-Achse ist ähnlich.
Für diese
Berechnung werden die akkumulierten Werte für die linken und rechten Oktanten
separat summiert. Somit ist der akkumulierte Wert der rechten Oktanten
Vrechts = VTRO +
VTRI + VBRO + VBRI. Der akkumulierte Wert der linken Oktanten
ist Vlinks = VTLO +
VTLI + VBLO + VBLI. Die Formel zur Bestimmung des x-Achsen-Ausrichtungsfaktors
(AFx_Achse) ist:
-
-
Berechnungen, die annähernd identisch
mit jenen sind, die für
die y-Achsenausrichtung verwendet werden, werden zur Bestimmung
der optimalen Ausrichtung des Elektronenstrahls entlang der x-Achse
verwendet.
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Die x-Achsen- und y-Achsen-Ausrichtungsfaktoren
werden zum Steuerungscomputer 890 gesendet. Der Steuerungscomputer 890 verarbeitet
diese Ausrichtungsfaktoren zur Bestimmung des Korrekturausmaßes, das
an der Röntgenstrahlquelle 798 erforderlich
ist, um den Röntgenbündelstrahl
optimal auszurichten. Der Steuerungscomputer 890 aktualisiert
dann die Strahlablenkungsverweistabellen 918.
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Durch Einstellen der Positionierung
des Elektronenstrahls an dem Ziel 1250 werden Röntgenstrahlen von
dem Ziel an einer anderen Position relativ zu der Kollimatorgitteröffnung emittiert.
Der Röntgenbündelstrahl,
der durch die Kollimatorgitteröffnung
geht, würde
dann das Multidetektorarray an einer korrigierten, optimal ausgerichteten
Position beleuchten.
-
Diese Ausrichtung kann immer dann
durchgeführt
werden, wenn das System aktiviert wird, zu im Voraus eingestellten
Intervallen oder kontinuierlich.
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Während
die vorangehende Besprechung Ausrichtungsberechnungen entlang der
x- und y-Achsen untersucht, werden andere Oktantberechnungsmethoden
ebenso als im Umfang dieses Aspekts der Erfindung liegend erachtet.
Zum Beispiel können
Winkelausrichtungsberechnungen durchgeführt werden, indem der akkumulierte
Wert der oberen rechten Oktanten mit den Werten der unteren linken
Oktanten verglichen werden und die oberen linken Oktanten mit den
unteren rechten Oktanten.
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Strahlausrichtungsextraktor
und Bildrekonstruktionsmaschine
-
39 ist
ein Blockdiagramm der Schaltung für den Strahlausrichtungsextraktor
und die Bildrekonstruktionsmaschine. Die Ausgangssignale des Signalaufbereiters 810 werden über Verbinder 1655 dem
Strahlausrichtungsextraktor eingegeben.
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Die aufbereiteten Teilbildpixelsignale
von jedem Detektorelement für
jeden Schritt des Elektronenstrahls werden RTE-Oktantenzählern 1354 eingegeben.
Es gibt vorzugsweise acht RTE-Oktantenzähler. Jeder der Oktantenzähler empfängt die
aufbereiteten Teilbildpixelsignale von einem der acht Oktanten.
Jeder RTE-Oktantenzähler 1354 teilt
die aufbereiteten Teilbildpixelsignale in zwei im Wesentlichen identische Signale.
Ein Satz der aufbereiteten Teilbildpixelsignale wird zur Analyse
der optimalen Ausrichtung des Elektronenstrahls verwendet. Der andere
Satz wird zu der Bildrekonstruktionsmaschine übertragen, wo er schließlich zur Rekonstruktion
des Bildes des untersuchten Objekts verwendet wird.
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Jeder RTE-Oktantenzähler 1354 verarbeitet
dann die eingegebenen aufbereiteten Bildpixelsignale, um eine Gesamtphotonenzählung für seinen
entsprechenden Oktanten zu erhalten. Die RTE-Oktantenzähler 1354 übertragen
dann die Gesamtphotonensumme für
jeden Oktanten in sequenzieller Reihenfolge zu dem Frame-Summierungs-Chip 1357.
Dieser Prozess wird gesteuert und Ausgänge an den Frame-Summierungs-Chip
werden durch Steuersignale freigegeben, die den RTE-Oktantenzählern 1354 von
der Verstärkungs-
und Ausrichtungsmaschine 1674 übermittelt werden.
-
Der Frame-Summierungs-Chip 1357 ist
eine arithmetische logische Einheit ("arithmetic logic unit" – ALU). Für jede Photonenzählung, die
vom RTE-Oktantenzähler 1354 eingegeben
wird, gibt der Frame-Summierungs-Chip 1357 auch einen akkumulierten
Oktantenwert vom Verstärkungs- und Ausrichtungsspeicher 1678 ein.
Dieser akkumulierte Oktantenwert entspricht der Summe der Photonenzählungen
von einem oder mehreren vorangehenden Frames für denselben Oktanten oder für dieselbe Öffnung an
dem Kollimator, die zur Erzeugung der vorliegenden Photonenzählung beleuchtet
wurde. Der Frame-Summierungs-Chip 1357 addiert
die Photonenzählung
zu dem akkumulierten Oktantenwert, um einen neuen Oktantenwert zu
erzeugen, der dann im Verstärkungs-
und Ausrichtungsspeicher 1678 gespeichert wird.
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Die Verstärkungs- und Ausrichtungsmaschine 1674 steuert
den Betrieb der Oktantenzähler 1354,
des Frame-Summierungs-Chips 1357 und
des Verstärkungs-
und Ausrichtungsspeichers 1678. Nachdem etwa 100 bis 120 Frames
an Informationen im Verstärkungs-
und Ausrichtungsspeicher 1678 gesammelt wurden, übermittelt
die Verstärkungs-
und Ausrichtungsmaschine 1674 Anweisungen an den Verstärkungs-
und Ausrichtungsspeicher 1678, die Strahlausrichtungsinformationen
auszugeben, die durch Sender-Empfänger 1704 und 1706 zu
den RTE-Ausgangsschaltungen 818 übertragen
werden.
-
Die Kettenzähler 1372 geben Teilbildpixelsignale
von den RTE-Oktantenzählern 1354 ein.
Die Kettenzähler 1372 verarbeiten
Teilbildpixelwerte zur Rekonstruktion von Datenwerten für vollständige Bildpixel,
wie ausführlicher
in der ausführlichen
Beschreibung von 37 erklärt wird.
-
Während
des Bildrekonstruktionsprozesses werden teilweise konstruierte Bildpixelwerte
von den Kettenzählern 1372 in
den Reihen-FIFO-Chips 1702 (FIFO – "First in First out") gespeichert. Nachdem 166 Elemente
von Teilbildpixelwerten in einen Reihen-FIFO-Chip 1702 eingegeben wurden,
bewirkt jedes folgende Element in diesem Reihen-FIFO-Chip 1702,
dass der Reihen-FIFO-Chip 1702 den zu diesem Zeitpunkt
am frühesten
gespeicherten Kettendatenwert zu den Kettenzählern 1372 zurück überträgt. Der
Reihen-FIFO 1702 empfängt
Taktsignale von RTE-Steuerchips.
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Die Kettenzähler 1372 übertragen
Datenwerte für
vollständige
Bildpixel zu dem Normierungs-PROM 1692. Der Normierungs-PROM
stellt diesen Datenwert auf der Basis der Anzahl aktiver Detektorelemente
ein, die Teilbildpixelinformationen für dieses Bildpixel liefern
(dies wird ausführlicher
in Verbindung mit der ausführlichen
Besprechung von 37 beschrieben).
Der Normierungs-PROM 1692 empfängt Steuersignale von der Bildrekonstruktionssteuerung 1696 durch
eine elektrische Verbindung 1768.
-
Der Normierungs-PROM 1692 gibt
normierte Bildpixelinformationen an die Ausgabe-FIFOs 1700 durch
eine elektrische Verbindung 1746 aus. Drei Reihen normierter
Bildpixelinformationen werden in den Ausgabe-FIFOs 1700 gespeichert,
bevor die normierten Bildpixeldaten zu der RTE-Ausgangsschaltung übertragen
werden.
-
Die normierten Bildpixelinformationen
vom Normierungs-PROM 1692 werden
auch in die Bildspeichereinheit 1694 eingegeben. Die normierten
Bildpixelinformationen für
das gesamte Bild werden in der Bildspeichereinheit 1694 gespeichert
und richtig gereiht. Der Steuerungscomputer kann auf diese Bilddaten
durch den Sender-Empfänger 1698 zugreifen.
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Die Bildrekonstruktionssteuerung überträgt die Steuersignale,
welche die Komponenten der Bildrekonstruktionsmaschine betreiben.
Steuer- und Adressiersignale werden der Bildspeichereinheit 1694 auf
elektrischen Verbindungen 1758 und 1756 übermittelt.
Steuersignale werden über
die elektrische Verbindung 1768 zum Normierungs-PROM gesendet. Die
Bildrekonstruktionssteuerung 1696 übermittelt Steuersignale über die elektrische
Verbindung 1724 zu den Kettenzählern 1372.
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Steuerinformationen vom Steuerungscomputer 890 werden
dem Echtzeitsensor durch die RTE-Eingangsschaltung 1620 eingegeben,
die Lichtimpulse von faseroptischen Hochgeschwindigkeitskabel 824 empfängt. Die
RTE-Eingangsschaltung 1620 umfasst
einen Lichtdetektor und eine Schaltung, welche die Lichtimpulse
erfasst und zu elektrischen Signalen demoduliert, welche die Steuerinformationen
vom Steuerungscomputer 890 enthalten. Die Steuerinformationen
werden von der RTE-Eingangsschaltung 1620 zu
den RTE-Steuer-Chips 1690 durch eine elektrische Verbindung 1714 gesendet.
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Die RTE-Steuer-Chips 1690 senden
Taktsignale über
eine elektrische Busverbindung 1710 zu der RTE-Schaltung.
Die RTE-Steuer-Chips 1690 senden Steuersignale über eine
elektrische Busverbindung 1760 zu der RTE-Schaltung.
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Die RTE-Ausgangsschaltung 818 sendet
Bildrekonstruktions- und Verstärkungs-
und Ausrichtungsinformationen über
ein faseroptisches Hochgeschwindigkeitskabel 826 zu dem
Steuerungscomputer 890. Die RTE-Ausgangsschaltung 818 umfasst
eine LED hoher Strahldichte und eine Schaltung, die elektrische
Signale in Lichtimpulse umwandelt.
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Unter Bezugnahme auf 40 ist ein ausführliches Diagramm der RTE-Eingangsschaltung 1620 dargestellt.
Die RTE-Eingangsschaltung 1620 empfängt Lichtimpulse vom rechten
Sender 880. Lichtimpulse werden vom faseroptischen Empfänger 1612 erfasst
und in ein elektrisches Signal umgewandelt. Das elektrische Signal
wird durch Schaltungen 1622 und 1624 gefiltert
und geformt. Das elektrische Signal wird dann in einen Taxi-Chip 1614 eingegeben,
ein standardmäßiger AM7969
Chip, der von AMD Corp. erhältlich
ist, der als seriell-parallel Wandler dient. Das elektrische Eingangssignal
hat notwendigerweise auf Grund seiner Übertragung durch ein faseroptisches
Kabel ein serielles Format. Vier Bits von Steuersignalen und acht
Bits von Datensignalen werden vom Taxi-Chip 1614 ausgegeben.
Während
die vorliegende Beschreibung von 40 die RTE-Eingangsschaltung 1620 des
Datenempfängers 812 betrifft,
gibt es eine ähnliche
Schaltung für
andere Komponenten der vorliegenden Erfindung, die Lichtimpulse
durch faseroptische Kabel empfängt.
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Eine Phasenregelkreis- ("phase locked loop" – PLL) Schaltung 1629,
die im Datenempfänger 812 angeordnet
ist, empfängt
ein 12,5 MhZ Mastertaktsignal, das in der programmierbaren Abtaststeuerung 920 (22) erzeugt wird, und regelt
auf dieses ein. Dieses Mastertaktsignal treibt sowohl den Taxi-Chip 1614 im Datenempfänger 812 als
auch den Taxi-Chip 1602 im Datensender 818 an,
um einen Ausgang bei einer Taktrate von 12,5 Mhz zu erzeugen. MC88915
Taktverdoppler 1628, 1630 und 1632 werden
zum Vervierfachen des 12,5 MHz Taktsignals auf eine 50 Mhz Frequenz
verwendet. Eine Taktgeberschaltung 1626 verwendet diesen
50 Mhz Takt zum Synchronisieren des Taxi-Chips 1614 mit
den anderen Komponenten des Strahlausrichtungsextraktors und der
Bildrekonstruktionsschaltung. Die Taktgeberschaltung 1626 erzeugt
ein Datenbestätigungssignal,
das über
eine elektrische Verbindung 1636 übertragen wird. Die Taktgeberschaltung 1626 erzeugt
ein Steuerungsbestätigungssignal,
das über
eine elektrische Verbindung 1634 übertragen wird.
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41 zeigt
die RTE-Ausgangsschaltung 818, die auch als rechter Datensender
bezeichnet wird. Ein Taxi-Chip 1602 ist ein weiterer standardmäßiger AM7968
Chip, der von AMD Corp. erhältlich
ist, der auch als parallel-seriell
Wandler dient. Parallele Datenbits vor der Bildrekonstruktionsmaschine
und dem Strahlausrichtungsextraktor werden in den Taxi-Chip 1602 eingegeben,
der ein serielles Datensignal ausgibt. Dieses serielle Datensignal
wird dann von der Aufbereitungsschaltung 1610 geformt.
Das Ausgangssignal von der Aufbereitungsschaltung 1610 wird
zu dem faseroptischen Sender 1604 gesendet, der das serielle
Datensignal unter Verwendung einer LED hoher Strahlendichte in Lichtimpulse
umwandelt. Die Lichtimpulse werden durch ein faseroptisches Hochgeschwindigkeitskabel 826 zu
einem Datenempfänger 880 gesendet.
Während
die vorliegende Beschreibung von 41 die
RTE-Ausgangsschaltung 1620 des Echtzeitsensors betrifft,
gibt es eine ähnliche
Schaltung für
andere Komponenten der vorliegenden Erfindung, die Lichtimpulse
durch faseroptische Kabel überträgt.
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42 ist
ein Schaltdiagramm der RTE-Steuer-Chips 1690, die im Datenempfänger 812 angeordnet sind.
Informationen vom Steuerungscomputer 890, die über die
RTE-Eingangsschaltung 1620 erhalten werden, werden zu den
verschiedenen Komponenten des Multidetektorarrays durch die RTE-Steuer-Chips 1690 verteilt,
von welchen jeder ein MACH435 programmierbarer IC-Chip ist, erhältlich von
AMD Corp. Datenausgänge
vom RTE-Eingangs-Taxi-Chip 1614 werden
in die RTE-Steuer-Chips über
eine elektrische 8-Bit-Verbindung 1616 eingegeben. Steuerinformationsausgänge vom
RTE-Eingangs-Taxi-Chip 1614 werden in die RTE-Steuer-Chips über eine
elektrische 4-Bit-Verbindung 1616 eingegeben.
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Ein Datenerfassungssteuer-Chip 1638 verteilt
Steuerinformationen, die sich auf die Auswahl von Daten beziehen,
die von den Komponenten des Multidetektorarrays 822 erfast
und verarbeitet werden. Ein Hostspeichersteuer-Chip 1642 übermittelt
Anweisungen zu der Bildspeichereinheit 1694 und der Verstärkungs-
und Ausrichtungsspeichereinheit 1678. Ein Taktsteuer-Chip 1640 übermittelt
Takt- und Diagnosesignale zu der Schaltung des Strahlausrichtungsextraktors
und der Bildrekonstruktionsmaschine. Die Taktsteuersignale für den Signalaufbereiter 1510 (33) werden von dem Taktsteuer-Chip 1640 durch
eine Verbindung 1646 ausgegeben. 1 Kbyte nichtflüchtiger
Speicher 1644 speichert Kalibrierungsinformationen für die Schaltung
des Strahlausrichtungsextraktors und der Bildrekonstruktionsmaschine.
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Unter Bezugnahme auf 43 bilden vier Verbinder 1650, 1652, 1654 und 1656 die
Sensorverbindungen 1655 zwischen dem Signalaufbereiter 810 und
den RTE-Oktantenzählern 1354.
Nach der Signalaufbereitung verbinden Signale von jedem der 96 PMT-Detektorelemente
1339 die
RTE-Oktantenzähler 1354 über eine
von 96 elektrischen Verbindungen auf den vier Verbindern 1650, 1652, 1654 und 1656.
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44A und B sind Diagramme der bevorzugten Oktantenzähler 1354.
Acht solcher Oktantenzähler 1354 werden
im Echtzeitsensor verwendet. Jeder Oktantenzähler 1354 umfasst
vorzugsweise einen ISP1032TQ Gitter-IC-Chip. Der Oktantenzähler 1303A verarbeitet
die Eingänge
von den Photokathodenelementen 1339, die dem TLO-Oktanten
zugeordnet sind. Ebenso verarbeitet der Oktantenzähler 1303B die
Eingänge
für den
TRO-Oktanten, der Oktantenzähler 1303C für den TLI-Oktanten, der Oktantenzähler 1303D für den TRI-Oktanten, der Oktantenzähler 1303E für den BLO-Oktanten, der Oktantenzähler 1303F für den BRO-Oktanten, der Oktantenzähler 1303G für den BLI-Oktanten
und der Oktantenzähler 1303H für den BRI-Oktanten.
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Jeder Oktantenzähler 1354 enthält Dateneingangsverbindungen
für jedes
der 12 PMT-Photokathodenelemente 1339,
die vorzugsweise jedem Oktanten zugeordnet sind. Beim Erfassen von
Lichtphotonen durch ein PMT-Photokathodenelement 1339 wird
ein elektrisches Signal zu seinem entsprechenden Oktantenzähler 1354 gesendet.
Für den
Röntgenbündelstrahl,
der durch eine einzige Kollimatoröffnung geht, erzeugt jeder
der acht Oktantenzähler 1354 einen
9-Bit-Wert, der die Intensitätsdaten
von allen 12 PMT-Photokathodenelementen 1339 enthält, die
jedem Oktanten zugeordnet sind.
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45 zeigt
den Frame-Summierungs-Chip 1357, der eine arithmetische
logische Einheit ("ALU") ist und vorzugsweise
ein L4C381JC26A IC-Chip ist, der von Logic Devices, Inc., erhältlich ist.
Der 9-Bit-Ausgang von jedem Oktantenzähler 1354 wird durch
eine Verbindung 1356 in den Frame-Summierungs-Chip 1357 eingegeben.
Der Frame-Summierungs-Chip 1357 verarbeitet acht Zahlen
für jede
Kollimatoröffnung.
Für jedes folgende
Frame summiert der Frame-Summierungs-Chip 1357 die entsprechenden
Werte für
denselben Oktanten für
dieselbe Öffnung
von den vorangehenden Frames. In der bevorzugten Ausführungsform
werden die Oktantenwerte für
100 bis 120 Frames addiert, um die Daten zu konstruieren, die zur
Röntgenstrahlausrichtung
verwendet werden.
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46 zeigt
die Verstärkungs-
und Ausrichtungsmaschine 1674, die vorzugsweise ein MACH435-IC-Chip
ist, der von AMD Corp. erhältlich
ist. Die Verstärkungs-
und Ausrichtungsmaschine 1674 bestimmt die Elemente von
Strahlausrichtungsdaten, die zu verarbeiten sind, und die Art der
Verarbeitung, die für
dieses Datenelement vorgesehen ist. Zusätzlich steuert die Verstärkungs-
und Ausrichtungsmaschine 1674 die Taktgebung der Komponenten
innerhalb des Strahlausrichtungsextraktors 816.
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47 ist
ein Diagramm, das die Verstärkungs-
und Ausrichtungsspeicher-Chips 1678 zeigt, die aus vier
1-Mbyte SRAM-Speicher-Chips 1664, 1666, 1668 und 1670 bestehen,
die jeweils von Hitachi Corporation unter der Modellnummer MM624256AJP-20
erhältlich
sind. Für
jedes Frame werden acht Werte für
jede Kollimatoröffnung
erfasst. Diese Werte werde im Verstärkungs- und Ausrichtungsspeicher 1678 gespeichert, nachdem
sie vom Frame-Summierungs-Chip 1357 verarbeitet wurden.
Nach 100 bis 120 Frames greift der Steuerungscomputer
vorzugsweise auf die Daten zu, die im Verstärkungs- und Ausrichtungsspeicher 1678 gespeichert
sind, und verarbeitet diese, um die Ausrichtung des Röntgenstrahls
zu korrigieren.
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48A bis I sind Diagramme von Kettenzählern 1372 für die Ketten
eins bis neun. Neun solche Kettenzähler werden in der Bildrekonstruktionsschaltung
verwendet, von welcher jeder vorzugsweise zwei Gatearrays 1680 und 1682 umfasst,
vorzugsweise IC-Teilenummer ISP1032TQ, erhältlich von Lattice Corp. Jeder Kettenzähler 1372 enthält insgesamt
16 Sub-Zähler,
wobei jedes Gatearray 1680 und 1682 8 einzelne Sub-Zähler enthält. Da es
insgesamt neun Kettenzähler 1372 gibt
und jeder Kettenzähler 1372 8
einzelne Sub-Zähler
enthält,
ist die Gesamtanzahl der einzelnen Sub-Zähler 144. Da alle
neun Kettenzähler 1372 gleich funktionieren,
wird nur der Kettenzähler 47A für Kette
Eins ausführlich
besprochen.
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Unter erneuter Bezugnahme auf 36 sind die Eingänge des
Detektorelements für
Kette Eins mit "1" markiert. Da nur
die 96 Elemente innerhalb des mittleren Pseudokreises 1780 aktiven
Detektorelementen entsprechen, sind die Eingänge, die den aktiven Detektorelementen
für Kette
Eins zugeordnet sind, Element F1, J4, F4, C4, M7, J7, F7, C7, J10,
F10 und C10. Unter Bezugnahme auf 48A ist
die Datenverbindung 1782 am Kettenzähler 1372 dem Eingang vom aktiven
Detektorelement F1 zugeordnet. Die Datenverbindungen 1784, 1786, 1788, 1790, 1792, 1794, 1796, 1798, 1800 und 1802 sind
den aktiven Detektorelementen J4, F4, C4, M7, J7, F7, C7, J10, F10
beziehungsweise C10 zugeordnet. Die Eingänge von den Elementen M1, J1, C1,
M4 und M10 entsprechen den inaktiven Detektorelementen für Kettenzähler Eins.
Daher sind alle Datenverbindungen 1804, 1806, 1808, 1810 und 1812,
die den inaktiven Detektorelementen M1, J1, C1, M4 beziehungsweise
M10 entsprechen, mit der Erde verbunden.
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Jeder der anderen Kettenzähler ist
auf gleiche Weise seinem entsprechenden aktiven beziehungsweise
inaktiven Detektorelement zugeordnet. 36 zeigt die 144 logischen Detektorelemente
und die Kettenzählernummer,
der sie zugeordnet sind.
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48A zeigt
auch einen Reihen-FIFO- (First in First out") Chip 1702, vorzugsweise Teilenummer CY7C441-14VC,
erhältlich
von Cypress Semiconductor. Die RTE-Bildrekonstruktionsschaltung besteht
aus neuen Reihen-FIFOs,
wobei jeder Reihen-FIFO 1702 mit einem entsprechenden Kettenzähler 1372 gepaart ist.
Teilbildpixelwerte vom Kettenzähler 1372 werden
in den Reihen-FIFO 1702 eingegeben, wenn der Kettenzähler Daten
vom Multidetektorarray erfasst. Nach Eingabe des 166. Kettenzähler-Datenwertes
in den Reihen-FIFO 1702 bewirkt jeder folgende Datenwert,
dass der Reihen-FIFO 1702 einen Datenwert, der 166 Zählung zuvor
gespeichert wurde, an seinen entsprechenden Kettenzähler 1372 zurückleitet.
Die Datenwerte werden zu dem Kettenzähler 1372 zurückgeleitet,
um mit neuen Datenwerten summiert zu werden, die für dasselbe
Bildpixel erfasst wurden.
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49 zeigt
den Normierungs-PROM 1692, der vorzugsweise eine CY7C235A-18JC
Cypress Halbleitereinheit ist. Wie zuvor erklärt, ist jeder Kettenzähler 1372 16
logischen Detektorelementen auf einem 12 mal 12 Array logischer
Detektorelemente zugeordnet. Jeder Kettenzähler 1372 kann jedoch
bedeutsame Eingangsdaten von nur einem der 96 aktiven Detektorelemente
erhalten, die das mittlere pseudokreisförmige Array bilden. Wie in 36 dargestellt, kann die
Anzahl aktiver Detektorelemente, die Eingangdaten bereitstellen,
10, 11 oder 12 sein, abhängig
von dem besonderen Kettenzähler.
Der Normierungs-PROM 1692 normiert die Ausgänge von
den neun Kettenzählern 1372 durch
Berechnen der richtigen Ausgangswerte auf der Basis der Anzahl aktiver
Eingabe-Detektorelemente
für jede
Kette.
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50 zeigt
die Bildrekonstruktionssteuerung 1696. Die Bildrekonstruktionssteuerung 1696 dient
als der "Motor" innerhalb der Bildrekonstruktionsmaschine 814.
Die Bildrekonstruktionssteuerung 1696 steuert die Taktgebung
und den Betrieb der Kettenzähler 1372.
Die Bildrekonstruktionssteuerung 1696 ist die Komponente,
die sowohl die Ketten als auch die einzelnen Bildpixel, die rekonstruiert
werden, verfolgt. Die Bildrekonstruktionssteuerung 1696 steuert
auch den Betrieb der Bildspeichereinheit 1694.
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47 zeigt
die Bildspeichereinheit 1694, die vorzugsweise aus zwei
herkömmlichen
1-Mbyte MM624256AJP-20 SRAM-Chips 1816 und 1818 besteht.
Der normierte Pixeldatenausgang vom Normierungs-PROM wird der Bildspeichereinheit 1694 durch
eine elektrische Verbindung 1718 eingegeben. Die Bildspeichereinheit 1694 verknüpft die
Pixeldaten für
das gesamte Bild und reiht sie richtig.
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51 ist
ein Diagramm der Ausgabe-FIFOs 1700. Die Ausgabe-FIFOs 1700 umfassen
vorzugsweise drei CY7C453-14JC-Vorrichtungen 1820, 1822 und 1824.
Die Ausgabe-FIFOs 1700 speichern
drei Reihen von Pixeldaten, bevor sie diese Daten in Frame-Reihenfolge
durch die RTE-Ausgangsschaltung 818 ausgeben. Die
Ausgabe-FIFOs 1700 funktionieren auf diese Weise, da eine
vollendete Abtastung einer Kollimatoröffnungsreihe in der Fertigstellung
von drei Reihen von Bildpixeln resultiert. Die Pixeldaten werden
kontinuierlich vom Normierungs-PROM 1692 eingegeben, bis
die drei Reihen von Pixeldaten gespeichert sind.
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52 zeigt
die Ausgabe-FIFO-Steuerung 1814. Die Ausgabe-FIFO-Steuerung 1814 besteht
aus einem Gitter-Chip,
der unter der Modellnummer MACH435 IC-Chip von AMD Corp. erhältlich ist.
Die Ausgabe-FIFO-Steuerung 1814 steuert den Betrieb der
drei Ausgabe-FIFOs 1700.
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Detektorsteuerung
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Die Detektorsteuerung 805 (21) für die Detektoren 822 und 1522 empfängt Bildpixeldaten
und Strahlausrichtungsdaten von den Detektoren und sendet Steuerinformationen
zu den Detektoren. Der rechte Empfänger 880 empfängt optisch
Bildpixeldaten und Strahlausrichtungsdaten vom rechten Detektor 822 durch ein
faseroptisches Hochgeschwindigkeitskabel 826. Folglich
enthält
der rechte Empfänger 880 die
Lichtsignal/elektrisches Signal-Umwandlungsschaltung, die ausführlicher
in Verbindung mit 40 beschrieben
ist. Der linke Empfänger 846 arbeitet
auf ähnliche
Weise, um Bildpixeldaten und Strahlausrichtungsdaten vom linken
Detektor 1522 zu empfangen.
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Der rechte Sender 886 sendet
optisch Schwellwert- und Verstärkungssteuerdaten
durch ein faseroptisches Kabel 824 zu dem rechten Datenempfänger 812.
Folglich enthält
die Strahlsteuerungsschnittstelle 794 die elektrisch/Licht-Umwandlungsschaltung,
die ausführlicher
in Verbindung mit 41 beschrieben
ist. Der rechte Sender 886 empfängt auch Synchronisierungssignale
von der Strahlablenkungsverweistabelle 918 (25). Der linke Sender 848 arbeitet
auf ähnliche
Weise zur Übermittlung
von Steuersignalen zu dem linken Detektor 1522.
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53 ist
ein Schaltdiagramm der bevorzugten Steuerungslogik für die Detektorsteuerung 805.
Eine Steuer-PAL 1870, vorzugsweise ein herkömmlicher
MACH435 programmierbarer IC-Chip, liefert die Steuersignale zum
Koordinieren der Aktivität
der Detektorsteuerung 805 und der linken und rechten Multiplexer-PALs 1872 und 1874.
Die Steuer-PAL 1870 empfängt linke Datensteuersignale
LRC vom linken Empfänger 846 über Leitungen 1875.
Ebenso empfängt
die Steuer-PAL 1870 rechte Datensteuersignale vom rechten
Empfänger über Leitungen 1877.
Die Steuer-PAL 1870 empfängt Takteingangssteuersignale
durch eine Röhrensteuerungsverbindung 1876.
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Die linke Multiplexer-PAL 1872 dient
vorzugsweise als Daten-Multiplexer für die Datenelemente, die vom
linken Empfänger 846 und
vom linken Sender 848 empfangen und gesendet werden. Die
linke Multiplexer-PAL 1872 lädt vorzugsweise Verstärkungs-
und Schwellwertsteuerdaten von einem bidirektionalen Datenbus über Leitungen 1873.
Die linke Multiplexer-PAL 1872 lädt vorzugsweise auch Bildpixeldaten
und Strahlausrichtungsdaten vom linken Empfänger 846 über Leitungen 1877.
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Der linke Multiplexer sendet vorzugsweise
Verstärkungs- und Schwellwertsteuersignale über Leitungen 1879 zum
linken Sender 848, der dann diese Daten optisch zum linken
Detektor 1522 sendet. Die Ausrichtungsdaten, die von der
linken Multiplexer-PAL 1872 empfangen werden, werden über den
bidirektionalen Datenbus über
Leitungen 1873 zum Steuerungscomputer umgeleitet. Die Bildpixeldaten,
die von der linken Multiplexer-PAL 1872 empfangen werden,
werden sequenziell zu einem Daten-FIFO 1878 umgeleitet. Der Daten-FIFO 1878 und
Verbinder 1880 dienen als Datenschnittstelle zwischen der
linken Multiplexer-PAL 1872 und dem linken Frame-Puffer 850.
Die rechte Multiplexer-PAL 1874 dient auf ähnliche
Weise zur Steuerung und Auswahl der Datenelemente, die von dem rechten
Empfänger 800 und
dem rechten Sender 886 empfangen und gesendet werden. Ebenso
dienen der Daten-FIFO-1882 und der Verbinder 1884 als Datenschnittstelle zwischen
der rechten Multiplexer-PAL 1874 und dem rechten Frame-Puffer 872.
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In der bevorzugten Ausführungsform
ist die Detektorsteuerung 805 als PC-Modul hergestellt,
das in den Bus des Steuerungscomputers 890 gesteckt ist.
Die bevorzugte Schnittstellenschaltung zwischen der Detektorsteuerung 805 und
dem Steuerungscomputer 890 ist ausführlicher in Verbindung mit
der ausführlichen Besprechung
von 54B beschrieben.
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Röhrensteuerung
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Die Röhrensteuerung 807 erzeugt
Abtaststeuerdaten, die den Betrieb der Strahlsteuerung 796 lenken, wodurch
das Abtastmuster der Röntgenstrahlquelle 798 gesteuert
wird. Die Röhrensteuerung 807 umfasst funktionell
eine Strahlablenkungsverweistabelle 918, welche die Strahlablenkungsdaten
für jeden
Punkt auf der Zielanode speichert, eine programmierbare Abtaststeuerung 920,
einen Strahlsender 916, einen I/O-Sender-Empfänger 964 und
einen I/O-Zwischenspeicher 958.
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54A ist
ein Schaltdiagramm der Steuerlogik für die Röhrensteuerung 807.
Eine Steuerungs-PAL 1402 führt im Allgemeinen die Funktionen
der programmierbaren Abtaststeuerung 920 durch, indem Steueranweisungen
verarbeitet werden, die vom Steuerungscomputer 890 erhalten
werden, und Signale zum Laden, Betreiben oder Anhalten der Abtastmuster
zur Speichersteuerungs-PAL 1404 und Daten-PAL 1406 verteilt werden.
Die Steuerungs-PAL 1402 liefert Steuersignale, um den Betrieb
der Komponenten innerhalb der Röhrensteuerung 807 zu
lenken. Zum Beispiel ist die Steuerungs-PAL 1402 so programmiert,
dass die "Mess-
und Bewegzeiten" für jedes
abgetastete Kollimatorloch eingestellt sind.
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Die Strahlablenkungsverweistabelle 918 besteht
vorzugsweise aus einer Speichersteuerungs-PAL 1404 und
einem Verweistabellenspeicher 1408. Die Speichersteuerungs-PAL 1404 erzeugt
Steuersignale, um die Speicherung und Wiedergewinnung von Informationen
im Verweistabellenspeicher 1408 zu lenken. Zu geeigneten
Zeitpunkten weist die Speichersteuerungs-PAL 1404 die Wiedergewinnung
der Strahlablenkungsdaten aus dem Verweistabellenspeicher 1408 an.
Die wiedergewonnenen Strahlablenkungsdaten werden zum Strahlsender 916 zur Übertragung
zur Strahlsteuerung 796 gesendet. Der Strahlsender 916 ist
vorzugsweise eine herkömmliche
optische Übertragungsschaltung,
die ausführlicher
in Verbindung mit der ausführlichen
Besprechung von 41 beschrieben
ist.
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Die Daten-PAL 1406 ist so
programmiert, dass sie als Datenmultiplexer für die Daten dient, die von
der Röhrensteuerung 807 empfangen
oder gesendet werden.
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In der bevorzugten Ausführungsform
ist die Röhrensteuerung 807 als
PC-Modul hergestellt, das in den Bus des Steuerungscomputers 890 gesteckt
wird. 54B ist ein Diagramm
der bevorzugten Schnittstellenschaltung zur Verbindung der Röhrensteuerung 807 und
des Steuerungscomputers 890. Die Verbinder 1425 und 1427 verbinden
die Röhrensteuerung 807 mit
dem Bus des Steuerungscomputers 890. Daten-Sender-Empfänger 1401 und 1403 übertragen
binäre
Informationen zwischen der Röhrensteuerung 807 und
dem Steuerungscomputer 890 auf einem bidirektionalen, 16-Bit-Dreizustandsdatenbus
B[0..15] über
Leitungen 1409. I/O-Lesesteuersignale werden über Leitung 1405 zugeleitet
und I/O-Schreibsteuersignale werden über Leitung 1407 zugeleitet.
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Die Röhrensteuerung steuert auch
den I/O-Sender-Empfänger 964 und
den I/O-Zwischenspeicher 958. Die Röhrensteuerung 807 lenkt
die verschiedenen Sätze
von Steuersignalen, die vom Steuerungscomputer empfangen werden,
zum I/O-Sender-Empfänger 964 und
zum I/O-Zwischenspeicher 958 zur
Weiterleitung dieser Steuersignale über eine optische Verbindung
zur I/O-Steuerung.
Der I/O-Sender-Empfänger 964 enthält vorzugsweise
eine optische Kommunikationsschaltung, die in Verbindung mit der
ausführlichen
Beschreibung von 40 und 41 ausführlicher besprochen ist.
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Strahlsteuerung
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55A bis E zeigen die Steuerungslogik innerhalb
der Strahlsteuerungsschnittelle 794, die analoge Spulenstromsteuersignale
verarbeitet und zu den verschiedenen Spulentreibern verteilt. Die
digitalen Abtaststeuerdaten, die von der Röhrensteuerung 807 erzeugt
werden, werden optisch an die Strahlsteuerungseingangsschaltung 1408 gekoppelt,
die vorzugsweise die optische Kommunikationsschaltung enthält, die
ausführlicher
in Verbindung mit der ausführlichen
Besprechung von 40 beschrieben
ist. Die Strahlsteuerungseingangsschaltung 1408 gibt acht
parallele Bits digitaler Abtaststeuerdaten an einen Acht-Bit-Datenbus
D[0..7] aus, und vier parallele Bits Steuerdaten CD an eine Steuer-PAL 1410,
welche die digitalen Abtaststeuerdaten in der Strahlsteuerungsschnittstelle 794 verteilt
und/oder reformatiert.
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Unter Bezugnahme auf 55B und C gibt
die Steuerungs-PAL 1410 vorzugsweise Steuersignale über Leitungen 1411 (LD1
und LD2) aus, um die x-Ablenkungs-PAL 1412 anzuweisen, sequenziell
parallele Bits digitaler x-Ablenkspulensteuerdaten DXDEF von dem
acht-Bit-Datenbus
[0..7] auszugeben. Die x-Ablenkungs-PAL 1412 manipuliert
im Wesentlichen die digitalen x-Ablenkspulensteuerdaten
DXDEF, um eine gleichmäßig rampenförmige Dreieckswellenform
am x-Ablenkungstreiber 778 zu erzeugen. Etwa jede 1,28 usec
wandelt die x-Ablenkungs-PAL 1412 vorzugsweise
die parallelen Bits digitaler x-Ablenkspulensteuerdaten DXDEF in
serielle Bits digitaler x-Ablenkspulensteuerdaten SDX um. Die seriellen
x-Ablenkspulensteuerdaten SDX werden über eine Ausgangsleitung 1413 zu
einem 20-Bit seriellen DAC 1414 gekoppelt, der die Informationen
in ein analoges Signal umwandelt, das vorzugsweise zu einem Zwischen-x-Ablenkungsverstärker 1416 geleitet
wird.
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Etwa jede 80 nsec manipuliert die
x-Ablenkungs-PAL 1412 mathematisch die sequenziell erfassten, digitalen
x-Ablenkspulensteuerdatenelemente
DXDEF, um einen 8-Bit-x-Neigungswert
zu berechnen, der als x-Neigungssteuerdaten
XSD bezeichnet wird. Die x-Neigungssteuerdaten
XSD werden zu einem DAC 1418 zur Umwandlung in ein analoges
Signal gesendet, und dessen analoges Ausgangssignal ist vorzugsweise
an eine Reihe von Zwischen-x-Neigungsverstärkern 1420 gekoppelt.
Die verstärkten
analogen x-Neigungssteuersignale XSD werden vorzugsweise mit den
verstärkten
analogen x-Ablenkspulensteuerdaten
SDX summiert, um eine gleichmäßig rampenförmige Ausgangswellenform
zu erzeugen, die durch einen Zwischenverstärker 1417 verstärkt wird,
um das x-Ablenkspulensteuersignal XDEFL zu erzeugen. Das x-Ablenkspulensteuersignal XDEFL
wird vorzugsweise über
eine Ausgangsleitung 1418 zu einem bevorzugten x-Ablenkungstreiber 778 ausgegeben,
der ausführlicher
in Verbindung mit der ausführlichen
Besprechung von 56 beschrieben
ist. Als Alternative kann das x-Ablenkspulensteuersignal XDEFL durch
einen Verstärker 1419 und
einen BNC-Verbinder 1444 an einen im Handel erhältlichen
Verstärker
gekoppelt sein, zum Beispiel einen Centronics Verstärker, der
dann den Strom in der x-Ablenkspule antreibt.
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Analoge y-Ablenkspulensteuersignale
werden auf dieselbe Weise erzeugt und an einen y-Ablenkungstreiber 782 ausgegeben.
Wenn jedoch ein Rasterabtastmuster verwendet wird, werden die seriellen y-Ablenkspulensteuerdaten
SDY direkt von der Steuerungs-PAL 1410 erzeugt
und daher sind eine y-Ablenkungs-PAL, y-Neigungssteuerdaten YSD
und die zugehörige
Schaltung nicht erforderlich.
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Die Steuerungs-PAL 1410 gibt
auch Steuersignale über
Leitungen 1421 (LD6, LD7, LD8, LD9 und LD10) aus, um die
kleine DAC-Steuerungs-PAL 1422 anzuweisen, x-Schrittsteuerdaten
(XCD), dynamische Fokussierspulensteuerdaten (DFCD) und Stigmatorsteuerdaten
(SCD) vom Datenbus D[0..7] auszugeben. Die kleine DAC-Steuerungs-PAL 1422 leitet
die XCD- und DFCD-Steuersignale zum Multikanal-DAC 1426 und leitet
SCD-Steuersignale zum Multikanal-DAC 1424. Der DRC 1424 gibt
vorzugsweise analoge 0°- Stigmatorspulensteuersignale
an den 0°-Stigmatortreiber 786 durch
einen Zwischen-0°-Verstärker 1428 aus.
Die analogen 45° Stigmatorspulensteuersignale
werden auf gleiche Weise an den 45° Stigmatortreiber durch einen Zweischen-45°-Verstärker 1430 ausgegeben.
Der DAC 1426 gibt vorzugsweise analoge x-Schrittneigungssteuersignale
XSTEPSLP an den x-Schritttreiber 780 über eine
Ausgangsleitung 1432 aus. Ebenso werden analoge x-Schrittamplitudensteuersignale
XSTEPAMP vorzugsweise an den x-Schritttreiber 780 über eine Ausgangsleitung 1434 ausgegeben
und analoge, dynamische Fokussierspulensteuersignale DFOCUS werden
vorzugsweise an den dynamischen Fokussierungstreiber 776 über Leitung 1436 ausgegeben.
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Die serielle Daten-PAL 1438 empfängt vorzugsweise
statische Fokussierspulensteuerdaten SDIN von der I/O-Steuerung 762.
Die serielle Daten-PAL 1438 koppelt Steuerdaten SDIN zu
einem DAC 1440, der diese Informationen in analoge statische
Fokussierspulensteuersignale umwandelt, die dann über Zwischenfokussierungsverstärker 1442 zu
dem statischen Fokussierungstreiber 774 gesendet werden.
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Die analogen Spulensteuersignale
von der Strahlsteuerungsschnittstelle 794 werden vorzugsweise
zu geeigneten Leistungsverstärkerschaltungen
innerhalb der Spulentreiber gesendet, um die Strommuster in ihren
entsprechenden Fokussier- oder Ablenkspulen anzutreiben. Zum Beispiel
werden die analogen x-Ablenkspulensteuersignale
XDEFL von der Strahlsteuerungsschnittstelle 794 vorzugsweise über eine
Eingangsleitung 1418 zu einem bevorzugten x-Ablenkungstreiber 778 (56) gekoppelt. Die XDEFL-Steuersignale werden
an einen Steuerungsverstärker 1454 angelegt,
der die Aktivität
der Leistungsverstärker 1446 und 1448 reguliert.
Der x-Ablenkungstreiber 778 ist vorzugsweise eine Kreisbrückenschaltung,
in der die Leistungsverstärker 1446 und 1448 beide
Enden der x- Ablenkspule
differenziell antreiben. Die Ausgangsspannungen der Leistungsverstärker 1446 und 1448 sind
durch Strommesswiderstände 1450 und
einen Stromsensor 1447 über Ausgangsleitungen 1458 und 1460 an
die x-Ablenkspule gekoppelt. Die Widerstände 1450 erfassen
den Strom in der x-Ablenkspule und leiten die Strominformationen
vorzugsweise zurück,
um die Steuerungsverstärker 1454 zu
regulieren. Der Strom in der x-Ablenkspule wird auch von einem Stromsensor 1447 überwacht,
der den gemessenen Strom über
eine Ausgangsleitung 1449 zu dem Stromerfassungsmonitor 788 sendet.
Der Temperatursensor 1445, der die Temperatur am x-Ablenkungstreiber 778 misst,
verwendet einen Temperaturschalter 1462, um den x-Ablenkungstreiber 778 zu
sperren, wenn ein Temperaturstörungszustand
auftritt. Der y-Ablenkungstreiber 782 enthält vorzugsweise
eine ähnliche
Schaltung zum Antreiben des Stroms in der y-Ablenkspule.
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Der x-Schritttreiber 780,
der vorzugsweise eine x-Schrittrampensteuerschaltung 1462,
eine x-Schrittspannungssteuerschaltung 1464 und
eine Abklingsteuerschaltung 1468 (57A und B)
enthält,
wird vorzugsweise zum Erzeugen einer Sägezahn-Stromwellenform in der x-Schrittspule
verwendet. Der x-Schritttreiber 780 ist über die
x-Schrittspule über
Ausgangsleitungen 1472 und 1474 angeschlossen.
Unter Bezugnahme auf 57A werden
x-Schrittamplitudensteuersignale
XSTEPAMP von der Strahlsteuerungsschnittselle 794 vorzugsweise
zur x-Schrittspannungssteuerschaltung 1464 geleitet,
um den Spannungspegel einer VICOR-Mehrfachausgang-Schaltleistungsversorgung
(nicht dargestellt) zu steuern, die über eine Eingangsleitung 1470 eine
Eingangsspannung zum x-Schritttreiber 780 bereitstellt.
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Die Rampenschaltsteuersignale XSTEP\
werden vorzugsweise von der Steuerungs-PAL 1410 über die
Eingangsleitung 1471 zur Steuerung des Betriebs des x- Schritt-Rampensteuerschalters 1462 zugeleitet. Wenn
der x-Schritt-Rampensteuerschalter 1462 eingeschaltet ist,
wird Spannung von der VICOR Mehrfachausgang-Leistungsversorgung zu der X-Schrittspule
geleitet, so dass der Strom in der x-Schrittspule für eine bestimmte
Zeitperiode, vorzugsweise 1 bis 200 nsec, ansteigen kann. Die Amplitude
des Strommusters wird durch den Spannungspegel der VICOR Mehrfachausgang-Leistungsversorgung
bestimmt, die vorzugsweise durch die x-Schritt-Spannungssteuerschaltung 1464 eingestellt
ist.
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Wenn der x-Schritt-Rampensteuerschalter 1462 ausgeschaltet
ist, legt die Abklingsteuerschaltung 1468 eine Spannung
an die x-Schrittspule, um die Neigung des Stromabklingens in der
x-Schrittspule zu steuern und zu formen. x-Schritt-Neigungssteuersignale
XSTEPSLP werden vorzugsweise über
eine Eingangsleitung 1432 zu der Abklingsteuerschaltung 1468 geleitet.
Ein Trennverstärker 1474 wird
vorzugsweise zum optischen Koppeln der x-Schritt-Neigungssteuersignale
XSTEPSLP an die Abklingsteuerschaltung 1468 verwendet,
um mögliche
Probleme, die mit hohen Spannungen in Zusammenhang stehen, die durch
die VICOR-Leistungsversorgung an die Schaltung angelegt werden,
zu verhindern. Der Ausgang des Trennverstärkers 1474 ist vorzugsweise
an einen Zwischen-x-Schritt-Verstärker 1478 gekoppelt.
Der Zwischen-x-Schritt-Verstärker 1478 wandelt
vorzugsweise den Differenzialausgang vom Trennverstärker 1474 in
ein unsymmetrisches Signal um, das an den invertierenden Eingang
eines Steuerverstärkers 1476 angelegt
wird. Der Steuerverstärker 1476 reguliert
die Spannung über
dem Transistor 1472, die als variable Last dient, so dass
die Spannung, die während
der Stromabklingperiode an die x-Schrittspule angelegt wird, eine
optimale Stromabklingrate in der x-Schrittspule erzeugt. Wenn eine
besondere Röntgenabbildungsanwendung
die Verwendung einer y-Schrittspule erfordert, wird vorzugsweise
ein y-Schritttreiber ähnlich
dem x- Schritttreiber
von 57A und B verwendet.
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Kathether mit röntgenempfindlicher,
optischer Sensor-Positioniervorrichtung
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Unter Bezugnahme auf 58 bis 60 sind
Diagramme eines Katheters 510 dargestellt, der eine gegenwärtig bevorzugte
Ausführungsform
dieses Aspekts der Erfindung ist. Der Katheter 510 umfasst
einen länglichen
Körper 512 mit
einem distalen Ende 514, das zum Einsetzen in einen Körperhohlraum,
ein Gefäß, einen
Trakt oder dergleichen ausgebildet ist, und ein proximales Ende 516,
das außerhalb
des Patienten oder Objekts verbleibt, in den/das der Katheter 510 eingesetzt
wird.
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59 zeigt
die Querschnittsansicht des Katheters 510. In 59 ist der Katheter 510 mit
mehreren Lumina 518, 520 und 522 dargestellt.
Während
der Katheter 510 mit drei Lumina 518, 520 und 522 dargestellt ist,
ist diese Ausführungsform
nur veranschaulichend und die Anzahl von Lumina, die in einem tatsächlichen Katheter
bereitgestellt werden, der gemäß den Lehren
der vorliegenden Erfindung und den Verwendungszwecken dafür hergestellt
ist, hängt
einzig und allein vom Endgebrauch ab, für den der Katheter 510 bestimmt
ist. Ein solcher Katheter kann steuerbar sein, so dass er in seine
Position manipuliert werden kann, wie in der Technik bekannt ist.
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Unter erneuter Bezugnahme auf 58 ist eine optische Faser 524 im
Lumen 518 des Katheters 510 angeordnet. Ein Röntgenstrahlmarker 526 (hierin
auch als Röntgenminisensor
bezeichnet) ist optisch an ein distales Ende 528 der optischen
Faser 524 gekoppelt. Gegenwärtig bevorzugt ist ein Röntgenmarker 526,
der zu eine Würfel
mit Seitenlängen
von 0,030 Zoll (0,076 cm) geformt ist, der mit optischem Zement
an eine optische Faser 524 mit 0,018 Zoll Durchmesser geklebt
ist. Der Röntgenmarker 526 umfasst
vorzugsweise ein Röntgenstrahlen
empfindliches szintillierendes Phosphor- oder Kristallmaterial,
wie zum Beispiel Terbium dotiertes Gadoliniumoxysulfat (Gd2O2S2:Tb),
erhältlich
von USR Optronix, Inc., Hackettstown, New Jersey. Das gegenwärtig bevorzugte
Material für
den Röntgenmarker 526 ist
ein Szintillatorkristallmaterial, wie: (1) YSO (Zer-dotiertes Yttrium-oxyorthosilicat,
erhältlich
von Airtron (Litton), Charlotte, NC); (2) LSO (Zer-dotiertes Lutetium-oxyorthosilicat,
erhältlich
von Schlumberger, Inc.); und (3) BGO (Wismuthgermanat, erhältlich von
Rexon Components, Inc, Beachwood, OH). YSO und LSO sind vorteilhaft,
da sie kurze Abklingzeiten haben und somit zur Messung der Röntgenstrahlintensität durch
Impulszählung
der einfallenden Röntgenstrahlphotonen verwendet
werden können.
Für den
Durchschnittsfachmann ist offensichtlich, dass andere Materialien
oder Vorrichtungen, die im Röntgenstrahlspektrum
ansprechen, auch in der vorliegenden Erfindung verwendet werden
können
und als Röntgenmarkermaterialien
in der Bedeutung der hierin verwendeten Phrase angesehen werden
sollen.
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Ein Photodetektor 532 ist
optisch an das proximale Ende 534 der optischen Faser 524 gekoppelt.
Der Photodetektor 532 kann eine Photodiode, eine Photovervielfacherröhre, ein
Phototransistor, eine ladungsgekoppelte Vorrichtung oder eine andere
Vorrichtung sein, die das Lichtsignal, das beim Röntgenmarker 526 auf Grund
der Einwirkung eines Röntgenstrahlflusses
erzeugt wird, in ein elektrisches Signal umwandelt, wenn das Lichtsignal
entlang der optischen Faser 524 zum Photodetektor 532 übertragen
wird. Die Größe des elektrischen
Signals, das vom Photodetektor 532 erzeugt wird, hängt mit
der Größe der Intensität des Röntgenstrahlflusses
zusammen, die vom Röntgenminisensor 526 erfasst
wird. In einer bevorzugten Ausführungsform dieser
Erfindung ist das proximale Ende 534 der optischen Faser 524 an
das lichtempfindliche Fenster einer RCA XT2020 Photovervielfacherröhre unter
Verwendung eines klaren Silikonöls
hoher Viskosität,
das zum Beispiel von Dow Corning Corporation, Midland, Michigan,
erhältlich
ist, gekoppelt.
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Das elektrische Signal vom Photodetektor 532 wird
durch herkömmliche
Mittel, wie einen A/D-Wandler, in ein digitales Signal umgewandelt,
und dann in eine Reihe von Werten geteilt, welche die momentane Röntgenstrahlflussintensität am Röntgenminisensor 526 darstellen,
entsprechend den verschiedenen Öffnungen 140 des
Kollimatorgitters 90 – so
dass, da die Öffnungen 140 des
Kollimatorgitters 90 sequenziell Röntgenbündelstrahlen 50 emittieren,
ein Wert entsprechend der gemessenen Röntgenstrahlflussintensität bei Sensor 526 für jede Öffnung in
einem Speicherarray zur Verwendung gespeichert wird, wie in der
Folge besprochen ist.
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Ein elektrisches Signal wird vom
Photodetektor 532 erzeugt, wenn der Katheter 510 einer
Röntgenstrahlung
ausgesetzt ist. Der Katheter 510 der vorliegenden Erfindung
ist daher besonders nützlich,
wenn er in Anwendungen mit Umkehrgeometrie-Abtaströntgensystemen
verwendet wird, wobei die Bestimmung der Katheterposition mit einem
hohen Maß an
Genauigkeit möglich
wird.
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Obwohl der Katheter 510 von 58 bis 60 mit einem einzigen optisch gekoppelten
Röntgenmarker 526 dargestellt
ist, können
Katheter mit mehreren solcher optisch gekoppelten Röntgenmarker
nach den Prinzipien der vorliegenden Erfindung hergestellt werden.
Die Anzahl solcher Marker, die in einer tatsächlichen Ausführungsform
des Katheters der vorliegenden Erfindung verwendet wird, hängt einzig
von der Anwendung ab, für
die der bestimmte Katheter konstruiert ist.
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Bestimmung
der x- und y-Koordinatenposition eines manövrierbaren Positionierelements
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Unter Bezugnahme auf 62 zeigt dieses Diagramm eine Technik
zur Bestimmung der präzisen
x- und y-Koordinaten
eines manövrierbaren
Positionierelements, das einen Röntgenmarker
oder einen Röntgenminisensor
enthält.
Die x- und y-Koordinaten geben die Stelle an, wo sich der Röntgenmarker 526 eines
manövrierbaren
Positionierelements auf einer Ebene 280, die parallel zu
der Ausgangsfläche 260 des
Kollimatorgitters 90 liegt, befindet. In 62 ist ein bevorzugtes Umkehrgeometrie-Abtaströntgenabbildungssystem 600 dargestellt,
das mit Kathetern 510a und 510b verwendet wird,
die in einem Objekt 602 angeordnet sind. Das Objekt 602 könnte zum
Beispiel ein Patient sein, in den die Katheter 510a und 510b eingesetzt
wurden. Photodetektoren 532a und 532b sind an
die proximalen Enden der optischen Fasern im Inneren des Katheters 510a beziehungsweise 510b gekoppelt.
Zwei Katheter 510a und 510b und ihre zugehörigen Photodetektoren 532a und 532b sind
zum Zwecke der Veranschaulichung dargestellt, aber für den Durchschnittsfachmann
ist offensichtlich, dass jede Anzahl von Kathetern und Photodetektoren
gemäß den Prinzipien
der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann.
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Das Kollimatorgitter 90 ist
vorzugsweise zwischen der Röntgenröhre 604 und
einem Röntgenstrahldetektor 610 angeordnet
um zu garantieren, dass Röntgenstrahlen
von ausgewählten
Positionen der abgetasteten Röntgenröhre 604 zu
dem Röntgenstrahldetektor 610 gerichtet
sind. Während
sich die Röntgenstrahlen auf
ihren verschiedenen Pfaden vom Kollimatorgitter 90 zum
Röntgenstrahldetektor 610 bewegen,
bestrahlen einige der Emissionen die Röntgensensoren 526a und 526b und
werden von diesen aufgefangen, die an den distalen Enden der optischen
Fasern 524a und 524b in den Kathetern 510a beziehungsweise 510b angeordnet
sind. Die Röntgenmarker
sprechen durch Emission von Licht an, das entlang den optischen
Fasern 524a und 524b zu den Photodetektoren 532a und 532b gerichtet
ist, die das Licht in elektrische Signale umwandeln, die weiter
aufbereitet und verstärkt
werden, bevor sie zu einer Steuereinheit 620 gesendet werden.
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Die Steuereinheit 620 wird
mit den x- und y-Adressen von der Abaststeuerung 606 und
mit den Ausgangssignalen von den Photodetektoren 532a und 532b versorgt.
Die Steuereinheit 620 korreliert die Ausgangssignale von
den Photodetektoren 532a und 532b mit den Abtastadressinformationen
von der Abtaststeuerung 606. Diese Informationen werden
zur Bestimmung der Positionen des Röntgensensors in den Kathetern 510a und 510b verarbeitet
und sind somit ein exakter Indikator für die Positionen der Enden
der Katheter selbst.
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63 zeigt
drei bevorzugte Röntgenerfassungsmethoden
zur Katheterortung. Für
die binäre
Erfassungsmethode verwendet die Steuereinheit 620 einen
Integrator und einen Komparator zur Verarbeitung der verstärkten Ausgangssignale
von den Photodetektoren 532a und 532b, um zu bestimmen,
ob die Röntgensensoren 526a und 526b für jede x-
und y-Abtastadresse mit Röntgenstrahlen
beleuchtet wurden.
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Die Energiemessmethode verwendet
einen Integrator und einen Analog/Digital-Wandler zur Messung der
Röntgenstrahlenergiewerte,
die bei den Röntgensensoren 526a und 526b für jede x-
und y-Abtastadresse empfangen werden. In dieser Methode werden die
Röntgenstrahlintensitätswerte
bei den Röntgensensoren 526a und 526b der
Katheter 510a beziehungsweise 510b für jeden
Röntgenstrahl
gemessen, der am Ziel emittiert wird. Da jede Öffnung des Kollimatorgitters 90 einmal
pro Röntgenröhrenabtastzyklus
abgetastet werden kann (dies muss nicht der Fall sein, und es kann
jede vorbestimmte Gruppe von Öffnungen
verwendet werden, solange sie das Feld vernünftig abdecken), können die
gemessenen Röntgenstrahlintensitätswerte
vom Röntgenstrahldetektor 610 in
einem Speicherarray, das einem Computerprozessor zugeordnet ist,
gespeichert werden. 64 zeigt
die Abtastdaten, die in einem solchen Speicherarray während eines
Abtastzyklus der Röntgenröhre für einen
einzigen Röntgenmarker
gesammelt werden können.
Die vertikale Achse 626 von 64 stellt
die Röntgenstrahlflussintensität, gemessen
vom Röntgenmarker 526,
dar, und die horizontalen Achsen 628 und 630 stellen
die x-, y-Koordinaten der Position der Kollimatoröffnung 140 dar,
die beleuchtet wurde, als die Intensitätsdaten erfasst wurden.
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Wie dargestellt, können in
dem gesamten Array gestreut Störintensitätsablesungen
vorhanden sein. Diese sind mit dem Bezugszeichen 632 gekennzeichnet.
Die Störablesungen 632 sind
höchstwahrscheinlich das
Ergebnis gestreuter Röntgenstrahlen,
die auf den Röntgenminisensor 526 auftreffen,
und nicht primärer Röntgenstrahlen,
die direkt vom Kollimatorgitter 90 ausgehen. Die Störablesungen 632 werden
vorzugsweise durch allgemein bekannte Techniken herausgefiltert,
die den Hauptdatenkörper
zurücklassen,
der hier als große
hohe Struktur 634 dargestellt ist. Diese Struktur 634 stellt
vorwiegend Röntgenstrahlen
direkt von Öffnungen
des Kollimatorgitters 90 dar, die vom Röntgenmarker 526 gemessen
wurden. Die Form und Breite dieser Struktur variieren abhängig von
dem Abstand Z des Röntgenminisensors 526 vom
Ziel 50. Es ist auch möglich, Z
nur aus dieser Information zu bestimmen, wie in der Folge ausführlich erklärt wird.
Die x- und y-Koordinaten der
Position von Struktur 634 variieren innerhalb des Datenarrays,
abhängig
von den x- und y-Koordinaten
der Position des Röntgenmarkers 526 im
Raum. Die tatsächlichen
x- und y-Koordinaten der Position des Röntgenmarkers 526 können durch
eine Analyse dieser Daten in herkömmlicher Weise bestimmt werden,
um die Kollimatorgitteröffnung
zu identifizieren, die in seiner geometrischen Mitte oder bei seinem
Schwerpunkt liegt. Der Röntgenmarker 526 liegt
dann, wenn der in der Folge bestimmte Abstand Z gegeben ist, auf
einer Ebene in einem Abstand Z zum Ziel 50 und auf einer
Linie vom Ziel 50 zum Röntgenstrahldetektor 610,
die durch die identifizierte Öffnung
geht. Dies definiert eine präzise
Position im Raum, die leicht berechnet werden kann.
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Die abschließende Methode ist die Photonenzählmethode,
die einen Komparator und Zähler
zur Bestimmung der Anzahl von Photonen verwendet, die bei den Röntgensensoren 526a und 526b für jede x-
und y-Abtastadresse
erfasst werden. Für
diese Methode sind die Röntgensensoren 526a und 526b vorzugsweise aus
einem Szintillatormaterial mit rascher Ansprechzeit gebildet, z.
B. YSO und LSO, um eine Signalreihe bereitzustellen, die zum Zählen von
Röntgenstrahlphotonen,
die auf den Röntgensensor
auftreffen, verwendet werden kann. Die verstärkten Ausgangssignale von den
Photodetektoren 532a und 532b werden einem Komparator
zugeleitet, der einen Signalimpuls ausgibt, wenn das Eingangssignal über einen
Schwellwert steigt, entsprechend den einzelnen Röntgenstrahlen, die auf den
Röntgenminisensor 526 treffen.
Daten von der Photonenzählmethode
werden vorzugsweise auf dieselbe Weise verarbeitet, wie für die oben
genannte Energiemessmethode.
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Bestimmung
der z-Koordinate eines manövrierbaren
Positionierelements
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Die gegenwärtig bevorzugte Methode zur
Bestimmung der z-Achsenkoordinate (oder Höhe) eines manövrierbaren
Positionierelements, das einen Röntgenmarker
enthält,
ist das Zählen
der Anzahl von Röntgenbündelstrahlen,
die auf den Röntgenmarker
pro Bild-Frame treffen. Die z-Koordinate oder der Höhenwert
einer bestimmten Position ist normalerweise ein Abstand vom Ziel 50 zu
einer Ebene 280 parallel zur Ausgangsfläche 260 des Kollimatorgitters 90,
in der sich der Sensor 526a befindet, obwohl sie natürlich linear
zu einer Strecke von einem beliebigen Referenzpunkt zum Röntgenmarker 526a umgewandelt
werden kann. Zur Darstellung der gegenwärtig bevorzugten Methode wird
auf den Katheter 510a und das Abtaströntgensystem 600 Bezug
genommen, das in 62 dargestellt
ist.
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Während
das Ziel 50 von einem Elektronenstrahl 40 abgetastet
wird, werden Röntgenstrahlen
an der Oberfläche
des Ziels 50 im Prinzip in alle Richtungen emittiert. Unter
Bezugnahme auf 65 ist
das Kollimatorgitter 90 vorzugsweise wie zuvor besprochen
aus einem relativ Röntgenstrahlen
undurchlässigen
Material hergestellt und hat mehrere Öffnungen 140, die
darin angeordnet sind, die Pfade für die Röntgenstrahlen von der Kollimatorgittereungangsfläche 66 zur
Kollimatorgitterausgangsfläche 260 bereitstellen,
entlang welchen sich einige dieser Röntgenstrahlen bewegen können. Röntgenstrahlen,
die durch Öffnungen 140 des
Kollimatorgitters 90 austreten, bilden vorzugsweise Röntgenbündelstrahlen 100.
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Wie in 65 dargestellt, divergieren diese einzelnen
Röntgenbündelstrahlen 100 leicht
zu einer Kegelform 624, während sie sich zu dem Röntgenstrahldetektor 610 hinbewegen.
Es sollte daran erinnert werden, dass nur ein Röntgenbündelstrahl 100 zu
einem bestimmten Zeitpunkt erzeugt wird. 65 zeigt zum Zwecke der Veranschaulichung
nur 8 Röntgenbündelstrahlen 100.
In Ebene A1-A2, die durch die Röntgenbündelstrahlen 100 parallel
zur Kollimatorgitterausgangsfläche 260 schneidet,
sind die Röntgenstrahlen
nicht genug divergiert, um Strahlüberlappungen zu erzeugen. Somit "sieht" ein kleiner Röntgenmarker 526a,
der in der Ebene A1-A2 angeordnet ist, nur einen einzigen Strahl
zu einem gegebenen Zeitpunkt, 65A zeigt
das Querschnittsmuster des Röntgenbündelstrahls 100 in
der Ebene A1-A2 für
ein 7 mal 7 Strahlarray. Weg von dem Kollimatorgitter 90 befindet
sich die Ebene B1-B2, die parallel zur Ebene A1-A2 liegt. 65B zeigt auf gleiche Weise
das Querschnittsmuster des Röntgenbündelstrahls 100 in
der Ebene B1-B2. In der Ebene B1-B2 sind die Röntgenbündelstrahlen 100 genug
divergiert, um eine gewisse Überlappung
unter den Röntgenbündelstrahlen 100 zu
erzeugen. Somit kann ein kleiner Röntgenmarker 526a,
der in der Ebene B1-B2 angeordnet ist, mehr als einen einzigen Strahl "sehen". Die Diagramme von 65C und 65D der Ebenen C1-C2 beziehungsweise
D1-D2 zeigen, was passiert, wenn ein kleiner Röntgensensor 526 sich
dem Röntgenstrahldetektor 610 nähert – er "sieht" mehr und mehr überlappende
Röntgenbündelstrahlen 100 je
näher er
zum Röntgenstrahldetektor 610 kommt.
An der Oberfläche
des Röntgenstrahldetektors
sieht er alle Röntgenbündelstrahlen 100,
die von der Kollimatorgitterausgangsfläche 260 ausgehen.
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Wie zuvor besprochen, werden die
Röntgenbündelstrahlen 100 nicht
alle gleichzeitig erzeugt. Da die Röntgenröhre eine Abtaströntgenröhre ist – ähnlich der
Kathodenstrahlröhre,
die in Fernsehgeräten
und Computermonitoren verwendet wird – wird höchstens eine Öffnung zu
einem bestimmten Zeitpunkt vom Elektronenstrahl 40 "beleuchtet" und daher werden
Röntgenstrahlen
erzeugt, die von der Öffnung 140 ausgehen,
die jener Stelle am Ziel 50 in diesem Augenblick entsprechen.
Somit werden für
einen Röntgenmarker 526 innerhalb
des Kegels 624 von Röntgenstrahlen,
der zwischen der Kollimatorgitterausgangsfläche 260 und dem Röntgenstrahldetektor 610 gebildet
ist, eine Reihe von Röntgenimpulsen
in jedem Zyklus der Röntgenröhre sichtbar
(ein "Zyklus" der Röntgenröhre entspricht
einer vollständigen
Abtastung und findet in einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung
15 bis 30 mal pro Sekunde statt, abhängig davon,
wie das System vom Benutzer eingestellt ist). Diese Reihe von Impulsen
entspricht den Röntgenbündelstrahlen 100, die
vom Röntgensensor 526 erfasst
werden. Daher misst ein Röntgenmarker 526,
der nahe der Ausgangsfläche 260 des
Kollimatorgitters 90 angeordnet ist, eine relativ geringe
Anzahl von Impulsen pro Röntgenröhrenzyklus,
während
derselbe Röntgenmarker,
wenn er nahe dem Röntgenstrahldetektor 610 angeordnet
ist, eine viel höhere
Anzahl von Impulsen pro Röntgenröhrenzyklus
misst. Es ist diese Eigenschaft, die das Messen der z-Koordinate ermöglicht.
-
Eine Methode zur Bestimmung der z-Koordinate,
die auf der Anzahl von Impulsen pro Röntgenröhrenzyklus beruht, wird mathematisch
wie folgt abgeleitet:
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Es wird angenommen, dass der Strahldurchmesser
d
b beim Ziel
50 gleich 0 ist und
d
c an der Kollimatorgitterausgangsfläche
260.
Für jeden
Abstand Z vom Ziel
50 gilt:
-
Der Abstand zwischen den Röntgenbündelstrahlen
100 λ
b ändert sich
linear von λ
s am Ziel
50 zu 0 beim Röntgenstrahldetektor
610.
Für jeden
Abstand Z vom Ziel
50 gilt:
-
Eine quadratische Flächeneinheit
innerhalb des kegelförmigen
Röntgenfeldes
624,
das von dem Röntgensystem
erzeugt wird, hat eine Anzahl von Strahlmittendurchgängen von:
-
Die Gesamtfläche dieser Strahlen ist:
wenn es keine Überlappung
gibt. Da die Strahlen in eine quadratische Flächeneinheit passen, ist die Überlappung:
-
Unter der Annahme, dass λs =
0, 0203 Zoll (0, 052 cm) , dc = 0,015 Zoll
(0,0380 cm), Zc = 1,0 Zoll (2,54 cm) und
Zd = 37,2 Zoll (94,5 cm), ist die Überlappung
bei einem bestimmten Abstand Z in der folgenden Tabelle III dargestellt:
-
-
-
So misst zum Beispiel ein Röntgensensor 526a im
Katheter 510a 62 Impulse pro Röntgenröhrenabtastzyklus bei einem
Abstand von 9 Zoll (22,86 cm) vom Ziel 50.
-
Eine andere bevorzugte Methode zur
Bestimmung der Informationen in Tabelle III ist die Messung der tatsächlichen
Anzahl von Impulsen, die vom Marker 526a an vorbestimmten
Stellen erfasst werden. Es kann eine Verweistabelle erstellt werden,
die befragt werden kann, um die z-Koordinate als Funktion der Anzahl
von Impulsen, die vom Marker 526a erfasst werden, anzuzeigen.
Wenn möglich,
kann diese Methode auch bei einem lebenden Patienten oder einem
anderen Objekt verwendet werden, wo es möglich ist, eine erste absolute z-Koordinate
und eine zweite absolute z-Koordinate
innerhalb des Röntgenkegels 624 durch
andere Mittel zu bestimmen, wie durch direkte Messung, und dann
können
die z-Koordinaten innerhalb des Objekts oder Patienten durch Interpolation
bestimmt werden.
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Eine andere Technik zur Messung der
z-Achse oder des Abstandes des Markers 526a in einem Katheter 510 beruht
auf der Messung der Röntgenstrahlintensität beim Marker 526a.
Diese Technik betrifft die Intensitätsmessungstechnik zur Bestimmung
der x- und y-Koordinaten,
die zuvor besprochen wurde. Wie zuvor erwähnt, wenn die Kollimatorgitteröffnungen 140 vom
Röntgenstrahl
beleuchtet werden, empfängt
der Röntgenminisensor 638 vom
Katheter 510 die größte Röntgenstrahlintensität von der Öffnung,
deren Achse er am nächsten
liegt. Dies ergibt nicht nur die x- und y-Position, sondern auch die z-Position
in folgender Weise. Unter Bezugnahme auf 64 hängt
der Umfang der Struktur 634 direkt mit der z-Position des
Markers 526 zusammen. Wenn der Marker 526 weit
von der Quelle entfernt ist, ist der Umfang groß; wenn er nahe liegt, ist dieser
klein. Die bevorzugte Stelle zur Messung des Umfangs entspricht
der vollen Breite bei halbem Maximum, d. h., die Messung des Umfangs
bei halber Höhe
der Struktur 634. Sie kann auch an anderen Punkten gemessen
werden, wobei gleiche Ergebnisse erhalten werden. Am zuverlässigsten
wird der Bereich von etwa der Höhe
bis ¾ der
Höhe angesehen.
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Unter Bezugnahme nun auf 66 zeigt dieses Diagramm
eine andere Methode zur Bestimmung der Position eines Katheters
in drei Dimensionen. Die Röntgenröhren 604a und 604b,
die unabhängige
Abtaststeuerungen 106a und 106b und Kollimatorgitter 90a und 90b verwenden,
können
in Kombination mit Kathetern 510a, 510b und 510c,
Photodetektoren 532a, 532b und 532c und
einer Steuereinheit 620 verwendet werden, um die Positionen
der Katheter 510a, 510b und 510c in zwei
Dimensionen in Bezug zu jeder der zwei Quellen exakt zu bestimmen.
Zur Kombination der zwei zweidimensionalen Messungen zu einer einzigen
dreidimensionalen Position kann eine Triangulierung verwendet werden.
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Eine andere Methode zur Bestimmung
der z-Koordinate eines Katheters beruht auf der Photonenzählung, d.
h., unter Verwendung eines Röntgenminisensors 526 mit
einer raschen Ansprechzeit, z.B. YSO und LSO, um eine Signalreihe
bereitzustellen, die zum Zählen
von Röntgenstrahlphotonen,
die auf den Röntgensensor
auftreffen, verwendet werden kann. Da die Photonenzählung nur
eine andere Röntgenstrahlmessmethode
ist, kann sie mit jeder der vorangehenden Methoden zur Bestimmung
der z-Koordinate eines Katheters verwendet werden.
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Anzeige von x-, y- und
z-Koordinaten für
manövrierbare
Positionierelemente
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Wenn die x-, y- und z-Koordinaten
der Position des Röntgensensors 526,
wie zuvor berechnet, gegeben sind, können zahlreiche nützliche
Dinge mit diesen Daten gemacht werden. Eine bevorzugte Anwendungsmöglichkeit
ist, einen Cursor auf dem Bildschirm zu zeichnen, der das Röntgenbild
des Objekts oder Patienten anzeigt. Dies kann die Anzeige der Position
des Röntgensensors 526 (der
sich häufig
an der Spitze eines manövrierbaren
Positionierelements befindet, das in dem Körper oder Objekt positioniert
ist) verstärken und
betonen. Ebenso können "Wendepunkte", die durch die x-,
y- und z-Koordinaten
von Positionen definiert sind, wo sich der Sensor befunden hat oder
wohin er sich bewegt, als computererzeugte Piktogramme auf dem Bildschirm
angezeigt werden, um den Benutzer bei der Positionierung des Röntgensensors
und seines zugehörigen
manövrierbaren
Positionierelements zu führen.
Wendepunkte können
erfasst und zur Anzeige oder zum Studium gespeichert werden und
können
um die Oberfläche
eines Objekts von Interesse in einem Körper oder einem Objekt, wie
einem Aneurysma, einem Stent, einem Tumor, Symptomen am Herzen und
dergleichen erfasst werden. Die Stelle dieser Wendepunkte kann dann
auf einem Computerbildschirm angezeigt werden, um ein 2- oder 3-dimensionales
Bild des Objektes zu erhalten, um Änderungen in seiner Position,
seinem Zustand oder seiner Form, oder dergleichen zu untersuchen.
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Abgesehen von der visuellen Anzeige
der Daten im Sinne eines visuellen Bildes auf einem Bildschirm können die
tatsächlichen
x-, y- und z-Datenzahlen, die einer Stelle von Interesse in dem
Patienten oder Objekt entsprechen, angezeigt oder ausgedruckt oder
auf andere Weise für
den Benutzer verfügbar
gemacht werden, so dass der Benutzer das manövrierbare Positionierelement
zu exakt derselben Stelle zurückführen kann.
Zum Beispiel erfordern bestimmte Vorgänge am Herzen, dass elektrische
Messungen am Herzen vorgenommen werden. Die derart gemessenen elektrischen
Werte können
in Übereinstimmung
mit den exakten Stellen, an welchen die entsprechenden Messungen
vorgenommen wurden, gespeichert werden. Sobald dann auf Grund der
gemessenen Daten die weitere Vorgangsweise festgelegt ist, kann
eine korrigierende Maßnahme
an spezifizierten Stellen durchgeführt werden, die mit Hilfe der
aufgezeichneten x-, y- und z-Informationen, die der/den Stelle(n)
von Interesse entsprechen, präzise
lokalisiert werden können.
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Während
Ausführungsformen,
Anwendungen und Vorteile der Erfindung mit ausreichender Klarheit gezeigt
und beschrieben wurden, so dass ein Fachmann imstande ist, die Erfindung
auszuführen
und zu verwenden, ist gleichermaßen für den Fachmann offensichtlich,
dass viel mehr Ausführungsformen,
Anwendungen und Vorteile möglich
sind, ohne von den hierin offenbarten und beschriebenen erfinderischen
Konzepten abzuweichen. Die Erfindung sollte daher gemäß den beiliegenden
Ansprüchen
eingeschränkt
sein und ist nicht durch die bevorzugten Ausführungsformen, die Beschreibung
oder die Zeichnungen eingeschränkt.