NL1012641C2

NL1012641C2 - Computerized tomography scanner for medical purposes with reduced power X-ray source and method for performing such a scan.

Info

Publication number: NL1012641C2
Application number: NL1012641A
Authority: NL
Inventors: John Dobbs; Bernard Marshall Gordon
Original assignee: Analogic Corp
Priority date: 1996-11-04
Filing date: 1999-07-19
Publication date: 2007-06-05
Also published as: NL1012643A1; NL1012643C2; NL1012640A1; NL1012642A1; NL1012640C2; NL1012641A1; NL1012642C2

Description

Titel: Gecomputeriseerde tomografiescanner voor medische doeleinden met röntgenbron met gereduceerd vermogen en werkwijze voor het uitvoeren van een dergelijke scan.Title: Computerized tomography scanner for medical purposes with reduced power X-ray source and method for performing such a scan.

De onderhavige uitvinding heeft in het algemeen betrekking op gecomputeriseerde tomografie- (CT) scanners die worden gebruikt in de medische techniek voor het opwekken van CT beelden van bijvoorbeeld menselijke 5 patiënten. Meer in het bijzonder hëeft de uitvinding betrekking op een verbeterde CT scanner met gebruikmaking van een röntgenbron met gereduceerd vermogen en op een werkwijze voor het uitvoeren van een .dergelijke scan.The present invention generally relates to computerized tomography (CT) scanners used in medical technology for generating CT images from, for example, human patients. More particularly, the invention relates to an improved CT scanner using a reduced-power X-ray source and to a method of performing such a scan.

Gecomputeriseerde tomografie- (CT) scanners van de 10 derde generatie omvatten een röntgenbron en een röntgen-detectorstelsel die respectievelijk zijn bevestigd aan diametraal tegenover elkaar gelegen zijden van een ringvormige schijf. De schijf is roteerbaar gemonteerd binnen een drager zodat gedurende een scan de schijf 15 continu roteert rond een rotatieas, die gewoonlijk wordt aangeduid als de "Z-as", terwijl röntgenstralen vanuit de bron gaan door een object dat geplaatst is binnen de opening van de schijf naar het detectorstelsel. Het centrum van de schijf, dat wordt gesneden door de "Z-as", 20 wordt gewoonlijk aangeduid als het "isocentrum".Computerized tomography (CT) scanners of the third generation include an x-ray source and an x-ray detector array respectively attached to diametrically opposite sides of an annular disc. The disk is rotatably mounted within a support so that during a scan, the disk 15 continuously rotates about an axis of rotation, commonly referred to as the "Z-axis," while x-rays pass through the source through an object placed within the opening of the disk to the detector system. The center of the disk, which is cut by the "Z-axis," is commonly referred to as the "isocenter."

Het detectorstelsel omvat op typerende wijze een reeks detectoren die zijn aangebracht als één enkele rij in de vorm van een boog met een krommingscentrum op het punt, dat wordt aangeduid als het "brandpunt", waar de 25 straling uitgaat van de röntgenbron. De röntgenbron en de reeks detectoren zijn zodanig geplaatst, dat de röntgen-straalbanen tussen de bron en elke detector alle in hetzelfde vlak liggen (hierna het "schijfvlak" of "scanvlak") dat loodrecht op de rotatieas van de schijf 30 staat. Daar de röntgenbanen hun oorsprong vinden in wat in wezen een puntbron is en zich uitstrekken met verschillende hoeken naar de detectoren, lijken de röntgenstraal- 1012641 - 2 - banen op een waaier, en derhalve wordt dikwijls de term "waaierbundel" gebruikt om alle róntgenstraalbanen op een tijdsogenblik te beschrijven.The detector system typically comprises a series of detectors arranged as a single row in the form of an arc with a center of curvature at the point referred to as the "focal point" where the radiation emanates from the X-ray source. The x-ray source and the array of detectors are positioned such that the x-ray paths between the source and each detector are all in the same plane (hereinafter the "disk face" or "scan face") that is perpendicular to the axis of rotation of the disk 30. Since the x-ray traces originate in what is essentially a point source and extend at different angles to the detectors, the x-ray trajectories resemble a fan, and therefore the term "fan beam" is often used to refer to all x-ray trajectories. describe a moment in time.

De röntgenstralen die op een enkele detector vallen 5 op een meetogenblik gedurende een scan worden gewoonlijk aangeduid als een "straal" en elke detector wekt een uitgangssignaal op dat een indicatie is van de intensiteit van de corresponderende straal ervan. Daar elke straal gedeeltelijk wordt verzwakt door alle massa in de baan 10 ervan, is het uitgangssignaal dat wordt opgewekt door elke detector een representatie voor de dichtheid van alle massa die zich bevindt tussen deze detector en de röntgenbron (d.w.z. de dichtheid van de massa die ligt in de corresponderende stralenbaan van de detector). De 15 uitgangssignalen die worden voortgebracht door de röntgendetectoren worden in het algemeen gefilterd door een data-acquisitie-stelsel (DAS) om onder andere een signaal-ruis-verhouding te verbeteren en de uitgangssignalen die worden voortgebracht door het DAS worden 20 gewoonlijk aangeduid als "ruwe datasignalen". De ruwe datasignalen worden normaliter gefilterd door een projectiefilter dat de ruwe datasignalen omzet in projectiedatasignalen door het logaritmisch verwerken van de ruwe datasignalen zodat elk projectiedatasignaal een 25 representatie is voor de dichtheid van de massa die ligt in een corresponderende stralenbaan. De verzameling van alle projectiedatasignalen op een meetogenblik wordt gewoonlijk aangeduid als een "projectie" of een "aanblik". Gedurende één enkele scan wordt wanneer de schijf roteert 30 een aantal projecties zodanig voortgebracht dat elke projectie wordt voortgebracht bij een verschillende hoekpositie van de schijf. De hoekoriëntatie van de schijf die correspondeert met een bijzondere projectie wordt aangeduid als de "projectiehoek".The x-rays that fall on a single detector at a measurement moment during a scan are commonly referred to as a "beam" and each detector generates an output signal that is indicative of the intensity of its corresponding beam. Since each beam is partially attenuated by all of the mass in its path 10, the output signal generated by each detector is a representation of the density of all mass between this detector and the X-ray source (ie, the density of the mass that lies in the corresponding beam path of the detector). The output signals generated by the X-ray detectors are generally filtered through a data acquisition system (DAS) to improve, among other things, a signal-to-noise ratio, and the output signals generated by the DAS are commonly referred to as " raw data signals ". The raw data signals are normally filtered by a projection filter that converts the raw data signals into projection data signals by logarithmically processing the raw data signals so that each projection data signal is a representation of the density of the mass contained in a corresponding beam path. The collection of all projection data signals at a measurement moment is usually referred to as a "projection" or a "sight". During a single scan, when the disk rotates, a number of projections are produced such that each projection is produced at a different angular position of the disk. The angular orientation of the disc corresponding to a particular projection is referred to as the "projection angle".

35 Met gebruikmaking van bekende algoritmen zoals het35 Using known algorithms such as the

Radon algoritme, kan een CT beeld worden voortgebracht uit alle projectiedatasignalen die zijn verzameld op elk van 1012641 - 3 - de projectiehoeken. Een CT beeld is een representatie voor de dichtheid van een twee-dimensionale "schijf" langs het scanvlak van het object dat wordt gescand. Het proces voor het opwekken van een CT beeld uit de projectiedatasignalen 5 wordt gewoonlijk aangeduid als "terugfilterprojectie" of "reconstructie", daar het CT beeld kan worden gedacht als zijnde gereconstrueerd uit de projectiedata.Radon algorithm, a CT image can be generated from all projection data signals collected at each of the projection angles. A CT image is a representation of the density of a two-dimensional "disk" along the scanning plane of the object being scanned. The process for generating a CT image from the projection data signals 5 is usually referred to as "back filter projection" or "reconstruction", since the CT image can be thought of as being reconstructed from the projection data.

CT scanners maken in het algemeen gebruik van een vorm van "bundelverhardingsfilter" om de röntgenbundel die 10 wordt voortgebracht door de röntgenbron te "verharden".CT scanners generally use a form of "beam hardening filter" to "harden" the x-ray beam produced by the x-ray source.

Het bundelverhardingsfilter wordt in het algemeen aangebracht als een blad metaal, zoals koper of aluminium, aangebracht tussen de röntgenbron en de patiënt. Elk röntgenfoton dat wordt voortgebracht door de röntgenbron 15 heeft een waarschijnlijkheid om te passeren door het filter en deze waarschijnlijkheid neemt toe wanneer de energie van het foton toeneemt. Op deze wijze heeft het filter de neiging om de lagere energie (of "zachtere") röntgenstralen te onderscheppen en derhalve de bundel te 20 "verharden". Op het gebied van CT scanners neemt men in het algemeen aan dat het de voorkeur verdient om een harde bundel te gebruiken omdat, gegeven een bepaald niveau van harde röntgenstralen en hetzelfe niveau van zachte röntgenstralen, een groter deel van de zachte röntgen-25 stralen een hogere waarschijnlijkheid heeft om te worden geabsorbeerd door het menselijk lichaam dan de corresponderende harde röntgenstralen, en het derhalve minder waarschijnlijk is dat ze door de patiënt heen gaan en de detectoren bereiken. Met andere woorden, men neemt 30 momenteel aan dat het gebruik van zachte röntgenstralen de stralingsdosis waaraan de patiënt is blootgesteld doet toenemen zonder significant bij te dragen aan het voortbrengen van het CT beeld. De United States Food and Drug Administration (FDA) heeft minimum-bundel-hardheid-35 standaarden vastgesteld, waaraan CT scanners die werken op menselijke patiënten, moeten voldoen.The beam hardening filter is generally applied as a sheet of metal, such as copper or aluminum, arranged between the X-ray source and the patient. Each X-ray photon produced by the X-ray source 15 has a probability of passing through the filter and this probability increases as the energy of the photon increases. In this way the filter tends to intercept the lower energy (or "softer") x-rays and thus "harden" the bundle. In the field of CT scanners, it is generally assumed that it is preferable to use a hard beam because, given a certain level of hard x-rays and the same level of soft x-rays, a larger portion of the soft x-rays has a higher probability of being absorbed by the human body than the corresponding hard x-rays, and therefore less likely to pass through the patient and reach the detectors. In other words, it is currently assumed that the use of soft X-rays increases the radiation dose to which the patient is exposed without significantly contributing to the generation of the CT image. The United States Food and Drug Administration (FDA) has established minimum bundle hardness 35 standards that CT scanners that operate on human patients must meet.

1012641 - 4 -1012641 - 4 -

Verder heeft een toenemende bundelhardheid de neiging om de lineariteit van de röntgendetectoren te doen toenemen. Derhalve maken de meeste bekende CT scanners gebruik van een betrekkelijk harde bundel om de 5 lineariteit van de detectoren te verbeteren en daardoor het ontwerp van de scanner te vereenvoudigen. In feite maken de meeste bekende CT scanners gebruik van een röntgenbron met een relatief hoog vermogen (b.v. 120 kV bij 100 tot 350 mA) en maken ook gebruik van een relatief 10 dik (bijv. 0,02 cm (0,008 inches) koper) bundel- verhardingsfilter dat de bundel significant meer verhardt dan vereist is door de FDA. De combinatie van een röntgenbron met hoog vermogen en een dik bundel-verhardingsfilter vereenvoudigt het ontwerp van de 15 CT scanner, maar het is een verkwisting van róntgen- vermogen en doet de totale vermogenseisen van de scanner toenemen.Furthermore, increasing beam hardness tends to increase the linearity of the X-ray detectors. Therefore, most known CT scanners use a relatively hard beam to improve the linearity of the detectors and thereby simplify the design of the scanner. In fact, most known CT scanners use a relatively high power X-ray source (eg, 120 kV at 100 to 350 mA) and also use a relatively 10-thick (e.g., 0.02 cm (0.008 inches) copper) bundle - hardening filter that hardens the bundle significantly more than required by the FDA. The combination of a high-power X-ray source and a thick beam-hardening filter simplifies the design of the CT scanner, but it is a waste of X-ray power and increases the overall power requirements of the scanner.

Een andere factor die de neiging heeft om het röntgenvermogen dat wordt gebruikt door bekende CT 20 scanners te doen toenemen heeft betrekking op de afstand tussen het brandpunt en het isocentrum van de schijf. Daar de intensiteit van de röntgenbundel afneemt met het kwadraat van de afstand vanaf de röntgenbron, wordt het vermogen dat wordt gebruikt in de röntgenbron, gedeelte-25 lijk bepaald door de afstand tussen het brandpunt en het isocentrum. (Deze factor wordt in het algemeen beschreven in termen van de afstand tussen het brandpunt en het isocentrum in plaats van in termen van de afstand tussen het brandpunt en de detectoren omdat gedurende een scan de 30 patiënt in het algemeen is geplaatst op of nabij het isocentrum, en hoewel het in het algemeen mogelijk om de röntgenenergie die wordt ontvangen door een detector te laten toenemen door de grootte van de detector te laten toenemen, is het slechts mogelijk om de röntgenenergie bij 35 het isocentrum (d.w.z. bij de patiënt) te laten toenemen door het vermogen van de röntgenbron te laten toenemen, of 1012641 - 5 - door de afstand tussen het brandpunt en het isocentrum te laten afnemen).Another factor that tends to increase the x-ray power used by known CT scanners relates to the distance between the focal point and the isocenter of the disk. Since the intensity of the x-ray beam decreases with the square of the distance from the x-ray source, the power used in the x-ray source is determined in part by the distance between the focal point and the isocenter. (This factor is generally described in terms of the distance between the focal point and the isocenter rather than in terms of the distance between the focal point and the detectors because during a scan the patient is generally placed at or near the isocenter , and although it is generally possible to increase the x-ray energy received by a detector by increasing the size of the detector, it is only possible to increase the x-ray energy at the isocenter (ie in the patient) by increasing the power of the X-ray source, or 1012641 - 5 by decreasing the distance between the focal point and the isocenter).

Het ontwerpen van een CT scanner voor een gereduceerde röntgenvermogensconsumptie suggereert 5 derhalve het zo dicht mogelijk bij de röntgenbron plaatsen van het isocentrum. Andere relevante ontwerpcriteria vereisen echter het laten toenemen van de afstand tussen de röntgenbron en het isocentrum. Bijvoorbeeld moet minimaal het isocentrum op afstand worden geplaatst van de 10 röntgenbron en wel ver genoeg om een patiënt comfortabel te plaatsen tussen de röntgenbron en de detectoren. Een verschijnsel dat in het algemeen bekend is als "Z-as bundelverschuiving" stelt een nog grotere eis aan de afstand tussen de röntgenbron en het isocentrum. Bundel-15 verschuiving heeft betrekking op beweging van het brandpunt (d.w.z. het punt waar de röntgenstralen uittreden) met betrekking tot het isocentrum (of de detectoren) gedurende een scan. Het opwekken van röntgenstralen brengt gelokaliseerde warmte voort die thermische 20 expansie kan veroorzaken van de componenten van de röntgenbron, en deze thermische expansie kan op zijn beurt het brandpunt laten verschuiven met betrekking tot het isocentrum gedurende een scan. Deze verschuiving wordt in het algemeen aangeduid als Z-as bundelverschuiving omdat 25 de meeste röntgenbronnen zodanig zijn uitgevoerd dat het ; grootste deel van de verschuiving zo niet de gehele verschuiving, optreedt in een richting die parallel is aan de Z-as (d.w.z. de rotatieas van de scannerschijf). Daar het Radon algoritme aanneemt dat de relatieve posities van 30 de röntgenbron en de detectoren gedurende een scan constant blijven, is het van belang om de effecten van eventuele Z-as bundelverschuiving te minimaliseren. In bekende CT scanners, is de meest gebruikelijke werkwijze om dit effect te minimaliseren het laten toenemen van de 35 afstand tussen de röntgenbron en de collimator die wordt gebruikt om de bundel te vormen en daardoor de hoek-verschuiving te reduceren tussen het brandpunt en de 1012641 - 6 - detectoren, veroorzaakt door een eventuele Z-as translatie van het brandpunt. Het verlengen van de afstand tussen het brandpunt en de collimator doet noodzakelijkerwijze de afstand toenemen tussen het brandpunt en het isocentrum 5 daar een zekere ruimte vereist is om een patiënt te kunnen ontvangen. Op het gebied van CT scanners neemt men in het algemeen aan, dat, indien het brandpunt niet ten minste 510 mm verwijderd is van het isocentrum van de schijf, de collimator te dicht bij het brandpunt moet worden 10 geplaatst, zodat fouten, die worden veroorzaakt door Z-as bundelverschuiving te ernstig zullen worden. Echter maakt, zoals in het bovenstaande vermeld, een toename in deze afstand een corresponderende toename noodzakelijk in het vermogen, dat wordt aangelegd aan de róntgenbron. Bekende 15 CT scanners die deze ruimte laten toenemen doen dit ten koste van het laten toenemen van hun róntgenvermogens-eisen. Derhalve stellen dergelijke bekende scanners de j patiënt bloot aan hogere röntgenniveaus, daar het laten | toenemen van de afstand tussen de bron en het isocentrum 20 op een grotere afstand tussen het brandpunt en een collimator mogelijk te maken, het opwekken van röntgen- stralen met hogere energie noodzakelijk maakt. jTherefore, designing a CT scanner for reduced X-ray power consumption suggests placing the isocenter as close to the X-ray source as possible. However, other relevant design criteria require increasing the distance between the x-ray source and the isocenter. For example, at least the isocenter must be placed at a distance from the x-ray source and far enough away to comfortably place a patient between the x-ray source and the detectors. A phenomenon generally known as "Z-axis beam shift" imposes an even greater requirement on the distance between the x-ray source and the isocenter. Beam-15 shift refers to movement of the focal point (i.e., the point at which the X-rays exit) with respect to the isocenter (or the detectors) during a scan. The generation of X-rays generates localized heat that can cause thermal expansion of the components of the X-ray source, and this thermal expansion can in turn cause the focal point to shift with respect to the isocenter during a scan. This shift is generally referred to as Z-axis beam shift because most of the X-ray sources are designed such that; Most of the shift, if not the entire shift, occurs in a direction parallel to the Z axis (i.e., the axis of rotation of the scanner disk). Since the Radon algorithm assumes that the relative positions of the X-ray source and the detectors remain constant during a scan, it is important to minimize the effects of any Z-axis beam shift. In known CT scanners, the most common method to minimize this effect is to increase the distance between the x-ray source and the collimator used to form the beam and thereby reduce the angle shift between the focal point and the focal point. - 6 - detectors, caused by a possible Z-axis translation of the focal point. Extending the distance between the focal point and the collimator necessarily increases the distance between the focal point and the isocenter 5 since a certain space is required to receive a patient. In the field of CT scanners, it is generally assumed that if the focal point is not at least 510 mm away from the isocenter of the disk, the collimator must be placed too close to the focal point, so that errors caused are caused. due to Z-axis beam shift will become too serious. However, as mentioned above, an increase in this distance necessitates a corresponding increase in the power applied to the x-ray source. Known 15 CT scanners that increase this space do so at the expense of increasing their X-ray power requirements. Therefore, such known scanners expose the patient to higher X-ray levels, since it allows increasing the distance between the source and the isocenter 20 at a greater distance between the focal point and a collimator, necessitating the generation of X-rays with higher energy. j

Behalve het reduceren van de afstand tussen de röntgenbron en het isocentrum, kan röntgenvermogens-25 consumptie worden gereduceerd door gebruik te maken van detectoren met hoge efficiency, zoals halfgeleider-detectoren (b.v. cadmiumwolframaatdetectoren). Vele bekende CT scanners maken echter gebruik van minder efficiënte, gasbuisdetectoren, zoals Xenon (Xe) 30 detectoren, omdat de responsie van dergelijke detectoren de neiging heeft om meer uniform te zijn dan de responsie van detectoren met hoge efficiency. In het bijzonder detecteren dergelijke detectoren met lage efficiency fotonen meer uniform in de Z-as richting dan detectoren 35 met hoge efficiency doen. Derhalve maken bekende CT scanners die gebruik maken van detectoren met hoge efficiency ook gebruik van een grote tussenruimte tussen 101 2841 : 9 11 - 7 - het brandpunt en de collimator (en als gevolg daarvan een grote afstand tussen het brandpunt en het isocentrum) om het effect van een eventuele Z-as bundelverschuiving te minimaliseren, hetgeen resulteert in een opoffering van 5 veel van de energiebesparingen, die worden bereikt door de detectoren met hoge efficiency. Evenzo maken vele bekende CT scanners die gebruik maken van een gereduceerde afstand tussen het brandpunt en de collimator en derhalve een reductie in de afstand tussen het brandpunt en het 10 isocentrum, bijvoorbeeld bij de afstand van 510 mm, ook gebruik van detectoren met lage efficiency om het effect van een eventuele Z-as bundelverschuiving te minimaliseren, en offeren derhalve veel van de vermogens-besparingen op, die worden bereikt door de gereduceerde 15 geometrie.In addition to reducing the distance between the x-ray source and the isocenter, x-ray power consumption can be reduced by using high efficiency detectors, such as semiconductor detectors (e.g. cadmium tungstate detectors). However, many known CT scanners use less efficient gas tube detectors, such as Xenon (Xe) detectors, because the response of such detectors tends to be more uniform than the response of high efficiency detectors. In particular, such low-efficiency detectors detect photons more uniformly in the Z-axis direction than do high-efficiency detectors. Therefore, known CT scanners using high efficiency detectors also use a large gap between the focal point and the collimator (and as a consequence a large distance between the focal point and the isocenter) to minimize the effect of a possible Z-axis beam shift, resulting in a sacrifice of many of the energy savings achieved by the high efficiency detectors. Similarly, many known CT scanners that use a reduced distance between the focal point and the collimator and therefore a reduction in the distance between the focal point and the isocenter, for example at the 510 mm distance, also use low efficiency detectors to minimize the effect of a possible Z-axis beam shift, and therefore sacrifice many of the power savings achieved by the reduced geometry.

Zoals in het bovenstaande reeds vermeld, maken bekende CT scanners ook normaliter gebruik van een DAS om onder andere de signaal-ruis-verhouding te verbeteren van de uitgangssignalen die worden voortgebracht door de 20 röntgendetectoren. Bekende DAS uitvoeringen worden evenwel dikwijls geïmplementeerd met gebruikmaking van een integratiefilter, dat niet op significante wijze de signaal-ruis-verhouding van de detectoruitgangssignalen verbetert. Derhalve maken bekende scanners op typerende 25 wijze gebruik van röntgenbundels met hoge intensiteit om te verzekeren dat de signaal-ruis-verhouding van de detectoruitgangssignalen voldoende hoog is om het opwekken van nauwkeurige CT beelden te garanderen.As already mentioned above, known CT scanners also normally use a DAS to, among other things, improve the signal-to-noise ratio of the output signals produced by the X-ray detectors. However, known DAS embodiments are often implemented using an integration filter that does not significantly improve the signal-to-noise ratio of the detector output signals. Therefore, known scanners typically use high-intensity X-ray beams to ensure that the signal-to-noise ratio of the detector output signals is sufficiently high to ensure the generation of accurate CT images.

In het algemeen zijn bekende CT scanners ontworpen om 30 de nauwkeurigheid te verbeteren van de voortgebrachte CT beelden ten koste van de eis van verhoogde röntgen-vermogensniveaus. Er is derhalve behoefte aan een CT scanner die CT beelden met hoge kwaliteit opwekt en ook gereduceerde röntgenvermogenseisen heeft. Er bestaat ook 35 behoefte aan CT scanner die CT beelden met hoge kwaliteit opwekt, terwijl de patiënt wordt blootgesteld aan lagere stralingsniveaus.In general, known CT scanners have been designed to improve the accuracy of the generated CT images at the expense of the requirement of increased X-ray power levels. There is therefore a need for a CT scanner that generates high quality CT images and also has reduced X-ray power requirements. There is also a need for a CT scanner that generates high quality CT images while exposing the patient to lower radiation levels.

101 2841 - 8 -101 2841 - 8 -

Het is een doel van de uitvinding om de bovengenoemde problemen van de stand der techniek te verminderen of te overwinnen.It is an object of the invention to reduce or overcome the aforementioned problems of the prior art.

Een ander doel van de onderhavige uitvinding is het 5 verschaffen van een verbeterde CT scanner met röntgenbron, die werkt bij een gereduceerd vermogensniveau.Another object of the present invention is to provide an improved CT scanner with an X-ray source that operates at a reduced power level.

Nog een ander doel van de onderhavige uitvinding is het verschaffen van een verbeterde CT scanner met een röntgenbron, die een kathode en een anode omvat, waarbij 10 de gemeten potentiaal tussen de anode en kathode van de orde van 120 kV kan zijn en de gemeten stroom tussen de anode en kathode van de orde van 50 mA kan zijn voor een gemeten vermogen van 6 kVA wezenlijk minder dan de 12 kVA of hoger zoals vereist voor heden ten dage beschikbare CTStill another object of the present invention is to provide an improved CT scanner with an X-ray source, which comprises a cathode and an anode, wherein the measured potential between the anode and cathode can be of the order of 120 kV and the measured current between the anode and cathode can be of the order of 50 mA for a measured power of 6 kVA substantially less than the 12 kVA or higher as required for currently available CT

JJ

15 scanners.15 scanners.

Nog een ander doel van de onderhavige uitvinding is het verschaffen van een verbeterde CT scanner met een gereduceerde geometrie.Yet another object of the present invention is to provide an improved CT scanner with a reduced geometry.

Nog een ander doel van de uitvinding is het 20 verschaffen van een verbeterde CT scanner met een schijf, die een isocentrum en een röntgenbron bepaalt, die j röntgenstralen opwekt die uitgaan vanuit een brandpunt, waarbij het brandpunt op afstand staat van het isocentrum met een afstand die vereist is voor het comfort van een 25 patiënt van gemiddelde grootte, een afstand van de orde van 475 mm, hetgeen kleiner is dan de huidige, commercieel verkrijgbare minimum afstand van 510 mm om de vermogens-eisen van de scanner te reduceren.Yet another object of the invention is to provide an improved CT scanner with a disk that defines an isocenter and an x-ray source that generates x-rays emanating from a focal point, the focal point being remote from the isocenter at a distance required for the comfort of a medium-sized patient, a distance of the order of 475 mm, which is smaller than the current, commercially available minimum distance of 510 mm to reduce the power requirements of the scanner.

Nog een ander doel van de onderhavige uitvinding is 30 het verschaffen van een CT scanner, die halfgeleider-röntgendetectoren met hoge efficiency omvat.Yet another object of the present invention is to provide a CT scanner that includes high efficiency semiconductor X-ray detectors.

Nog een ander doel van de onderhavige uitvinding is het verschaffen van een verbeterde CT scanner, die een bundelverhardingsfliter met gereduceerde dikte omvat.Still another object of the present invention is to provide an improved CT scanner, which comprises a bundled hardening fliter with reduced thickness.

35 Nog een ander doel van de onderhavige uitvinding is het verschaffen van een verbeterde CT scanner, die gebruik maakt van een zachtere röntgenbundel.Yet another object of the present invention is to provide an improved CT scanner that uses a softer X-ray beam.

1012641 - 9 -1012641 - 9 -

Nog een ander doel van de onderhavige uitvinding is ! het verschaffen van een verbeterde CT scanner met laag vermogen, die een DAS bevat, die filters bevat voor de i beste schatting voor gebruik bij het opwekken van ruwe 5 datasignalen.Yet another object of the present invention is! providing an improved low power CT scanner that includes a DAS that contains filters for the best estimate for use in generating raw data signals.

i Nog een ander doel van de onderhavige uitvinding is het verschaffen van een verbeterde CT scanner, die een keten bevat voor het compenseren voor niet-lineariteiten en kanaal-kanaal-variaties in en tussen de verschillende 10 detectoren en signaalverwerkingskanalen, evenals voor andere niet-lineariteiten en variaties in de kanalen van de scanner.Still another object of the present invention is to provide an improved CT scanner, which includes a circuit for compensating for non-linearities and channel-channel variations in and between the different detectors and signal processing channels, as well as for other non-linear linearities and variations in the channels of the scanner.

Nog een ander doel van de onderhavige uitvinding is het verschaffen van een verbeterde CT scanner, die een 15 keten bevat voor het compenseren voor de kanaal-kanaal-variaties in responsie op en tussen de detectoren, veroorzaakt door factoren als stralingsschade, nul-compensatie en variatie in versterking als functie van de temperatuur.Yet another object of the present invention is to provide an improved CT scanner, which includes a circuit for compensating for channel-channel variations in response to and between the detectors, caused by factors such as radiation damage, zero compensation and variation in gain as a function of temperature.

20 Een doel van de uitvinding is voorts het verschaffen van een verbeterde werkwijze voor het uitvoeren van een gecomputeriseerde tomografie-scan voor medische doeleinden.An object of the invention is furthermore to provide an improved method for performing a computerized tomography scan for medical purposes.

Deze en andere doeleinden worden verschaft door een 25 verbeterde CT scanner met een schijf, die voor rotatie rond een isocentrum van de schijf.wordt gedragen en röntgencomponenten die zijn opgesteld als een stelsel met gereduceerde geometrie. De voorkeursscanner, die wordt beschreven samen met de tekening, is van het derde 30 generatietype, hoewel het duidelijk zal zijn dat vele aspecten van de onderhavige uitvinding kunnen worden toegepast bij andere typen scanners, zoals vierde generatiemachines. De voorkeursscanner, die hier wordt beschreven, bevat een röntgenbron en een reeks röntgen-35 detectoren die zijn bevestigd aan de schijf. De röntgenbron wekt röntgenstralen op, zodat de röntgenstralen uitgaan uit een brandpunt en de röntgenbron is bij 1012641 - 10 - voorkeur gemonteerd aan de schijf zodat het brandpunt op een afstand staat van de orde van 475 mm vanaf het isocentrum.These and other purposes are provided by an improved CT scanner with a disk that is carried for rotation around an isocenter of the disk and X-ray components that are arranged as a system with reduced geometry. The preferred scanner, which is described in conjunction with the drawing, is of the third generation type, although it will be understood that many aspects of the present invention can be applied to other types of scanners, such as fourth generation machines. The preferred scanner described herein includes an x-ray source and a series of x-ray detectors attached to the disk. The x-ray source generates x-rays so that the x-rays emanate from a focal point and the x-ray source is preferably mounted on the disk so that the focal point is at a distance of the order of 475 mm from the isocenter.

In één aspect van de uitvinding bevat de röntgenbron 5 een vermogensbron die geschikt is om te werken bij een relatief gereduceerd vermogensniveau en de scanner bevat een bundelverhardingsfilter met gereduceerde dikte. In overeenstemming met dit aspect van de uitvinding maakt de scanner gebruik van een relatieve zachte röntgenbundel.In one aspect of the invention, the x-ray source 5 includes a power source suitable for operating at a relatively reduced power level and the scanner includes a beam hardening filter with reduced thickness. In accordance with this aspect of the invention, the scanner uses a relatively soft X-ray beam.

10 In overeenstemming met een ander aspect van de uitvinding, bevat de scanner een keten voor het compenseren voor niet-lineariteiten en variaties in en tussen de röntgendetectoren en signaalverwerkingskanalen.In accordance with another aspect of the invention, the scanner includes a circuit for compensating for non-linearities and variations in and between the X-ray detectors and signal processing channels.

Opgemerkt wordt dat het Amerikaanse octrooischrift 15 5.408.521 een angiografisch röntgenstelsel beschrijft met een scan over 360°. De machine is evenwel niet een CT-scanner. Er worden róntgenbeelden opgenomen bij opeenvolgende hoeken van de röntgenbuis. Voorts wordt de buis bedreven bij 15 kW, hetgeen boven 12 kW ligt. De afstand 20 tussen anode en isocentrum wordt gemeld 508 mm te zijn. Zoals opgemerkt is het stelsel geen CT-scanner, waarbij een waaierbundel vereist is om een geheel stelsel van detectoren (en niet een enkele vergrotingsbuis) bij iedere projectiehoek bloot te stellen.It is noted that U.S. Patent No. 5,408,521 describes an angiographic X-ray system with a 360 ° scan. However, the machine is not a CT scanner. X-ray images are taken at successive angles of the X-ray tube. Furthermore, the tube is operated at 15 kW, which is above 12 kW. The distance between anode and isocenter is reported to be 508 mm. As noted, the system is not a CT scanner, where a fan beam is required to expose an entire system of detectors (and not a single magnifying tube) at each projection angle.

25 Het Amerikaanse octrooischrift 5.214.686 beschrijft een scanner, maar deze is niet voorzien van middelen voor het opwekken van röntgenstralen, die zijn ingericht voor rotatie om een rotatie-as, zodanig dat het brandpunt op een in hoofdzaak vaste radiale afstand van het isocentrum 30 van een een patiënt ondersteunende machine wordt gehouden, welke afstand voldoendè dient te zijn om plaats te bieden aan een patiënt, maar minder bedraagt dan 510 mm, zoals volgens de uitvinding voorgesteld.US patent 5,214,686 describes a scanner, but it is not provided with means for generating X-rays, which are arranged for rotation about an axis of rotation, such that the focal point is at a substantially fixed radial distance from the isocenter. from a machine supporting a patient, which distance must be sufficient to accommodate a patient, but is less than 510 mm, as proposed according to the invention.

Verdere doeleinden en voordelen van de onderhavige 35 uitvinding zullen duidelijk worden aan deskundigen door de volgende gedetailleerde beschrijving, waarin verschillende uitvoeringsvormen zijn getoond en beschreven, bij wijze 101 2641 - 11 - van illustratie van de beste uitvoeringsvorm. Men zal zich realiseren dat voor de uitvinding andere uitvoeringsvormen mogelijk zijn en de details ervan zijn onderhevig aan modificaties in enkele opzichten, zonder de omvang van de 5 uitvinding te boven te gaan. Derhalve moeten de tekeningen en de beschrijving slechts als illustratief van aard worden beschouwd en niet in beperkende zin, waarbij de beschermingsomvang van de aanvrage wordt aangegeven in de conclusies.Further objects and advantages of the present invention will become apparent to those skilled in the art from the following detailed description, in which various embodiments are shown and described, by way of illustration of the best embodiment. It will be realized that other embodiments are possible for the invention and its details are subject to modifications in some respects, without going beyond the scope of the invention. Therefore, the drawings and the description are to be considered merely illustrative in nature and not in a limiting sense, the scope of the application being indicated in the claims.

10 Voor een volledig begrip van de aard en de doeleinden van de onderhavige uitvinding, wordt verwezen naar de volgende gedetailleerde beschrijving met de begeleidende tekeningen, waarin dezelfde verwijzingscijfers Worden gebruikt om dezelfde of soortgelijke delen aan te duiden, 15 waarin: fig. 1 een axiaal aanzicht is van een roteerbare schijf van eén CT scanner die volgens de uitvinding is vervaardigd; fig. 2 een partiële doorsnede in zijaanzicht is van 20 de CT scanner getoond in fig. 1, waarbij het röntgenbron-samenstel en het Z-as volgstelsel in detail zijn getoond, waarbij de waaierbundel gedeeltelijk weggebroken is; fig. 3 een grafiek is die een typerend energie-spectrum van de röntgenbundel die wordt gebruikt in de CT 25 scanner, getoond in fig. 1, weergeeft, met een bekend bundelverhardingsfilter en waarbij het röntgenfilter is ontworpen in overeenstemming met een aspect van de onderhavige uitvinding; fig. 4 een blokschema is van de DAS en computer, die 30 worden gebruikt in de CT scanner, getoond in fig. 1; en fig. 5 een axiaal aanzicht is van een CT scanner, die vervaardigd is volgens de uitvinding met een waterfantoom ingebracht in de opening van de schijf.For a full understanding of the nature and purposes of the present invention, reference is made to the following detailed description with the accompanying drawings, in which the same reference numerals are used to indicate the same or similar parts, in which: Fig. 1 shows an axial is a view of a rotatable disk of a CT scanner made in accordance with the invention; Fig. 2 is a partial cross-sectional side view of the CT scanner shown in Fig. 1, with the X-ray source assembly and the Z-axis tracking system shown in detail, with the fan beam partially broken away; Fig. 3 is a graph showing a typical energy spectrum of the X-ray beam used in the CT 25 scanner shown in Fig. 1, with a known beam hardening filter and the X-ray filter being designed in accordance with an aspect of the present invention invention; Figure 4 is a block diagram of the DAS and computer used in the CT scanner shown in Figure 1; and FIG. 5 is an axial view of a CT scanner made in accordance with the invention with a water phantom inserted into the aperture of the disk.

Fig. 1 toont een schijfsamenstel van een CT scanner 35 40, die de principes van de onderhavige uitvinding belichaamt. De scanner 40 is ontworpen voor een verhoogde róntgenvermogensefficiency en gereduceerde totaal-energie- i 1012641, - 12 - eisen. Zoals hierna zal worden beschreven, maakt de scanner 40 gebruikt van een röntgenbron, die geschikt is om te werken bij een gereduceerd vermogensniveau, en een zachtere röntgenbundel dan is gebruikt in commercieel 5 verkrijgbare bekende machines. Terwijl op conventionele wijze op het gebied van CT scanners men meent dat het gebruik van hardere röntgenbundels de voorkeur verdient, heeft aanvraagster nu onverwachts ontdekt dat het gebruik van een zachtere röntgenbundel de helderheid en het 10 contrast van de voortgebrachte CT beelden wezenlijk verbetert, indien een zorgvuldige calibratie en besturing aanwezig zijn.FIG. 1 shows a disk assembly of a CT scanner 40, which embodies the principles of the present invention. The scanner 40 is designed for increased X-ray power efficiency and reduced total energy requirements. As will be described below, the scanner 40 uses an X-ray source that is capable of operating at a reduced power level, and a softer X-ray beam than is used in commercially available known machines. While conventionally in the field of CT scanners it is believed that the use of harder x-ray beams is preferred, the applicant has now unexpectedly discovered that the use of a softer x-ray beam substantially improves the brightness and contrast of the generated CT images if a careful calibration and control are present.

De scanner 40 heeft ook een gereduceerde geometrie, die bij draagt tot de verbeterde röntgenvermogens-15 efficiency. Meer in het bijzonder bevat de scanner 40 een röntgenbron 42 en een reeks detectoren 44, waarvan elk wordt gemonteerd op een van openingen voorziene schijf 46.The scanner 40 also has a reduced geometry, which contributes to the improved X-ray power efficiency. More specifically, the scanner 40 includes an X-ray source 42 and a series of detectors 44, each of which is mounted on an apertured disc 46.

Een bundelverhardingsfilter 45 is gemonteerd op het buitenoppervlak van de röntgenbron 42. De schijf wordt 20 ondersteund door een portaal (niet getekend) en is uitgevoerd om te roteren rond een Z-as, of rotatieas, om de bron 42 en de detectoren 44 rond een object 50 te roteren, dat zich uitstrekt door de centrale opening van de schijf gedurende een CT scan. De rotatieas staat 25 loodrecht op het aanzicht, getoond in fig. 1, en snijdt een isocentrum 48 van de schijf. Het object 50 kan een deel van een levende menselijke patiënt zijn zoals het hoofd of torso. Wanneer de bron 42 wordt bekrachtigd, zendt deze röntgenstralen uit vanuit een brandpunt 43, en ; 30 een deel van deze uitgezonden röntgenstralen gaan door het bundelverhardingsfilter 45. Een bundelvormings- en regelstelsel 70, dat meer volledig in samenhang met fig. 2 zal worden beschreven, wordt ten opzichte van het filter > 45 zodanig geplaatst, dat een waaiervormige bundel 52 35 wordt gevormd, die gaat door het object 50 (wanneer dit is geplaatst op of nabij het isocentrum 48 met de waaier-bundel) en valt op de detectoren 44. De waaierbundel 52 ιοί 2s r? - 13 - bepaalt een scanvlak dat loodrecht staat op de rotatieas en dat de rotatieas op het isocentrum 48 van de schijf 46 snijdt. Een opstelling van de anti-verstrooiingsplaten 54 wordt bij voorkeur nabij de detectoropstelling 44 5 geplaatst tussen de opstelling en het object 50 om in wezen te voorkomen dat de detectoren verstrooide röntgenstralen aftasten. Een DAS, in het algemeen aangeduid met 47, verzamelt de data die worden opgewekt door de detectorreeks en brengt de ruwe datasignalen voort, die op 10 hun beurt worden aangelegd aan de computer 49. De computer 49 verwerkt de ruwe datasignalen, die kunnen worden overgedragen vanaf de schijf (i) aan een monitor voor het weergeven van het resulterende CT beeld (niet getekend), en die bij voorkeur geplaatst is nabij de schijf en/of 15 (ii) aan een geheugen voor het opslaan van de beelddata voor daaropvolgende weergave, (iii) aan een processor voor daaropvolgende verwerking, en/of (iv) aan een plaats op afstand, en/of (v) een andere inrichting en/of plaats. Een geschikt transmissie- en ontvangststelsel wordt beschreven 20 in de Amerikaanse octrooiaanvrage serie nr. 08/174.664 ingediend 28 december 1993 ten name van Bernard M. Gordon e.a. en getiteld "Apparatus for Transferring Data to and from a Moving Device", en overgedragen aan de onderhavige aanvraagster.A beam hardening filter 45 is mounted on the outer surface of the X-ray source 42. The disk is supported by a portal (not shown) and is designed to rotate around a Z axis, or axis of rotation, around the source 42 and the detectors 44 around a rotate object 50, which extends through the central opening of the disk during a CT scan. The axis of rotation is perpendicular to the view shown in Fig. 1 and intersects an isocenter 48 of the disc. The object 50 can be a part of a living human patient such as the head or torso. When the source 42 is energized, it emits x-rays from a focal point 43, and; 30 a portion of these transmitted X-rays pass through the beam hardening filter 45. A beam forming and control system 70, which will be described more fully in connection with FIG. 2, is positioned with respect to the filter> 45 such that a fan-shaped beam 52 is formed, which passes through the object 50 (when it is placed at or near the iso center 48 with the fan beam) and falls on the detectors 44. The fan beam 52. 13 determines a scanning plane perpendicular to the axis of rotation and intersecting the axis of rotation at the isocenter 48 of the disk 46. An arrangement of the anti-scatter plates 54 is preferably placed near the detector arrangement 44 between the arrangement and the object 50 to essentially prevent the detectors from scanning scattered X-rays. A DAS, generally designated 47, collects the data generated by the detector array and generates the raw data signals, which in turn are applied to the computer 49. The computer 49 processes the raw data signals that can be transmitted from the disc (i) to a monitor for displaying the resulting CT image (not shown), and which is preferably located near the disc and / or (ii) to a memory for storing the image data for subsequent display , (iii) to a processor for subsequent processing, and / or (iv) to a remote location, and / or (v) another device and / or location. A suitable transmission and reception system is described in U.S. Patent Application Serial No. 08 / 174,664 filed December 28, 1993 in the name of Bernard M. Gordon et al. And entitled "Apparatus for Transferring Data to and from a Moving Device", and transferred to the present applicant.

25 In overeenstemming met één aspect van de onderhavige uitvinding, en in een voorkeursuitvoeringsvorm, zijn de bron 42 en de schijf 46 zodanig uitgevoerd dat het brandpunt 43 dichter bij het isocentrum 48 is geplaatst dan in de stand der techniek als praktisch werd beschouwd. 30 Wanneer men het ontwerp van het stelsel van de onderhavige uitvinding beschouwt, is het wenselijk om deze afstand zo klein als praktisch mogelijk is te maken met gebruikmaking van een zeer wijde hoek' van röntgenstraling die uitgaat vanuit het brandpunt, en om voordeel te trekken uit het 35 feit dat de intensiteit van de röntgenstralen afneemt als functie van het kwadraat van de afstand vanaf het brandpunt naar het deel van het lichaam dat wordt waargenomen.In accordance with one aspect of the present invention, and in a preferred embodiment, the source 42 and the disc 46 are designed such that the focal point 43 is positioned closer to the isocenter 48 than was considered practical in the prior art. When considering the design of the system of the present invention, it is desirable to make this distance as small as practical as possible using a very wide X-ray angle emanating from the focal point, and to take advantage of the fact that the intensity of the x-rays decreases as a function of the square of the distance from the focal point to the part of the body that is observed.

1012641 - 14 -1012641 - 14 -

Derhalve geldt dat hoe dichter het lichaam bij de röntgen-bron is, des te lager het vermogen is dat vereist is om voldoende röntgenstralen voor een CT scan voort te brengen. Derhalve is één ontwerpdoel van de onderhavige 5 uitvinding het minimaliseren van de afstand tussen het brandpunt en het isocentrum. Een zeer belangrijke beperking bij het minimaliseren van deze afstand is echter de opening van het portaal, waarvan de afmetingen zodanig zijn dat het te scannen object wordt ontvangen. In een 10 geprefereerde uitvoeringsvorm, is de portaalopening 60 cm, hetgeen groot genoeg is om een persoon van gemiddelde grootte onder te brengen, het kijkveld is 46 cm, het brandpunt 43 staat op afstand van het isocentrum 48 met een afstand van de orde van 475 mm, en het brandpunt 43 15 staat op afstand van elke detector in de opstelling 44 met een afstand van de orde van 845 mm. In andere uitvoeringsvormen kan de afstand tussen het brandpunt 43 en het isocentrum 48 minder zijn dan 510 mm en van de orde van 450 mm en kan nog een patiënt van gemiddelde grootte 20 ontvangen. Het is duidelijk dat machines, die zijn ontworpen voor gebruik bij kleinere objecten (armen en/of benen bijvoorbeeld) nog kleinere portaalopeningen zullen hebben waarbij de afstand tussen het brandpunt en het isocentrum dienovereenkomstig is gereduceerd. De afstand 25 van 475 mm is aanwezig in de voorkeursmachine, daar het op deze wijze mogelijk is dat de röntgenbron 42 werkt bij gereduceerde vermogensniveaus en toch op confortabele wijze een persoon van gemiddelde grootte als het gescande object onderbrengt. Ook is in de voorkeursuitvoeringsvorm 30 de detectorenreeks 44 geïmplementeerd met gebruikmaking | van halfgeleiderdeteetoren met hoge efficiency, zoals cadmiumwolframaatdetectoren, (waarvan elk op typerende wijze een siliciumfotodiode en een cadmiumwolframaat scintillator bevat voor het verbeteren van de efficiency 35 van de detector).Therefore, the closer the body is to the x-ray source, the lower the power required to produce sufficient x-rays for a CT scan. Therefore, one design object of the present invention is to minimize the distance between the focal point and the isocenter. However, a very important limitation in minimizing this distance is the opening of the portal, the dimensions of which are such that the object to be scanned is received. In a preferred embodiment, the portal opening is 60 cm, which is large enough to accommodate a person of average size, the viewing field is 46 cm, the focal point 43 is spaced from the isocenter 48 with a distance of the order of 475 mm, and the focal point 43 is spaced apart from each detector in the arrangement 44 with a distance of the order of 845 mm. In other embodiments, the distance between the focal point 43 and the isocenter 48 can be less than 510 mm and of the order of 450 mm and can still receive a patient of average size. It is clear that machines designed for use with smaller objects (arms and / or legs, for example) will have even smaller portal openings, the distance between the focal point and the isocenter being reduced accordingly. The distance of 475 mm is present in the preferred machine, since it is possible in this way for the X-ray source 42 to operate at reduced power levels and yet comfortably accommodate a person of average size as the scanned object. Also, in the preferred embodiment 30, the detector array 44 is implemented using | of high efficiency semiconductor detectors, such as cadmium tungstate detectors, (each of which typically includes a silicon photodiode and a cadmium tungstate scintillator to improve the efficiency of the detector).

De hoge efficiency van deze detectoren maakt het mogelijk dat de röntgenbron 42 werkt bij zelfs verder 101 2641 - 15 - gereduceerde vermogensniveaus. In een voorkeurs-uitvoeringsvorm wordt de detectoropstelling 44 geïmplementeerd met gebruikmaking van 384 detectoren die een bol van 48 graden omspannen, hoewel het aantal en de hoek kunnen 5 variëren.The high efficiency of these detectors makes it possible for the x-ray source 42 to operate at even further reduced power levels. In a preferred embodiment, the detector arrangement 44 is implemented using 384 detectors that span a sphere of 48 degrees, although the number and the angle may vary.

De voorkeursuitvoeringsvorm van het bundelvormings-en regelstelsel 70 wordt meer in het bijzonder beschreven in de verwante Amerikaanse octrooiaanvrage nr. 08/343.240, ingediend 22 november 1994, getiteld "X-ray Focal Spot 10 Movement Compensation System" en de Amerikaanse octrooiaanvrage serie nr. 08/343.348, ingediend 22 november 1994 ten name van John Dobbs en Hans Weedon, getiteld "Normalization of Tomographic Image Data", beide overgedragen aan de rechthebbende van de onderhavige 15 uitvinding, en waarnaar hier verwezen wordt. Het geprefereerde stelsel 70 omvat een detector voor het aftasten van een beweging van het brandpunt in de Z-as richting en een beweegbare collimator voor het houden van de bundel in de juiste Z-as positie bij het isocentrum ten 20 opzichte van de reeks detectoren. Derhalve werkt het stelsel 70 om een beweging van het brandpunt 43 in de Z-as richting te corrigeren zodat de scanner onafhankelijk kan werken van de tussenruimte tussen het brandpunt 43 en de collimator van het stelsel 70. Dit maakt het mogelijk dat 25 de tussenruimte tussen het brandpunt en het isocentrum kleiner is dan de 510 mm van het bekende stelsel, en maakt ook het gebruik mogelijk van detectoren met hoge efficiency die anders gevoelig zouden zijn voor verschuivingen van het brandpunt in de Z-as richting.The preferred embodiment of the bundle forming and control system 70 is more particularly described in related U.S. Patent Application No. 08 / 343,240, filed November 22, 1994, entitled "X-ray Focal Spot 10 Movement Compensation System" and U.S. Patent Application Series no. 08 / 343,348, filed November 22, 1994 in the name of John Dobbs and Hans Weedon, entitled "Normalization of Tomographic Image Data", both transferred to the assignee of the present invention, and to which reference is made herein. The preferred system 70 includes a detector for sensing a movement of the focal point in the Z-axis direction and a movable collimator for keeping the beam in the correct Z-axis position at the isocenter relative to the array of detectors. Therefore, the system 70 operates to correct a movement of the focal point 43 in the Z-axis direction so that the scanner can operate independently of the gap between the focal point 43 and the collimator of the system 70. This allows the gap between the focal point and the isocenter is smaller than the 510 mm of the known system, and also allows the use of high efficiency detectors that would otherwise be sensitive to shifts of the focal point in the Z-axis direction.

30 Kortweg omvat, zoals in detail getoond in fig. 2, het stelsel 70 een precollimator 69 en collimator 71, die ten minste één diafragma 72 bepalen, dat is gevormd om de waaierbundel 52 te vormen. Indien het brandpunt 43 verschuift gedurende een scan, zoals hierna in meer detail 35 wordt beschreven, dan volgt het stelsel 70 de verschuiving en transleert de collimator 71 om te verzekeren dat de 101 2641 - 16 - waaierbundel 52 steeds op hetzelfde gedeelte van de detectorreeks 44 valt.Briefly, as shown in detail in Fig. 2, the system 70 comprises a pre-collimator 69 and collimator 71, which define at least one diaphragm 72 formed to form the fan beam 52. If the focal point 43 shifts during a scan, as described in more detail below, the system 70 follows the shift and translates the collimator 71 to ensure that the fan beam 52 is always at the same portion of the detector array 44 falls.

Zoals getoond in fig. 2, omvat de bron 42 een elektronenbundelgenerator of kathode 80 die een 5 elektronenbundel 82 uitzendt die valt op de anode 84. Bij voorkeur is de anode 84 een wolfraamschijf en wordt roteerbaar gemonteerd op een as 86. Wanneer de elektronenbundelgenerator 80 actief is, roteert een motor 88 bij voorkeur de as 86 om de anode 84 te roteren om 10 koeling te vergemakkelijken en te voorkomen dat de elektronenbundel 82 de anode 84 beschadigt. Daar het opwekken van röntgenstralen warmte voortbrengt, heeft de as 86 de neiging om thermisch te expanderen langs een as 90 parallel aan de Z-as, wanneer de bron 42 actief is.As shown in Fig. 2, the source 42 comprises an electron beam generator or cathode 80 that emits an electron beam 82 that falls on the anode 84. Preferably, the anode 84 is a tungsten disk and is rotatably mounted on a shaft 86. When the electron beam generator 80 is active, a motor 88 preferably rotates the shaft 86 to rotate the anode 84 to facilitate cooling and prevent the electron beam 82 from damaging the anode 84. Since the generation of X-rays generates heat, the axis 86 tends to expand thermally along an axis 90 parallel to the Z axis when the source 42 is active.

15 Vervolgens heeft de as 86 de neiging om te contraheren bij afkoeling. Deze beurtelingse expansie en contractie veroorzaakt verschuivingen van het brandpunt 43 langs een as die parellel loopt aan de Z-as.Subsequently, the shaft 86 tends to contract on cooling. This alternating expansion and contraction causes shifts of the focal point 43 along an axis that runs parallel to the Z axis.

Het bundelvolg- en controlestelsel 70 omvat een 20 tweede collimator 76 met een diafragma 77 voor het vormen van een tweede bundel 79 buiten de as van de bundel 52. De positie van de bundel 79 wordt gecontroleerd door de controledetector 78. Wanneer het brandpunt beweegt in de Z-as richting, verschuift de bundel 79 ten opzichte van de 25 detector 78. De uitgang van de detector 78 is een functie van de positie van de bundel 79, en verschaft derhalve een indicatie van de positie van het brandpunt 43. De detectoruitgang wordt aangelegd aan een besturings-inrichting 75, die op zijn beurt een stapmotor 73 30 bestuurt, die transleerbaar is gekoppeld aan een collimator 71. Onder de besturing van de besturings-inrichting 75, transleert de motor 73 op selectieve wijze een plaat 71 langs een as 74, die parallel loopt aan de Z-as en positioneert de collimator 71 in een positie als 35 functie van de positie van het brandpunt zoals afgetast door de detector 78. Wanneer de detector 78 een verschuiving van het brandpunt 43 detecteert, bekrachtigt de 1012641 - 17 - besturingsinrichting 75 de motor 73 om de collimator 71 te verschuiven met een corresponderende afstand, zodat de waaierbundel 52 op hetzelfde gedeelte van de detectorreeks 44 blijft vallen. Het stelsel 70 reduceert derhalve de 5 fouten, veroorzaakt door de Z-as-bundelverschuiving en maakt het mogelijk dat de collimator 71 zeer dicht bij het brandpunt 43 wordt geplaatst. Het stelsel 70 maakt derhalve een positionering van het brandpunt 43 op een afstand van de orde van 475 mm vanaf het isocentrum 48 10 mogelijk (en maakt daardoor mogelijk dat de röntgenbron 42 bij gereduceerde vermogensniveaus werkt) zonder onacceptabele fouten, veroorzaakt door de Z-as-bundelverschuiving te introduceren. In andere uitvoeringsvormen kan het brandpunt 43 zelfs nog dichter bij het isocentrum 48 15 worden geplaatst.The beam tracking and control system 70 comprises a second collimator 76 with a diaphragm 77 for forming a second beam 79 outside the axis of the beam 52. The position of the beam 79 is controlled by the control detector 78. When the focal point moves in in the Z-axis direction, the beam 79 shifts relative to the detector 78. The output of the detector 78 is a function of the position of the beam 79, and therefore provides an indication of the position of the focal point 43. The detector output is applied to a control device 75, which in turn controls a stepping motor 73, which is translatably coupled to a collimator 71. Under the control of the control device 75, the motor 73 selectively translates a plate 71 along a axis 74, which is parallel to the Z-axis, and positions the collimator 71 in a position as a function of the position of the focal point as sensed by the detector 78. When the detector 78 shifts ng from the focal point 43, the control device 75 drives the motor 73 to shift the collimator 71 by a corresponding distance so that the fan beam 52 continues to fall on the same portion of the detector array 44. The system 70 therefore reduces the errors caused by the Z-axis beam shift and allows the collimator 71 to be placed very close to the focal point 43. The system 70 therefore permits positioning of the focal point 43 at a distance of the order of 475 mm from the isocenter 48 (and thereby allows the X-ray source 42 to operate at reduced power levels) without unacceptable errors caused by the Z axis introduce beam shift. In other embodiments, the focal point 43 can be placed even closer to the isocenter 48.

De scanner 40 maakt ook gebruik van een "asymmetrische" waaierbundel 52, die het mogelijk maakt dat het brandpunt 43 dichter bij het isocentrum kan worden geplaatst dan mogelijk zou zijn met een symmetrische 20 waaierbundel. Zoals getoond in fig. 1 is de waaierbundel 52 niet symmetrisch aangebracht rond het isocentrum 48 maar in plaats daarvan valt een groter percentage van de waaierbundel op de detectoren links van het isocentrum, zoals getoond. Zoals bekend is in de techniek, reduceert 25 het gebruik van een dergelijke asymmetrische waaierbundel de hoeveelheid straling die wordt afgegeven naar de omtrek van de patiënt en maakt het ook mogelijk dat het brandpunt 43 dichter bij het isocentrum wordt geplaatst dan mogelijk zou zijn met een symmetrische waaierbundel zonder het 30 kijkveld van de scanner te laten afnemen. De combinatie van de reeks detectoren met hoge efficiency 44, het bundelvolg- en controlestelsel 70, en de asymmetrische waaierbundel, getoond in fig. 1 maken het ook mogelijk dat het brandpunt 43 dichter bij het isocentrum 48 wordt 35 geplaatst dan mogelijk werd geacht in de stand der techniek (d.w.z. van de orde van 475 mm vanaf het iso- 10126 41 - 18 - centrum), hetgeen op zijn beurt mogelijk maakt dat de bron 42 werkt bij gereduceerde vermogensniveaus.The scanner 40 also uses an "asymmetrical" fan beam 52, which allows the focal point 43 to be placed closer to the isocenter than would be possible with a symmetrical fan beam. As shown in Fig. 1, the fan beam 52 is not symmetrically arranged around the isocenter 48, but instead, a larger percentage of the fan beam falls on the detectors to the left of the isocenter, as shown. As is known in the art, the use of such an asymmetrical fan beam reduces the amount of radiation emitted to the perimeter of the patient and also allows the focal point 43 to be placed closer to the isocenter than would be possible with a symmetrical impeller beam without decreasing the field of view of the scanner. The combination of the set of high efficiency detectors 44, the beam tracking and control system 70, and the asymmetrical fan beam shown in FIG. 1 also allow the focal point 43 to be placed closer to the isocenter 48 than was thought possible in the state of the art (ie, of the order of 475 mm from the iso-center), which in turn allows the source 42 to operate at reduced power levels.

De röntgenbron 42 is bij voorkeur een bron met laag vermogen. Het minimum vermogen van de vermogensbron van de 5 machine is een functie van de tijd van de scan, evenals de gewenste signaal-ruis-verhouding. Dat wil zeggen de ruis neemt toe als functie van de vierkantswortel van het aantal gedetecteerde fotonen. Het aantal gedetecteerde fotonen wordt verhoogd door het gebruik van detectoren met 10 hoge efficiency en de reductie in afstand tussen het brandpunt en het isocentrum. In één geprefereerde uitvoeringsvorm is de potentiaal tussen de kathode 80 en de anode 84 van de orde van 120 kV (kilovolt) (b.v. de anode 84 wordt op 60 kV gehouden en de kathode 80 wordt op 15 -60 kV gehouden) en de elektronenbundel 82 geeft een stroom van ongeveer 50 mA (milli-ampère) aan de anode 84, en voorziet op deze wijze in een vermogen van 6 kW, hetgeen wezenlijk minder is dan de 12 kW en hoger die vereist zijn bij bekende commercieel verkrijgbare 20 machines. De scanner 40 voltooit bij voorkeur één enkele scan in ongeveer twee seconden (d.w.z. de schijf 46 roteert 360 graden in twee seconden) zodat de scanner gebruik maakt van ongeveer 100 mAs (milli-ampère-seconden) per scan, terwijl de meeste bekende CT scanners gebruik 25 maken van ongeveer 300-400 mAs per scan. Het vermogen kan lager zijn en in enkele zeldzame toepassingen zou.de beschreven uitvoeringvorm kunnen werken in de orde van 1 kW voor een scan van 2 seconden.The x-ray source 42 is preferably a low power source. The minimum power of the power source of the machine is a function of the time of the scan, as well as the desired signal-to-noise ratio. That is, the noise increases as a function of the square root of the number of detected photons. The number of photons detected is increased by the use of high efficiency detectors and the reduction in distance between the focal point and the isocenter. In one preferred embodiment, the potential between the cathode 80 and the anode 84 is of the order of 120 kV (kilovolts) (e.g., the anode 84 is kept at 60 kV and the cathode 80 is kept at 15-60 kV) and the electron beam 82 provides a current of about 50 mA (milli-ampere) to the anode 84, and in this way provides a power of 6 kW, which is substantially less than the 12 kW and higher required in known commercially available machines. The scanner 40 preferably completes a single scan in about two seconds (ie, the disk 46 rotates 360 degrees in two seconds) so that the scanner uses approximately 100 mAs (milli-ampere seconds) per scan, while most known CT scanners use approximately 300-400 mAs per scan. The power may be lower and in some rare applications, the described embodiment may operate in the order of 1 kW for a 2-second scan.

Met betrekking tot een bundelverhardingsfilter 45 is 30 het vroeger gebruikelijk geweest om de bundel te verharden om het röntgenspectrum van de röntgenbundel monochroma-tischer te maken. In overeenstemming met de onderhavige uitvinding echter implementeert het bundelverhardings-filter 45 (getoond in fig. 1) ten minste de minimale 35 hoeveelheid filtering, die wordt toegelaten door de United States Food and Drug Administration (FDA), maar maakt het mogelijk dat op significante wijze zachtere röntgenstralen 1012641 ____ _ — - 19 - . worden overgedragen in de bundel 52 dan normaliter worden gevonden in de bekende commercieel verkrijgbare machines. In een geprefereerde uitvoeringsvorm wordt het bundel-verhardingsfliter 45 geïmplementeerd als een blad koper 5 met een dikte van de orde van 0,008 cm (0,003 inches), hoewel het filter 45 natuurlijk ook kan worden geïmplementeerd met gebruikmaking van een equivalente of bijna equivalente dikte van andere metalen zoals ijzer, aluminium of titaan of andere metalen met een betrekkelijk 10 laag atoomnummer. In het algemeen is de toegevoegde hoeveelheid filtering een functie van het bijzondere type röntgenbron dat wordt gebruikt en wordt beïnvloed door ontwerpfactoren zoals anodehoek, en de materiaaldikte van het insteekvenster, olie en uitwendig venster, waardoor de 15 röntgenfotonen passeren. In de beschreven uitvoeringsvorm is de minimumdikte om aan de FDA-vereisten te voldoen, van de orde van 0,005 cm (0,002 inches) koper, hoewel het duidelijk zal zijn dat dit minimum kan variëren, bepaald door de röntgenbron en ontwerpfactoren zoals boven-20 genoemde. Een voorkeursuitvoering voor het kiezen van de dikte van het bundelverhardingsfilter 45 zal hierna worden besproken. De combinatie van een dun bundelverhardingsfilter en een bron met laag vermogen stelt de patiënt bloot aan toelaatbare dosisniveaus zonder de kwaliteit van 25 de CT beelden te reduceren, en heeft in feite onverwachts een verbeterd CT beeld verschaft.With regard to a beam hardening filter 45, it has previously been customary to harden the beam to make the X-ray spectrum of the X-ray beam more monochromatic. However, in accordance with the present invention, the beam curing filter 45 (shown in FIG. 1) implements at least the minimum amount of filtering allowed by the United States Food and Drug Administration (FDA), but allows significant softer X-rays in a way 1012641 _____ - - 19 -. are transferred in the bundle 52 than are normally found in the known commercially available machines. In a preferred embodiment, the beam hardening fliter 45 is implemented as a sheet of copper 5 with a thickness of the order of 0.008 cm (0.003 inches), although the filter 45 can of course also be implemented using an equivalent or nearly equivalent thickness of other metals such as iron, aluminum or titanium or other metals with a relatively low atomic number. In general, the amount of filtering added is a function of the particular type of X-ray source that is used and is influenced by design factors such as anode angle, and the material thickness of the insertion window, oil and external window, through which the X-ray photons pass. In the described embodiment, the minimum thickness to meet FDA requirements is of the order of 0.005 cm (0.002 inches) of copper, although it will be understood that this minimum may vary, determined by the X-ray source and design factors as mentioned above. . A preferred embodiment for choosing the thickness of the beam hardening filter 45 will be discussed below. The combination of a thin beam hardening filter and a low power source exposes the patient to allowable dose levels without reducing the quality of the CT images, and has, in fact, unexpectedly provided an improved CT image.

Fig. 3 toont drie curven, de curven A, B en C, die respectievelijk de spectrale verdeling weergeven van de bundel 52 onder drie verschillende condities. In fig. 3 30 representeert de X-as de röntgenfotonen-energieniveaus in keV (kilo-elektron-volt), en de Y-as representeert het aantal uitgezonden röntgenfotonen in de bundel. Curve A geeft een typerende spectrale verdeling weer van een röntgenbundel, wanneer de bundel niet gefilterd is. Curve 35 B.geeft de spectrale verdeling van een röntgenbundel weer, doorgelaten met een bundelverhardingsfilter vervaardigd uit een blad koper dat 0,02 cm (0,008 inches) dik is en 101264 1 - 20 - illustreert derhalve een typerend spectrum van een gefilterde bundel zoals gebruikt in een bekende scanner.FIG. 3 shows three curves, curves A, B and C, which respectively represent the spectral distribution of the beam 52 under three different conditions. In FIG. 3, the X-axis represents the X-ray photon energy levels in keV (kilo-electron volts), and the Y-axis represents the number of transmitted X-ray photons in the beam. Curve A shows a typical spectral distribution of an X-ray beam when the beam is not filtered. Curve 35 B. therefore shows the spectral distribution of an X-ray beam transmitted with a beam hardening filter made from a sheet of copper that is 0.02 cm (0.008 inches) thick and 101264 1-20 - illustrates a typical spectrum of a filtered beam as used in a known scanner.

Het gebruik van een dergelijk filter is gebaseerd op wat men gelooft het ideale spectrum te zijn, een mono-5 chromatisch spectrum met één enkele lijn. Vroeger werd het gebruik van een monochromatisch spectrum geacht wenselijk te zijn, daar men aannam dat een breed spectrum minder informatie zou verschaffen. Voor beschrijvende doeleinden wordt naar deze verdeling evenals de spectrale verdelingen 10 van de bundelverhardingsfilters, bekend in de techniek, collectief verwezen als de "standaard" gefilterde spectrale verdeling. Curve C geeft de spectrale verdeling weer voor een röntgenbundel, doorgelaten door een voorkeursfilter vervaardigd in overeenstemming met de 15 onderhavige uitvinding en omvat een blad koper met eenThe use of such a filter is based on what is believed to be the ideal spectrum, a mono-5 chromatic spectrum with a single line. In the past, the use of a monochromatic spectrum was considered desirable, since it was assumed that a broad spectrum would provide less information. For descriptive purposes, this distribution as well as the spectral distributions of the beam hardening filters, known in the art, are collectively referred to as the "standard" filtered spectral distribution. Curve C represents the spectral distribution for an X-ray beam transmitted through a preferred filter made in accordance with the present invention and comprises a copper sheet with a

dikte van 0,008 cm (0,003 inches). In overeenstemming met de onderhavige uitvinding, wordt de werkelijke lagere mate van filtering bepaald door een compromis van het gewenste dosisniveau dat aan de patiënt wordt verschaft en als de 20 resolutie van het beeld. Indien geen filtering zou worden verschaft, zou de patiënt duidelijk worden blootgesteld aan zachtere röntgenstralen dan gewenst. Verrassenderwij ze Jthickness of 0.008 cm (0.003 inches). In accordance with the present invention, the actual lower degree of filtering is determined by a compromise of the desired dose level provided to the patient and as the resolution of the image. If no filtering were provided, the patient would clearly be exposed to softer X-rays than desired. Surprisingly, J

bereikt men een betere resolutie door zachtere röntgenstralen door het lichaam, dat wordt gescand, te laten Ja better resolution is achieved by allowing softer X-rays through the body being scanned J

25 gaan. Dit maakt op zijn beurt een werking bij lager vermogen mogelijk. Curve C geeft derhalve het voorkeurspectrum weer van waaierbundel 52 die wordt j gebruikt in de scanner 40. Deskundigen zullen inzien dat in de bekende filters de niet-gefilterde bundel, 30 weergegeven door curve A, wordt opgewekt met gebruikmaking van een röntgenbron met hoger vermogen dan wordt gebruikt j in de scanner 40, en derhalve is er een verschil in schaal tussen de standaard gefilterde spectrale verdeling, weer- i gegeven door curve B, en het voorkeursspectrum van de 35 waaierbundel 52, weergegeven door curve C, die niet getoond is in fig. 3. Het is duidelijk dat curve C een aanzienlijk "zachter" spectrum heeft dan curve B. Zachte 1012641 - 21 - röntgenstralen worden beschouwd als diegene, uitgezonden bij lagere energieniveaus en de onderscheiding tussen zachte en harde röntgenstralen wordt gewoonlijk beschouwd als op te treden ergens tussen 40 keV en 60 keV. Derhalve 5 wordt voor het beschrijven van de onderscheiding tussen zachte en harde röntgenstralen, de gemiddelde waarde van 50 keV gebruikt om de beschrijving van het filter 45 van de onderhavige uitvinding te vergemakkelijken, zodat energieniveaus beneden of gelijk aan 50 keV als zachte 10 röntgenstralen worden beschouwd, terwijl energieniveaus boven 50 keV worden beschouwd als harde röntgenstralen.25 go. This in turn makes operation at lower power possible. Curve C therefore shows the preferred spectrum of fan bundle 52 used in scanner 40. Those skilled in the art will recognize that in the known filters, the unfiltered bundle, represented by curve A, is generated using an X-ray source with higher power than is used in the scanner 40, and therefore there is a difference in scale between the standard filtered spectral distribution represented by curve B, and the preferred spectrum of the fan beam 52 represented by curve C, which is not shown in Fig. 3. It is clear that Curve C has a considerably "softer" spectrum than Curve B. Soft X-rays are considered to be those emitted at lower energy levels and the distinction between soft and hard X-rays is usually considered to be obsolete. occur somewhere between 40 keV and 60 keV. Therefore, for describing the distinction between soft and hard X-rays, the average value of 50 keV is used to facilitate the description of the filter 45 of the present invention, so that energy levels below or equal to 50 keV are considered soft X-rays. , while energy levels above 50 keV are considered hard x-rays.

Zoals weergegeven door de curven A, B en C, bevat evenals bij het bekende filter, vervaardigd van een blad koper met een dikte van 0,008 inches (0,02 cm), het 15 spectrum van de bundel 52 met gebruikmaking van het filter 45 dat een blad van koper van 0,003 inches (0,008 cm) bevat, bij voorkeur betrekkelijk weinig of geen fotonen met een energieniveau minder dan ongeveer 20 keV, daar het niet waarschijnlijk is dat dergelijke fotonen door een 20 patiënt heen gaan en één van de röntgendetectoren bereiken, en derhalve zal het omvatten van dergelijke fotonen de stralingsdosis doen toenemen, die wordt afgegeven aan de patiënt zonder bij te dragen aan de helderheid van het CT beeld. Het spectrum van de waaier-25 bundel 52 zoals gefilterd door het filter 45, zoals weergegeven door curve C bevat echter bij voorkeur een groter aantal fotonen met energieniveaus in het gebied van ongeveer 20 keV tot ongeveer 50 keV, de zogenaamde "zachte röntgenstralen" dan voorzien in de standaard-gefilterde 30 spectrale verdeling, zoals weergegeven door curve B. Het omvatten van een groter aantal van dergelijke fototen is wenselijk, daar, zoals hierna zal worden beschreven, de absorptiekarakteristieken van deze fotonen meer significant lijken te variëren met de dichtheid hetgeen 35 het mogelijk maakt om soortgelijke weefseltypen te onderscheiden (d.w.z. de absorptiekarakteristieken in dit energiegebied zijn verschillend voor witte en grijze 101 2841 - 22 - materie) en derhalve dragen deze fotonen in hoge mate bij aan het contrast van de gereconstrueerde CT beelden. Bij voorkeur bevat het spectrum van de waaierbundel 52 met het filter 45 een piek tussen ongeveer 35 en ongeveer 50 keV, 5 en meer in het bijzonder tussen ongeveer 35 en ongeveer 45 keV, hetgeen in wezen niet mogelijk is met het bekende filter, getoond door curve B van fig. 3. Voorts toont het deel van het spectrum boven 50 keV een lichte toename van harde röntgenstraling met het koperfilter met een dikte 10 van 0,003 inches (0,008 cm), vergeleken met het bekende filter van koper met een dikte van 0,008 inches (0,02) cm) (behalve voor de scherpe pieken, getoond in de figuur, die in wezen onveranderd blijven). Het is duidelijk dat een groter gedeelte van zachte röntgenfotonen zijn toegevoegd 15 aan de bundel.As represented by curves A, B and C, as with the known filter made of a sheet of copper with a thickness of 0.008 inches (0.02 cm), the spectrum of the bundle 52 using the filter 45 contains that contains a sheet of copper of 0.003 inches (0.008 cm), preferably relatively few or no photons with an energy level less than about 20 keV, since it is unlikely that such photons will pass through a patient and reach one of the X-ray detectors, and therefore, including such photons will increase the radiation dose that is delivered to the patient without contributing to the brightness of the CT image. However, the spectrum of the fan bundle 52 as filtered through the filter 45 as shown by curve C preferably contains a larger number of photons with energy levels in the range of about 20 keV to about 50 keV, the so-called "soft X-rays" than provide the standard filtered spectral distribution, as represented by curve B. Including a greater number of such photots is desirable, as, as will be described below, the absorption characteristics of these photons appear to vary more significantly with the density which 35 makes it possible to distinguish similar tissue types (ie the absorption characteristics in this energy region are different for white and gray matter) and therefore these photons contribute greatly to the contrast of the reconstructed CT images. Preferably, the spectrum of the fan beam 52 with the filter 45 contains a peak between approximately 35 and approximately 50 keV, 5 and more particularly between approximately 35 and approximately 45 keV, which is essentially not possible with the known filter shown by curve B of Fig. 3. Furthermore, the part of the spectrum above 50 keV shows a slight increase in hard X-rays with the copper filter with a thickness of 0.003 inches (0.008 cm), compared to the known filter of copper with a thickness of 0.008 inches (0.02) cm) (except for the sharp peaks shown in the figure, which remain essentially unchanged). It is clear that a larger portion of soft X-ray photons have been added to the bundle.

Het gebruik van een groter aantal zachtere röntgenfotonen maakt het mogelijk dat de scanner 40 CT beelden met verhoogde helderheid voortbrengt. Dit kan men begrijpen door te kijken naar de bekende betrekking tussen 20 de intensiteit van een róntgenbundel en de hoeveelheid absorberende media, waardoor de bundel is gegaan. Deze relatie wordt getoond in de volgende vergelijking (1): -ƒ μ<3ΐι (1) o 25 I = I0 e waarin Io de intensiteit is van de bundel alvorens het absorptiemedium binnen te treden, L de lengte is van het medium, waardoor de bundel is gegaan, μ de absorptie-30 coëfficiënt voor het medium is, en I de intensiteit is van de bundel na het passeren door het medium. De absorptiecoëfficiënt voor een gegeven medium is niet constant en is een functie van de röntgenenergie, en de coëfficiënten voor verschillende typen lichaamsweefsel (b.v. vet, 35 spierèn, witte en grijze materie) zijn meer verschillend bij lage energieën (b.v. tussen ongeveer 20 keV en 50 keV) 10126 - 23 - dan ze zijn bij hoge energieën. Er is derhalve meer informatie in fotonen met lage energie daar deze fotonen gevoeliger zijn voor de verschillen tussen verschillende typen lichaamsweefsel. Derhalve kunnen bundels met lagere 5 energie (d.w.z. zachtere bundels) beter worden gebruikt bij het onderscheiden tussen verschillende typen lichaamsweefsel en maken het mogelijk dat CT beelden met een hogere kwaliteit en met beter contrast worden voortgebracht.The use of a larger number of softer X-ray photons allows the scanner to produce 40 CT images with increased brightness. This can be understood by looking at the known relationship between the intensity of an X-ray beam and the amount of absorbent media through which the beam has passed. This relation is shown in the following equation (1): -ƒ μ <3ΐι (1) o 25 I = I0 e where Io is the intensity of the beam before entering the absorption medium, L is the length of the medium, whereby the beam has gone, μ is the absorption coefficient for the medium, and I is the intensity of the beam after passing through the medium. The absorption coefficient for a given medium is not constant and is a function of the X-ray energy, and the coefficients for different types of body tissue (eg fat, muscle, white and gray matter) are more different at low energies (eg between about 20 keV and 50 keV) 10126 - 23 - than they are at high energies. Therefore, there is more information in low-energy photons as these photons are more sensitive to the differences between different types of body tissue. Therefore, lower energy bundles (i.e., softer bundles) can be better used to differentiate between different types of body tissue and allow CT images to be produced with higher quality and with better contrast.

10 Hoewel het gebruik van een bundel met lage energie wordt geprefereerd omdat dit de efficiency verbetert en de vermogenseisen van scanner 40 reduceert, en hoewel het gebruik van een zachtere röntgenbundel wordt geprefereerd omdat deze het opwekken van een verbeterd CT beeld 15 mogelijk maakt, voeren deze factoren ook complexiteiten in in het ontwerp van de scanner 40. Daar bijvoorbeeld de röntgenbundel een bundel met lage intensiteit is, hebben de uitgangen van de detectoren in de opstelling 44 een dienovereenkomstige lage signaal-ruis-verhouding en de 20 scanner 40 filtert bij voorkeur deze uitgangen op een zodanige wijze dat hun signaal-ruis-verhouding significant verbeterd wordt. Ook doet het gebruik van een bundel met lage intensiteit de gevoeligheid toenemen van de scanner 40 voor variaties in de versterkingen van de detectoren, 25 en de scanner 40 compenseert derhalve bij voorkeur voor deze variaties. Verder heeft, zoals bekend is, de responsie van een röntgendetector in het algemeen de neiging om in toenemende mate lineair te worden naarmate de hardheid van de bundel toeneemt. Daar de scanner 40 30 gebruik maakt van een betrekkelijk zachte bundel, heeft de responsie van de detectoren in de reeks 44 de neiging om niet-lineair te zijn, en de scanner 40 compenseert bij voorkeur voor deze niet-lineariteit. De functies worden bij voorkeur uitgevoerd door de DAS 47 en de computer 49. 35 Fig. 4 toont een blokschema dat de verbinding weergeeft tussen DAS 47 en de computer 49. De detector-reeks 44 bevat N-detectoren, en zoals in het bovenstaande 1012641 - 24 - vermeld, is in één voorkeursuitvoeringsvorm N gelijk aan 384, hoewel dit aantal kan variëren. DAS 47 en de computer 49 hebben ook elk N-kanalen, waarbij elk kanaal correspondeert met één detector, hoewel hét aantal kanalen kan 5 worden gereduceerd door gebruik te maken van een multiplexer zoals bekend. In het algemeen functioneren alle kanalen op een in wezen gelijke wijze, en een bespreking van één kanaal is derhalve illustratief voor alle kanalen.Although the use of a low energy beam is preferred because it improves the efficiency and reduces the power requirements of scanner 40, and although the use of a softer X-ray beam is preferred because it enables the generation of an improved CT image 15, these perform factors also complexities in the design of the scanner 40. For example, since the X-ray beam is a low-intensity beam, the outputs of the detectors in the arrangement 44 have a corresponding low signal-to-noise ratio and the scanner 40 preferably filters this outputs in such a way that their signal-to-noise ratio is significantly improved. Also, the use of a low-intensity beam increases the sensitivity of the scanner 40 for variations in the gains of the detectors, and the scanner 40 therefore preferably compensates for these variations. Furthermore, as is well known, the response of an X-ray detector generally tends to become increasingly linear as the hardness of the beam increases. Since the scanner 40 uses a relatively soft beam, the response from the detectors in the array 44 tends to be non-linear, and the scanner 40 preferably compensates for this non-linearity. The functions are preferably performed by the DAS 47 and the computer 49. FIG. 4 shows a block diagram illustrating the connection between DAS 47 and computer 49. The detector array 44 includes N detectors, and as stated above 1012641-24, in one preferred embodiment, N is equal to 384, although this number may to vary. DAS 47 and computer 49 also each have N channels, each channel corresponding to one detector, although the number of channels can be reduced by using a multiplexer as known. In general, all channels function in essentially the same way, and a discussion of one channel is therefore illustrative of all channels.

De N detectoren wekken N uitgangssignalen op, die 10 worden aangelegd aan de ingangen van de DAS 47. De controledetector 78, die ook wordt gebruikt om de intensiteit van de röntgenbundel te meten die het dichtst bij de bron 42 is, wekt ook een uitgangssignaal op dat wordt aangelegd aan DAS 47. De controledetector 78 wordt 15 bij voorkeur geïmplementeerd om een siliciumfotodiode te bevatten. Daar de intensiteit van de röntgenbundel veel hoger is bij de controledetector 78 dan bij de detector-opstelling 44 (omdat de controledetector 78 veel dichter bij de bron 42 staat), behoeft de controledetector 78 niet 20 zo doelmatig te zijn als de detectoren van de opstelling 44, en in een geprefereerde uitvoeringsvorm bevat de controledetector 78 niet een scintillator met hoge efficiency, zoals een cadmiumwolframaatscintillator, hoewel natuurlijk in andere uitvoeringsvormen de 25 controledetector 78 een dergelijk scintillator kan bevatten. DAS 47 filtert bij voorkeur de uitgangssignalen van de detector en de controledetector om hun signaal-ruis-verhouding te verbeteren, en wekt ruwe datasignalen op die worden aangelegd aan de ingangen van een multi-30 plexinrichting 112. Deze laatste zendt bij voorkeur N ruwe datasignalen over en het uitgangssignaal van de controledetector naar computer 49 via één enkele multiplex-verbinding die wordt verschaft door multiplexinrichting 114, en reduceert derhalve het aantal verbindingen tussen 35 DAS 47 en de computer 49. In andere uitvoeringsvormen echter kan de multiplexinrichting 112 worden weggelaten en kunnen de ruwe datasignalen die worden voortgebracht door 1012641The N detectors generate N output signals, which are applied to the inputs of the DAS 47. The control detector 78, which is also used to measure the intensity of the X-ray beam closest to the source 42, also generates an output signal which is applied to DAS 47. The control detector 78 is preferably implemented to contain a silicon photodiode. Since the intensity of the X-ray beam is much higher at the control detector 78 than at the detector arrangement 44 (because the control detector 78 is much closer to the source 42), the control detector 78 need not be as efficient as the detectors of the arrangement 44, and in a preferred embodiment, the control detector 78 does not include a high-efficiency scintillator, such as a cadmium tungstate scintillator, although of course in other embodiments, the control detector 78 may contain such a scintillator. DAS 47 preferably filters the output signals from the detector and the control detector to improve their signal-to-noise ratio, and generates raw data signals applied to the inputs of a multiplexer 112. The latter preferably transmits N raw data signals over and the output signal from the control detector to computer 49 via a single multiplex connection provided by multiplexer 114, and therefore reduces the number of connections between DAS 47 and computer 49. In other embodiments, however, the multiplexer 112 can be omitted and the raw data signals generated by 1012641

, _ lil ILil

- 25 - DAS 47 direct worden aangelegd aan de computer 49. De scanner 40 kan bovendien een temperatuursensor 108 bevatten en een dosissensor 110, waarvan elk een uitgangssignaal opwekt dat wordt aangelegd aan de computer 5 49. De computer 49 verwerkt vervolgens de N ruwe datasignalen, de uitgang van de controledetector 78 en de uitgangen van de sensoren 108, 110 om te compenseren voor niet-lineariteiten in de kanalen evenals voor kanaal-kanaalvariaties in de scanner 40 en wekt vervolgens CT 10 beelden op uit de verwerkte data.DAS 47 can be applied directly to the computer 49. The scanner 40 can furthermore comprise a temperature sensor 108 and a dose sensor 110, each of which generates an output signal which is applied to the computer 49. The computer 49 then processes the N raw data signals , the output of the control detector 78 and the outputs of the sensors 108, 110 to compensate for non-linearities in the channels as well as for channel-channel variations in the scanner 40 and then generates CT 10 images from the processed data.

DAS 47 bevat bij voorkeur N beste schattingsfliters I van het type beschreven in het Amerikaanse octrooi 4,457,893, getiteld "Continuous Wave Fan Beam Tomography System Having a Best-Estimating Filter", verleend aan 15 Bernard M. Gordon, en overgedragen aan rechthebbende van j de onderhavige uitvinding, en waarnaar hierbij wordt verwezen, elk voor het filteren van de uitgang van een corresponderende detector van de reeks 44. Kortweg heeft elk beste schattingsfilter een frequentiegebied dat 20 gekozen is om te passen bij de mechanische geometrie van de scanner 40. De uitgang van elk beste schattingsfilter kan periodiek worden gelezen onafhankelijk van het bepalen van elke projectielezing, en de waarden van de : gedetecteerde straling van elke projectielezing geschat 25 uit de filteruitgangen. Elke detector in de reeks 44 wekt derhalve een uitgangssignaal op dat wordt aangelegd aan een corresponderend beste schattingsfilter in DAS 47. Elk beste schattingsfilter verhoogt op typerende wijze de signaal-ruis-verhouding van het corresponderende detector-30 uitgangssignaal met ongeveer 15%. Deze versterking in signaal-ruis-verhouding verhoogt het totale efficiency-niveau van de scanner 40 en maakt het mogelijk dat de röntgenbron 42 bij gereduceerde vermogensniveaus werkt. De N beste schattingsfilters brengen elk een ruw datasignaal 35 voort, en DAS 47 zet bij voorkeur deze N ruwe datasignalen om in digitale signalen en legt de N digitale signalen aan aan de computer 49 via d.e multiplexinrichting 112. DAS 47 101 ?S4f - 26 - kan ook een beste schattingsfilter bevatten voor het versterken van de signaal-ruis-verhouding van de uitgang van de controledetector 78, en bevat ook een keten voor het omzetten van de uitgang van dit beste schattingsfilter 5 in een digitaal signaal en voor het aanleggen van dit signaal aan de computer 49.DAS 47 preferably contains N best estimation flashers I of the type described in U.S. Patent 4,457,893, entitled "Continuous Wave Fan Beam Tomography System Having a Best-Estimating Filter" issued to Bernard M. Gordon, and transferred to claimant of j. The present invention, and to which reference is made herein, each for filtering the output of a corresponding detector of the series 44. Briefly, each best estimation filter has a frequency range selected to match the mechanical geometry of the scanner 40. The output of each best estimation filter can be read periodically independently of determining each projection reading, and the values of the detected radiation from each projection reading are estimated from the filter outputs. Thus, each detector in the 44 series generates an output signal applied to a corresponding best estimate filter in DAS 47. Each best estimate filter typically increases the signal-to-noise ratio of the corresponding detector output signal by about 15%. This signal-to-noise ratio enhancement increases the overall efficiency level of the scanner 40 and allows the X-ray source 42 to operate at reduced power levels. The N best estimation filters each produce a raw data signal 35, and DAS 47 preferably converts these N raw data signals into digital signals and applies the N digital signals to the computer 49 via the multiplexer 112. DAS 47 101? S4f - 26 - may also include a best estimate filter for amplifying the signal-to-noise ratio of the output of the control detector 78, and also includes a circuit for converting the output of this best estimate filter 5 into a digital signal and for applying this signal to the computer 49.

De computer 49, die kan worden geïmplementeerd als een rijprocessor, bevat een kanaalvariatiecompensator 114 en een terugprojectieprocessor 116. Zoals duidelijk zal 10 zijn aan deskundigen, kunnen de compensator 114 en de terugprojectieprocessor 116 elk worden geïmplementeerd in speciale hardware of als een software module die loopt op een digitale computer zoals een rijprocessor.The computer 49, which can be implemented as a row processor, includes a channel variation compensator 114 and a backprojection processor 116. As will be appreciated by those skilled in the art, the compensator 114 and the backprojection processor 116 can each be implemented in special hardware or as a software module that is running. on a digital computer such as a driving processor.

De ingang naar de terugprojectieprocessor 116 is bij 15 voorkeur een verzameling van N signalen, waarvan elk een representatie is van ίμάΐι over de corresponderende straalbanen, waarbij deze grootheden zijn zoals in vergelijking (1), en waarbij het jde signaal een representatie is van ίμ<ϋι, zoals gemeten door de jde 20 detector in de reeks 44. Vergelijking (2) die eenvoudig wordt verkregen door vergelijking (1) opnieuw op te stellen, verschaft een formule voor het berekenen van J μάΐι:The input to the backprojection processor 116 is preferably a collection of N signals, each of which is a representation of ίμάΐι over the corresponding beam paths, these variables being as in equation (1), and wherein the jth signal is a representation of ίμ < gemetenι, as measured by the jde 20 detector in the series 44. Equation (2) that is easily obtained by resetting equation (1) provides a formula for calculating J μάΐι:

L IL I

25 ƒ μ(3ΐ/ = -ln(-j^ ) (2) 0 waarbij Iq de intensiteit is van de röntgenbundel bij de bron 42, I de intensiteit van de röntgenbundel is bij de jde detector in de opstelling 44, en L de lengte is van de 30 media waardoor de bundel is gegaan. De absorptiemedia waardoor de bundel is gegaan zijn het deel van de patiënt en de lucht (die slechts een verwaarloosbare hoeveelheid róntgenenergie absorbeert) opgesteld tussen de bron en de jde detector.25 ƒ μ (3ΐ / = -ln (-j ^) (2) 0 where Iq is the intensity of the X-ray beam at the source 42, I is the intensity of the X-ray beam at the jth detector in the setup 44, and L is the is the length of the media through which the bundle passed The absorption media through which the bundle passed are the part of the patient and the air (which absorbs only a negligible amount of X-ray energy) arranged between the source and the detector.

35 Daar de grootheden I and Io niet direct beschikbaar zijn voor de computer 49, kan de compensator 114 een 1012641 - 27 - benadering van vergelijking (2) implementeren, en kan een j schatting voortbrengen voor elk kanaal van de grootheid j ƒ μάΐΐι. Eén zo een benadering wordt beschreven in de volgende vergelijking (3) waarin E:j is de schatting van 5 de grootheid ƒ μάυ voor het j de kanaal: ) V Πίρ >Since the quantities I and Io are not directly available for the computer 49, the compensator 114 can implement an approximation of equation (2), and can produce a j estimate for each channel of the quantity j ƒ μάά. One such approach is described in the following equation (3) in which E: j is the estimate of the quantity ƒ μάυ for the j th channel:) V Πίρ>

L JL J

E:j = ƒ μάΏ - -In ) & -ln - (3) - ° Φ> waarbij d:jnp het ruwe datasignaal is in het jde kanaal (d.w.z. het ruwe datasignaal voortgebracht uit het 15 uitgangssignaal van de jde detector) wanneer geen patiënt aanwezig is (d.w.z. wanneer er uitsluitend lucht is tussen de bron en de jde detector) , mnp het ruwe datasignaal is corresponderende met de uitgang van de controledetector 78 op een tijdstip dichtbij het tijdstip waarop d:jnp werd 20 gemeten (d.w.z. bij voorkeur binnen enkele microseconden), d:jp het ruwe datasignaal is in het jde kanaal, gemeten gedurende een gegeven projectie van een scan (d.w.z. wanneer een patiënt aanwezig is) en mp het ruwe datasignaal is dat correspondeert met de uitgang van de 25 controledetector 78 op een tijdstip dichtbij het tijdstip waarop d:jp werd gemeten. Daar de noemer van de rechterzijde van vergelijking (3) (d.w.z. d:jnp/mnp), die wordt aangeduid als de "versterking" van de jde detector, niet afhangt van de patiënt, kan deze grootheid worden berekend 30 op een tijdstip wanneer geen scan wordt uitgevoerd.E: j = ƒ μάΏ - -In) & -ln - (3) - ° Φ> where d: jnp is the raw data signal in the jde channel (ie the raw data signal generated from the output of the jde detector) when none patient is present (ie when there is only air between the source and the jde detector), mnp is the raw data signal corresponding to the output of the control detector 78 at a time close to the time when d: jnp was measured (ie preferably within microseconds), d: jp is the raw data signal in the jth channel, measured during a given projection of a scan (ie when a patient is present) and mp is the raw data signal corresponding to the output of the control detector 78 on a time close to the time at which d: jp was measured. Since the denominator of the right-hand side of equation (3) (ie d: jnp / mnp), which is referred to as the "gain" of the jde detector, does not depend on the patient, this quantity can be calculated at a time when no scan is being performed.

Gewoonlijk wordt de versterking van elk kanaal eenmaal per dag berekend, bijvoorbeeld wanneer de scanner 40 wordt opgestart, en de versterkingen worden opgeslagen voor gebruik gedurende de dag, hoewel de versterkingen 35 natuurlijk eveneens op andere tijdstippen kunnen worden berekend.Usually the gain of each channel is calculated once a day, for example when the scanner 40 is started, and the gains are stored for use during the day, although the gains 35 can of course also be calculated at other times.

1012641 - 28 -1012641 - 28 -

De grootheid d; j0 (—ni~~ ) 5 (11½) b K ™np ' die wordt gebruikt in vergelijking (3) wordt aangeduid als de genormaliseerde intensiteit van het jde kanaal en voorziet in een goede benadering voor de grootheid I/Io 10 zoals gemeten in het jde kanaal. Zo implementeert in één uitvoeringsvorm de compensator 114 vergelijking (3) en wekt N schattingen E:j op, waarvan elk de negatieve logaritme is van de genormaliseerde intensiteit, die werd gemeten in één van de N kanalen van de scanner 40.The quantity d; j0 (—ni ~~) 5 (11½) b K ™ np 'used in equation (3) is referred to as the normalized intensity of the jde channel and provides a good approximation for the quantity I / Io 10 as measured in the jde channel. Thus, in one embodiment, the compensator 114 implements equation (3) and generates N estimates E: j, each of which is the negative logarithm of the normalized intensity, which was measured in one of the N channels of the scanner 40.

15 In de geprefereerde uitvoeringsvorm verschaft echter, in plaats van het implementeren van de benadering beschreven in vergelijking (3), de compensator 114 additioneel compensatie voor verscheidene factoren die de nauwkeurigheid van de scanner 40 kunnen beïnvloeden wanneer deze de 20 schattingen voortbrengt. In een voorkeursuitvoeringsvorm, compenseert de compensator 114 voor de "nulverschuiving" van de elke detector (d.w.z. de uitgang van elke detector, wanneer geen röntgenstralen op de detector vallen) wanneer de schattingen worden voortgebracht. De compensator 114 25 compenseert ook bij voorkeur voor de temperatuur van de detectoren wanneer de schattingen worden voortgebracht daar de versterkingen van de detectoren soms variëren in een kanaal-afhankelijke wijze volgens de temperatuur. De compensator 114 compenseert ook bij voorkeur voor een factor 30 bekend als "stralingsschade" wanneer de schattingen worden voortgebracht. Zoals bekend, varieert de versterking van een röntgendetector soms volgens de stralingsdosis waaraan de detector recent is blootgesteld en de term "stralingsschade" verwijst naar deze variatie in versterking. Daar stralings-35 schade in het algemeen niet permanent is (d.w.z. na het ondervinden van stralingsschade zou, indien een detector niet wordt blootgesteld aan straling gedurende een bepaalde | 1012641 - 29 - tijd, de versterking van de detector geleidelijk in wezen terugkeren naar een oorspronkelijke "niet-beschadigde" nominale waarde), neemt de compensator 114 de stralingsdosis in aanmerking, waaraan elke detector is blootgesteld evenals 5 de tijd dat de blootstelling optrad wanneer men compenseert voor stralingsschade. In een voorkeursuitvoeringsvorm, brengt de compensator 114 dé schattingen E:j voort volgens de volgende vergelijking (4): 10 (d'lp~s'"p~) <«> mp-jTjpo L j E:j = ƒ μϋΐι = -Ιηί·^- )»-!.n-- 0 (—m”P m Jnp° ) (Temp: j) (Rad Dam: j) mnp~mnp0 15 waarin d:jpo de nulverschuiving is in de jde detector (d.w.z. het ruwe datasignaal in het jde kanaal wanneer de röntgenbron 42 inactief is) gemeten op een tijdstip 20 dichtbij het tijdstip waarop d:jp werd gemeten (d.w.z. bij voorkeur gemeten binnen enkele seconden van d:jp) , mpo is de nulverschuiving van de controledetector 78 gemeten op een tijdstip dichtbij het tijdstip waarop mp werd gemeten, ! d: jmpo is een nulverschuiving in de jde detector, gemeten 25 op een tijdstip dichtbij het tijdstip waarop d:jnp werd gemeten, mnpo is de nulverschuiving van de controledetector 78 gemeten op een tijdstip dichtbij het tijdstip waarop mnp werd gemeten, Temp:j is een versterkings- correctiefactor die corrigeert voor variatie in de 30 versterking van de jde detector als functie van de temperatuur en Rad Dam:j is een versterkingscorrectie-factor die corrigeert voor een variatie in de versterking van de jde detector als functie van stralingschade.In the preferred embodiment, however, instead of implementing the approach described in equation (3), the compensator 114 provides additional compensation for various factors that may affect the accuracy of the scanner 40 as it generates the estimates. In a preferred embodiment, the compensator 114 compensates for the "zero shift" of each detector (i.e., the output of each detector, when no X-rays fall on the detector) when the estimates are generated. The compensator 114 also preferably compensates for the temperature of the detectors when the estimates are generated since the gains of the detectors sometimes vary in a channel-dependent manner according to the temperature. The compensator 114 also preferably compensates for a factor of 30 known as "radiation damage" when the estimates are generated. As is well known, the gain of an X-ray detector sometimes varies according to the radiation dose to which the detector has recently been exposed and the term "radiation damage" refers to this variation in gain. Since radiation damage is generally not permanent (ie after experiencing radiation damage, if a detector is not exposed to radiation for a certain time, the gain of the detector would gradually return to an original "non-damaged" nominal value), the compensator 114 takes into account the radiation dose to which each detector is exposed as well as the time the exposure occurred when compensating for radiation damage. In a preferred embodiment, the compensator 114 produces the estimates E: j according to the following equation (4): 10 (d'lp ~ s' "p ~) <mp-jTjpo L j E: j = ƒ μƒι = - --Ηί · ^ -) »- !. n-- 0 (—m” P m Jnp °) (Temp: j) (Rad Dam: j) mnp ~ mnp0 15 where d: jpo is the zero shift in the jde detector (ie the raw data signal in the jth channel when the x-ray source 42 is inactive) measured at a time close to the time when d: jp was measured (ie preferably measured within a few seconds of d: jp), mpo is the zero shift of the control detector 78 measured at a time close to the time when mp was measured, d: jmpo is a zero shift in the jde detector, measured at a time close to the time when d: jnp was measured, mnpo is the zero shift of the control detector 78 measured at a time near the time when mnp was measured, Temp: j is a gain correction factor that corrects for variation in the farthest R ection of the jth detector as a function of the temperature and Rad Dam: j is a gain correction factor that corrects for a variation in the gain of the jth detector as a function of radiation damage.

Bij voorkeur worden N factoren Temprj voor het 35 corresponderende N aantal kanalen experimenteel bepaald 1012641 - 30 - door het karakteriseren van elk van de N detectoren bij verschillende temperaturen (d.w.z. de variatie in versterking vanaf een nominale waarde van elke detector wordt gemeten bij vele verschillende werktemperaturen) en 5 deze data worden verzameld met gebruikmaking van bekende statistische technieken om een curve voort te brengen voor elk van de N detectoren met betrekking tot de werktemperatuur-versterkingsvariatie, ondervonden door deze detector bij deze werktemperatuur. Deze curven worden i 10 vervolgens opgeslagen in een verzameling van N tempera-tuurvariatietabellen, één tabel voor elk van dePreferably N factors Temprj for the corresponding N number of channels are determined experimentally by characterizing each of the N detectors at different temperatures (ie the variation in gain from a nominal value of each detector is measured at many different operating temperatures and these data are collected using known statistical techniques to generate a curve for each of the N detectors with respect to the operating temperature gain variation experienced by this detector at this operating temperature. These curves are then stored in a set of N temperature variation tables, one table for each of the

N detectoren, en deze tabellen worden opgeslagen in de IN detectors, and these tables are stored in the I

compensator 114, met gebruikmaking bij voorkeur van een ! reeks opzoektabellen. Bij de werking verschaft de tempera-15 tuursensor 108 een signaal aan de compensator 114 dat een ! representatie is voor de temperatuur van de detectorreeks 44 en de compensator 114 legt dit signaal aan aan de temperatuurvariatietabellen om de N temperatuur-correctiefactoren Temp:j voort te brengen. Op gelijke 20 wijze worden de factoren Rad Dam:j .experimenteel bepaald door het karakteriseren van elk van de N detectoren voor vele verschillende stralingsdoses die worden afgegeven i gedurende vele verschillende tijdsintervallen. Deze data worden gebruikt om N stralingsschadetabellen voort te 25 brengen die worden opgeslagen in de compensator 114, bij voorkeur in een reeks opzoektabellen. Bij de werking legt de dosissensor 110 N signalen aan aan de compensator 114, waarbij elk signaal een weergave is van de stralingsdosis waaraan één van de detector is blootgesteld en het 30 tijdstip wanneer het blootstellen optrad, en de compensator 114 legt deze signalen aan aan de stralingsschadetabellen om de N stralingscorrectiefactoren Rad Dam:j voort te brengen. De temperatuur- en stralings-compensatietabellen worden bij voorkeur bijgewerkt, 35 bijvoorbeeld eenmaal per maand om te verzekeren dat ze nauwkeurig blijven, maar het blijkt dat deze tabellen niet 1012641 - 31 - significant veranderen, zelfs over tijdschalen van veel langer dan een maand.compensator 114, preferably using a! set of lookup tables. In operation, the temperature sensor 108 provides a signal to the compensator 114 that a! is representation of the temperature of the detector array 44 and the compensator 114 applies this signal to the temperature variation tables to generate the N temperature correction factors Temp: j. Similarly, the factors Rad Dam are determined experimentally by characterizing each of the N detectors for many different radiation doses that are delivered during many different time intervals. This data is used to generate N radiation damage tables that are stored in the compensator 114, preferably in a series of look-up tables. In operation, the dose sensor 110 applies N signals to the compensator 114, each signal representing the radiation dose to which one of the detector is exposed and the time when exposure occurred, and the compensator 114 applies these signals to the radiation damage tables to generate the N radiation correction factors Rad Dam: j. The temperature and radiation compensation tables are preferably updated, for example, once a month to ensure that they remain accurate, but it appears that these tables do not change significantly even over time scales of much longer than a month.

Daar de schattingen E:j voortgebracht door de compensator 114 een indicatie zijn voor ƒ μdL voor alle 5 N kanalen, kunnen deze schattingen direct wordt toegevoerd aan de ingangen van de terugprojectieprocessor 116. De compensator 114 verschaft echter bij voorkeur ook een compensatie voor niet-lineariteiten in de detectoren van de reeks 44. Daar de scanner 40 gebruik maakt van een 10 betrekkelijk zachte röntgenbundel heeft de responsie van de detectoren de neiging om betrekkelijk niet-lineair, en de compensator 114 verschaft bij voorkeur een compensatie voor deze niet-lineariteiten.Since the estimates E: j produced by the compensator 114 are indicative of ƒ μdL for all 5 N channels, these estimates can be directly applied to the inputs of the back-projection processor 116. However, the compensator 114 preferably also provides compensation for non- linearities in the detectors of the series 44. Since the scanner 40 uses a relatively soft X-ray beam, the response of the detectors tends to be relatively non-linear, and the compensator 114 preferably provides compensation for these non-linearities.

De compensator 114 bevat bij voorkeur een reeks van 15 N niet-lineariteitscompensatietabellen die experimenteel bepaald zijn. In een voorkeursuitvoeringsvorm van de werking, worden de kanaalafhankelijke niet-lineariteits-compensatietabellen voortgebracht door het uitvoeren van een reeks projectie-aanzichten van één of meer objecten 20 met een bekende vorm en uniforme dichtheid. Een voorkeursobject is een cilindrisch of cirkelvormig uitgevoerde water-gevulde ballon die gewoonlijk wordt aangeduid als "waterfantoom" of "fantoom". Fig. 5 toont een waterfantoom 50', die is ingebracht in de opening van 25 de schijf 46. De wanden van de fantoom 50' zijn bij voorkeur dun, zodat de hoeveelheid röntgenstralen die worden geabsorbeerd door de wanden verwaarloosbaar is vergeleken met de hoeveelheid röntgenstralen die worden geabsorbeerd door het water dat is bevat binnen de fantoom 30 en de scanner 40 ziet derhalve de fantoom 50' als een watervolume. Daar de fantoom 50' een bekende vorm heeft en geplaatst is op een bekende positie binnen de schijf 46, kan de waterlengte, die een straal moet afleggen om elke detector in de reeks 44 te bereiken, vooraf worden 35 berekend voor alle mogelijke projectiehoeken. Bij voorkeur brengt de scanner 40 projectie-aanzichten voort bij verscheidene verschillende projectiehoeken voor één of 101 2641 - 32 - meer fantomen die geplaatst zijn op één of meer plaatsen zodat de schatting E:j in elk kanaal wordt gemeten voor vele verschillende waterlengten L. Deze data worden vervolgens verzameld met gebruikmaking van bekende 5 statistisch technieken om een curve voort te brengen voor elk kanaal in de scanner 40 met betrekking tot de schatting E:j voor de waterlengte waardoor de bundel werkelijk moet gaan om deze schatting voort te brengen.The compensator 114 preferably contains a series of 15 N non-linearity compensation tables that have been determined experimentally. In a preferred embodiment of the operation, the channel-dependent non-linearity compensation tables are generated by performing a series of projection views of one or more objects with a known shape and uniform density. A preferred object is a cylindrical or circularly shaped water-filled balloon that is commonly referred to as "water phantom" or "phantom". FIG. 5 shows a water phantom 50 'inserted into the aperture of the disc 46. The walls of the phantom 50' are preferably thin, so that the amount of X-rays absorbed by the walls is negligible compared to the amount of X-rays that are absorbed by the water contained within the phantom 30 and the scanner 40 therefore sees the phantom 50 'as a water volume. Since the phantom 50 'has a known shape and is placed at a known position within the disk 46, the water length that a beam must travel to reach each detector in the array 44 can be calculated in advance for all possible projection angles. Preferably, the scanner 40 generates projection views at several different projection angles for one or more phantoms placed in one or more locations so that the estimate E: j in each channel is measured for many different water lengths L. These data is then collected using known statistical techniques to generate a curve for each channel in the scanner 40 with respect to the estimate E: j for the water length whereby the bundle must actually go to produce this estimate.

Deze curven worden vervolgens opgeslagen in niet-10 lineariteitscompensatietabelleri, zodat bij de werking gedurende een scan, de jde schatting E:j wordt toegevoerd aan de jde niet-lineariteitscompensatietabel en de uitgang van deze tabel wordt de grootheid ƒ μdL waarbij μ de absorptiecoëfficiënt voor water is en L de 15 waterlengte is waardoor een straal zou hebben moeten passeren voor het jde kanaal om deze schatting E:j te hebben voortgebracht. De niet-lineariteitscompensatie-tabellen worden bij voorkeur opgeslagen in een reeks opzoektabellen in de compensator 114.These curves are then stored in non-linearity compensation table, so that during operation during a scan, the estimate E: j is applied to the non-linearity compensation table and the output of this table becomes the quantity ƒ μdL where μ is the absorption coefficient for water and L is the water length through which a jet should have passed through the jth channel to have produced this estimate E: j. The non-linearity compensation tables are preferably stored in a series of look-up tables in the compensator 114.

20 Gedurende een scan is μ in het algemeen onbekend daar scanner 40 geen manier heeft om a priori te bepalen welk deel van een patiënt (d.w.z. bot, vet, spieren of hoeveel van elk) wordt geplaatst tussen de bron en een bij zondere detector. Daar echter de waarde van μ voor de meeste typen 25 lichaamsweefsel binnen 5% van de waarde van μ voor water ligt, is het redelijk om aan te nemen dat de waarde van μ de waarde van water is wanneer men een CT scan van een menselijke patiënt voortbrengt.During a scan, µ is generally unknown as scanner 40 has no way of a priori determining which part of a patient (i.e., bone, fat, muscle or how many of each) is placed between the source and a particular detector. However, since the value of μ for most types of body tissue is within 5% of the value of μ for water, it is reasonable to assume that the value of μ is the value of water when a CT scan of a human patient produces.

De scanner 40 verschaft derhalve een compensatie 30 onafhankelijk in elk kanaal voor fouten in de detectoren die worden veroorzaakt door nulverschuiving, temperatuurvariatie, stralingsschade, en niet-lineair gedrag veroorzaakt door de zachte róntgenbundel. Door te voorzien in compensatie voor al deze factoren, doet de ! 35 scanner 40 de nauwkeurigheid van elk kanaal toenemen en maakt derhalve mogelijk dat de röntgenbron 42 werkt bij gereduceerde vermogensniveaus. ' 1012641 - 33 -The scanner 40 therefore provides compensation 30 independently in each channel for errors in the detectors caused by zero shift, temperature variation, radiation damage, and non-linear behavior caused by the soft X-ray beam. By providing compensation for all these factors, the! The scanner 40 increases the accuracy of each channel and therefore allows the X-ray source 42 to operate at reduced power levels. "1012641 - 33 -

Fantomen kunnen ook op voordelige wijze worden gebruikt samen met de scanner 40 voor het bepalen van een optimale dikte voor het bundelverhardingsfilter. In het algemeen is de dikte van het bundelverhardingsfilter bij 5 voorkeur aangepast aan een bijzonder werkvermogensniveau van de röntgenbron. Wanneer eenmaal een bijzonder werkvermogensniveau is gekozen, worden verscheidene CT beelden voortgebracht van een fantoom die een dichtheid heeft die dicht ligt bij die van een menselijk hoofd 10 (d.w.z. ongeveer 3,5% groter dan de dichtheid van water) met gebruikmaking van bundelverhardingsfliters van variërende dikte. Bundelverhardingsfilters, die te dik zijn, hebben de neiging om de kwaliteit van CT beelden te laten afnemen, zodat een dikte voor het bundelverhardings-15 filter bij voorkeur wordt gekozen door het dikste filter te kiezen dat niet de resolutie van de CT beelden reduceert. Het gebruik van een röntgenbron met laag vermogen en het kiezen van het bundelverhardingsfilter op deze wijze maken het mogelijk dat de scanner 40 werkt bij 20 gereduceerde werkvermogensniveaus.Phantoms can also be advantageously used in conjunction with the scanner 40 to determine an optimum thickness for the beam hardening filter. In general, the thickness of the beam hardening filter is preferably adapted to a particular operating power level of the X-ray source. Once a particular operating power level has been selected, several CT images are produced of a phantom having a density close to that of a human head 10 (ie about 3.5% greater than the density of water) using beam hardening flashers of varying thickness. Beam hardening filters that are too thick tend to degrade the quality of CT images, so that a thickness for the beam hardening filter is preferably chosen by choosing the thickest filter that does not reduce the resolution of the CT images. The use of a low-power X-ray source and choosing the beam hardening filter in this way allows the scanner 40 to operate at reduced operating power levels.

Zoals is beschreven, maakt de scanner 40 gebruik van een aantal technieken om de röntgenvermogenseisen te minimaliseren. Deze reductie in röntgenvermogenseisen reduceert dramatisch de piekvermogenseisen van de scanner 25 40 zodat de piekvermogenseisen van de scanner 40 bij benadering 1,5 kVA (kilovolt-ampère) zijn, terwijl de meeste bekende CT scanners röntgenvermogenseisen hebben in het gebied van 30-100 kVA. Zoals meer volledig is beschreven in de verwante Amerikaanse aanvrage 30 nr. 08/345.493, ingediend 28 november 1994, getiteld "Method of and Apparatus for Power Management and Distribution in a Medical Imaging System", overgedragen aan de rechthebbende van de onderhavige uitvinding, en waarnaar hier verwezen wordt, maken deze dramatische 35 reducties in piekvermogenseisen het mogelijk dat de scanner 40 van energie wordt voorzien door een standaard 110 VAC uitlaat, en maken het mogelijk dat de scanner 40 1012641 - 34 - een secundaire energie opslaginrichting bevat zoals een batterij of een vliegwiel, dat vermogen verschaft aan de scanner 40 voor het geval dat een uitwendige bron (b.v. de 110 VAC uitlaat) de vermogensvraag van de scanner niet kan 5 verschaffen.As described, the scanner 40 uses a number of techniques to minimize the X-ray power requirements. This reduction in x-ray power requirements dramatically reduces the peak power requirements of the scanner 40 so that the peak power requirements of the scanner 40 are approximately 1.5 kVA (kilovolt-ampere), while most known CT scanners have x-ray power requirements in the range of 30-100 kVA. As more fully described in related U.S. Application No. 30 / 345,493, filed November 28, 1994, entitled "Method of and Device for Power Management and Distribution in a Medical Imaging System," assigned to the assignee of the present invention, and referred to herein, these dramatic reductions in peak power requirements allow the scanner 40 to be powered by a standard 110 VAC outlet, and allow the scanner 40 to include a secondary energy storage device such as a battery or a flywheel that provides power to the scanner 40 in the event that an external source (eg, the 110 VAC outlet) cannot provide the power demand of the scanner.

Hoewel de uitvinding is beschreven in samenhang met CT scanners van het type derde generatie, zal het aan deskundigen duidelijk zijn, dat de principes van de onderhavige uitvinding ook kunnen worden toegepast op 10 andere typen CT scanners zoals machines van de vierde generatie, waarbij de detectoren met gelijke hoeken staan rond de omtrek van het frame waarbinnen de schijf en röntgenbron roteren rond het voorwerp dat wordt gescand.Although the invention has been described in conjunction with third-generation CT scanners, it will be understood by those skilled in the art that the principles of the present invention can also be applied to other types of CT scanners such as fourth-generation machines, with the detectors have equal angles around the periphery of the frame within which the disk and X-ray source rotate around the object being scanned.

Daar bepaalde wijzigingen kunnen worden aangebracht 15 in de bovenstaande inrichting zonder de beschermingsomvang van de uitvinding te verlaten, dienen de bovenstaande beschrijving en tekeningen illustratief en niet beperkend te worden uitgelegd.Since certain changes can be made to the above device without departing from the scope of the invention, the above description and drawings should be illustrative and not restrictive.

10126411012641

Claims

A computerized tomography system for medical purposes, comprising: x-ray tomography members comprising (a) x-ray generating means for generating x-rays, and (b) x-ray detector means for detecting at least a portion of the x-ray generating means produced by the x-ray generating means and incident on the X-ray detection devices during a tomographic scan; 10 a support for supporting a patient; and means for rotating at least the X-ray generating means around a rotation axis, so that the X-ray generating means rotates around the support, characterized in that the X-ray generating means for generating X-rays comprises an X-ray source and a filter, to transmit soft x-rays, so that the energy levels of soft x-ray photons produced by the x-ray generating means 20 and falling on the x-ray detector means are between about 20 keV and about 50 keV greater than those provided by a 0.02 cm copper filter and smaller than unfiltered x-rays generated by the x-ray source.

2. A system according to claim 1, characterized in that the X-ray generating means for generating X-rays operate such that X-ray photons produced by the X-ray generating means and incident on the X-ray detector means comprise X-ray photons with an area of energy levels, this area has a peak between 20 keV and 50 keV.

System according to claim 1, characterized by a beam hardening filter arranged proximally to the x-ray generating means and between the x-ray generating means and the x-ray detector means, the beam hardening filter comprising a sheet of metal providing an x-ray photon filter characteristic equivalent to that of 5 a sheet of copper with a thickness of less than 0.02 cm.

4. Method for performing a computerized tomography scan for medical purposes, characterized by supporting a patient and rotating an X-ray source around a rotation axis, such that the X-ray source 10 rotates around the patient, the X-ray source being arranged for generating soft x-rays such that the energy levels of soft x-ray photons generated by the x-ray source and incident on a system of x-ray detectors between about 20 keV and about 50 keV are greater than those provided by a copper filter of 0 .02 cm and smaller than that of unfiltered X-rays generated by the X-ray source.

5. A method according to claim 4, characterized in that the soft x-rays generated by the x-ray source and incident on the x-ray detector means comprise x-ray photons with an area of energy levels, which area of energy levels has a peak between 20 keV and 50 keV.

6. A method according to claim 4, characterized in that the x-rays are filtered with a beam hardening filter, wherein the beam hardening filter provides an characteristic of x-ray photon filtering equivalent to that of a sheet of copper with a thickness of less than 0.02 cm. 1012641