NL1012643C2 - Gecomputeriseerde tomografiescanner voor medische doeleinden met röntgenbron met gereduceerd vermogen en werkwijze voor het uitvoeren van een dergelijke scan. - Google Patents

Description

Titel: Gecomputeriseerde tomografiescanner voor medische doeleinden met röntgenbron met gereduceerd vermogen en werkwijze voor het uitvoeren van een dergelijke 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 heeft 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.

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".

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 róntgenbanen hun oorsprong vinden in wat in wezen een puntbron is en zich uitstrekken met verschillende hoeken naar de detectoren, lijken de röntgenstraal- 101 2643 - 2 - banen op een waaier, en derhalve wordt dikwijls de term "waaierbundel" gebruikt om alle röntgenstraalbanen op een tijdsogenblik te beschrijven.

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".

35 Met gebruikmaking van bekende algoritmen zoals het

Radon algoritme, kan een CT beeld worden voortgebracht uit alle projectiedatasignalen die zijn verzameld op elk van 101 2643 - 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.

CT scanners maken in het algemeen gebruik van een vorm van "bundelverhardingsfilter" om de róntgenbundel die 10 wordt voortgebracht door de röntgenbron te "verharden".

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 wij ze 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 hetzeife 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.

1012643 - 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 i 15 CT scanner, maar het is een verkwisting van röntgen- ‘ vermogen en doet de totale vermogenseisen van de scanner toenemen.

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 i 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

1012643 I

i - 5 - door de afstand tussen het brandpunt en het isocentrum te laten afnemen).

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 101 2643 — - 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 röntgenbron. 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 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 röntgenstralen met hogere energie noodzakelijk maakt.

Behalve het reduceren van de afstand tussen dé 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 1012643 - 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.

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.

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.

101 2643 - 8 -

Het is een doel van de uitvinding om de bovengenoemde problemen van de stand der techniek te verminderen of te overwinnen.

Een ander doel van de onderhavige uitvinding is het 5 verschaffen van een verbeterde CT scanner met röntgenbron, die werkt bij een gereduceerd vermogensniveau.

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 CT 15 scanners.

Nog een ander doel van de onderhavige uitvinding is het verschaffen van een verbeterde CT scanner met een gereduceerde geometrie.

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 : 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.

Nog een ander doel van de onderhavige uitvinding is 30 het verschaffen van een CT scanner, die halfgeleider-röntgendetectoren met hoge efficiency omvat.

Nog een ander doel van de onderhavige uitvinding is het verschaffen van een verbeterde CT scanner, die een bundelverhardingsfilter met gereduceerde dikte omvat.

35 Nog een ander doel van de onderhavige uitvinding is het verschaffen van een verbeterde CT scanner, die gebruik maakt van een zachtere röntgenbunde1.

101 2643 - 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 beste schatting voor gebruik bij het opwekken van ruwe 5 datasignalen.

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.

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.

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.

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 101 264 3 - 10 - voorkeur gemonteerd aan de schijf zodat het brandpunt op een afstand staat van de orde van 475 mm vanaf het isocentrum.

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 róntgenbundel.

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.

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.

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 voldoende dient te zijn om plaats te bieden aan een patiënt, maar minder bedraagt dan 510 mm, zoals volgens de uitvinding voorgesteld.

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 1012643 - 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 ontvang 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.

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 een 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 róntgenfilter 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.

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 röntgenvermogensefficiency en gereduceerde totaal-energie- i 101 2643 - 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.

De scanner 40 heeft ook een gereduceerde geometrie, die bijdraagt 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 voorziène schijf 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 1012643 - 13 - j 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.

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.

! 101 234 3 - 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 halfgeleiderdetectoren 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).

De hoge efficiency van deze detectoren maakt het mogelijk dat de röntgenbron 42 werkt bij zelfs verder 1012643 j - 15 - gereduceerde vermogensniveaus. In een voorkeurs-! uitvoeringsvorm wordt de detectoropstelling 44 geïmplemen teerd met gebruikmaking van 384 detectoren die een bol van 48 graden omspannen, hoewel het aantal en de hoek kunnen 5 variëren.

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.

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 2643 - 16 - waaierbundel 52 steeds op hetzelfde gedeelte van de detectorreeks 44 valt.

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.

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.

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 1012643 ______ - 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.

De scanner 40 maakt ook gebruik van een "asymmetrische" waaierbundel 52, die het mogëlijk 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- 101 2643 - 18 - centrum), hetgeen op zijn beurt mogelijk maakt dat de bron 42 werkt bij gereduceerde vermogensniveaus.

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 (mi11i-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.

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 131 2S4 3 - 19 - worden overgedragen in de bundel 52 dan normaliter worden gevonden in de bekende commercieel verkrijgbare machines. In een geprefereerde uitvoeringsvorm wordt het bundel-verhardingsfilter 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 róntgenbron 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 bundelverhardings-filter 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.

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 1012643 - 20 - illustreert derhalve een typerend spectrum van een gefilterde bundel zoals gebruikt in een bekende 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 bundelverhardingsfliters, 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 een 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. Verrassenderwijze bereikt men een betere resolutie door zachtere röntgenstralen door het lichaam, dat wordt gescand, te laten 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 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 in de scanner 40, en derhalve is er een verschil in schaal tussen de standaard gefilterde spectrale verdeling, weergegeven 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 101 2643 - 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.

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 2643 - 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.

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 röntgenbundel en de hoeveelheid absorberende media, waardoor de bundel is gegaan. Deze relatie wordt getoond in de volgende vergelijking (1): -ƒ μάΐ, (1) o 25 I = Io 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 spieren, witte en grijze materie) zijn meer verschillend bij lage energieën (b.v. tussen ongeveer 20 keV en 50 keV) 1012643 - 23 - I dan ze zijn bij hoge energieën. Er is derhalve meer I 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.

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 1012643 - 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 het 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.

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 him 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 101 2343 - 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 bevat bij voorkeur N beste schattingsfilters 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 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 de multiplexinrichting 112. DAS 47 1012643 - 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.

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.

De ingang naar de terugprojectieprocessor 116 is bij 15 voorkeur een verzameling van N signalen, waarvan elk een representatie is van ƒ μάΐϋ over de corresponderende straalbanen, waarbij deze grootheden zijn zoals in vergelijking (1), en waarbij het jde signaal een representatie is van ίμάΐι, 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 ƒ μάΐι: L j 25 ƒ μάΏ = -ln (-j^ ) (2) 0 waarbij Iq de intensiteit is van de röntgenbundel bij de bron 42, I de intensiteit van de róntgenbundel 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 röntgenenergie absorbeert) opgesteld tussen de bron en de jde detector.

35 Daar de grootheden I and Io niet direct beschikbaar zijn voor de computer 49, kan de compensator 114 een 101 2643 - 27 - benadering van vergelijking (2) implementeren, en kan een schatting voortbrengen voor elk kanaal van de grootheid ƒ μάϋι. Eén zo een benadering wordt beschreven in de volgende vergelijking (3) waarin E:j is de schatting van 5 de grootheid ƒ μdL voor het jde kanaal: 1 “p ’

Ll I

E:j - ƒ μdL = -ln(-j^ ) x -ln - (3) 0 ,d:Jnp .

10 (-Β5Γ > 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.

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.

f 01 f ', 6 ^ ^ - 28 -

De grootheid ,±i£ ) K mp ' i 5 (-iZfg ) b K mnp ’ 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.

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

*ί (Ί i 0' Q £ Q

- 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 de schattingen E:j voort volgens de volgende vergelijking (4) : 10 toigrtojgo , flip-mpo I* j E:j = ƒ μάΐ» = )»-:.n-- 0 (d'm”P m ^nP° ) (Temp: j) (Rad Dam: j)

Mnp mnpO 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.

Bij voorkeur worden N factoren Temprj voor het 35 corresponderende N aantal kanalen experimenteel bepaald 1012643 - 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 10 vervolgens opgeslagen in een verzameling van N tempera-tuurvariatietabellen, één tabel voor elk van de N detectoren, en deze tabellen worden opgeslagen in de 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 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 101 2643 - 31 - significant veranderen, zelfs over tijdschalen van veel langer dan een maand.

Daar de schattingen E:j voortgebracht door de compensator 114 een indicatie zijn voor ƒ μςΙΙι 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.

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 2843 - 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.

Deze curven worden vervolgens opgeslagen in niet-10 lineariteitscompensatietabellen, 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 μ<113 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.

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 bijzondere 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.

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 röntgenbundel. 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 róntgenbron 42 werkt bij gereduceerde vermogensniveaus. j i ! j 1012(3 4 3 1 - 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 bundelverhardingsfilters 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.

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 40 101 2643 - 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.

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 róntgenbron roteren rond het voorwerp dat wordt gescand.

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.

101 2643

Claims (6)

1. Gecomputeriseerd tomografiestelsel voor medische doeleinden met röntgentomografie-organen omvattende (a) röntgenstraal-opwekorganen voor het opwekken van röntgenstralen, en (b) röntgendetectororganen voor het detecteren van ten minste een deel van de röntgenstralen die worden voortgebracht door de röntgenstraal-opwekorganen en invallen op de röntgendetectie-organen gedurende een tomografische scan; een ondersteuning voor het ondersteunen van een patiënt; en organen voor het roteren van ten minste de röntgenstraal-opwekorganen rond een rotatie-as, zodanig dat de röntgenstraal-opwekorganen roteren rond de ondersteuning, met het kenmerk, dat de röntgenstraal-opwekorganen een röntgenbron omvatten die kan werken in de orde van 100 mAs per scan.

2. Stelsel volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat de röntgenstraal-opwekorganen voor het opwekken van röntgenstralen zodanig kan worden bedreven dat de energieniveaus van zachte röntgenfotonen, die door de röntgenstraal-opwekorganen worden opgewekt en invallen op de röntgendetectororganen tussen ongeveer 20 keV en ongeveer 50 keV groter zijn dan die welke worden verschaft door een koperfilter van 0,02 cm en minder dan die van niet gefilterde röntgenstralen opgewekt door de röntgenstraal-opwekorganen.

3. Stelsel volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat de röntgenstralen die worden opgewekt door de röntgenstraal-opwekorganen en invallen op de detectororganen röntgenfotonen omvatten met een gebied van energieniveaus, welk 1012843 - 36 - gebied van energieniveaus een piek heeft tussen 20 keV en 50 keV.

4. Werkwij ze voor het uitvoeren van een gecomputeriseerde tomografiescan voor medische doeleinden, 5 gekenmerkt door het ondersteunen van een patiënt en het tijdens een scan roteren van een röntgenbron rond een rotatie-as zodanig dat de röntgenbron rond de patiënt roteert terwijl de röntgenbron wordt bedreven met een snelheid in de orde van 100 mAs per scan.

5. Werkwijze volgens conclusie 4, met het kenmerk, dat het bedrijven van de röntgenbron de stap omvat van het opwekken van röntgenstralen zodanig dat de energieniveaus van zachte röntgenfotonen die door de röntgenbron worden opgewekt en invallen op een stelsel van detectoren tussen 15 ongeveer 20 keV en ongeveer 50 keV groter zijn dan die welke worden verschaft door een koperfilter van 0,02 cm en minder dan die van niet gefilterde röntgenstralen opgewekt door de röntgenbron.

6. Werkwijze volgens conclusie 4, met het kenmerk, dat 20 het bedrijven van de röntgenbron de stap omvat van het opwekken van röntgenfotonen met een gebied van energieniveaus welk gebied van energieniveaus een piek heeft tussen 20 keV en 50 keV. a r>,A oo fi Q I y I ei-··./ - v v-·