NL8102452A - RADIATION ENERGY IMAGING DEVICE FOR EXAMINING A BODY. - Google Patents
RADIATION ENERGY IMAGING DEVICE FOR EXAMINING A BODY. Download PDFInfo
- Publication number
- NL8102452A NL8102452A NL8102452A NL8102452A NL8102452A NL 8102452 A NL8102452 A NL 8102452A NL 8102452 A NL8102452 A NL 8102452A NL 8102452 A NL8102452 A NL 8102452A NL 8102452 A NL8102452 A NL 8102452A
- Authority
- NL
- Netherlands
- Prior art keywords
- rotation
- axis
- imaging device
- ray
- elongated
- Prior art date
Links
Classifications
-
- H—ELECTRICITY
- H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H05G—X-RAY TECHNIQUE
- H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
- H05G1/08—Electrical details
- H05G1/60—Circuit arrangements for obtaining a series of X-ray photographs or for X-ray cinematography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/48—Diagnostic techniques
- A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computerised tomographs
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/06—Diaphragms
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4064—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis specially adapted for producing a particular type of beam
- A61B6/4078—Fan-beams
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4035—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating
- A61B6/4042—K-edge filters
Description
t \ ' P & ct \ 'P & c
W 5724-2 Ned.M/LvDW 5724-2 Dutch M / LvD
Stralingsenergie afbeeldende inrichting voor het onderzoeken van een lichaam.Radiant energy imaging device for examining a body.
Tot dusverre zijn systemen voorgesteld voor het verkrijgen van 5 door computers bestuurde topografie (CT)aftastingen voor medische en andere doeleinden. In het algemeen zijn deze bekende systemen verhoudingsgewijs van ingewikkelde aard, zeer duur en hebben de neiging de patiënt te onderwerpen aan een relatief hoog doseringsniveau van straling, indien röntgenbeelden van geschikte kwaliteit voor het tot stand brengen 10 van een rOntgenstralingsdiagnose moeten worden verkregen. De onderhavige uitvinding houdt zich bezig met het verschaffen van een inrichting, die indien toegepast als een CT-aftaster, in staat is röntgenbeelden te produceren, die vergelijkbaar zijn met en in sommige gevallen beter zijn dan die, welke worden geproduceerd met de huidige commerciële CT-installa-15 tie en welke deze resultaten bereiken met veel geringere kosten en door de patiënt te onderwerpen aan een veel kleiner doseringsniveau dan te dien tijde gebruikelijk was. Deze voordelen worden verkregen door het verschaffen van een inrichting, die een mechanische aftaster toepast van het algemene type, beschreven in het Amerikaanse octrooischrift 20 RE 28544 ten name van Stein et al( oorspronkelijk Amerikaans octrooischrift nr. 3,780.291 ) dat werkzaam is voor het produceren van een potlood-dunne bundel röntgenstralen die een enkele efficiënte detector aftast.To date, systems have been proposed for obtaining computerized topography (CT) scans for medical and other purposes. In general, these known systems are relatively complex in nature, very expensive, and tend to subject the patient to a relatively high dose level of radiation if suitable quality X-ray images are to be obtained for establishing an X-ray diagnosis. The present invention is concerned with providing an apparatus which, when used as a CT scanner, is capable of producing X-ray images that are comparable to and in some cases better than those produced with the current commercial CT and which achieve these results at a much lower cost and by subjecting the patient to a much smaller dosage level than was customary at the time. These advantages are achieved by providing an apparatus employing a general-type mechanical scanner described in U.S. Patent No. 20 RE 28544 in the name of Stein et al. (Originally U.S. Patent No. 3,780,291) which is effective in producing a pencil-thin beam of X-rays that scans a single efficient detector.
CT-installaties, die "flighing spot"-aftast technieken toepassen, zijn tot dusverre gesuggereerd. Een dergeljke opstelling wordt bijvoorbeeld 25 beschreven in een artikel getiteld "low dosage X-ray Imaging System employing Flying Spot X-ray Microbeam (Dynamic Scanner)" door Tateno en Tanaka, Radiologie 121, October 1976, biz. 189-195. Het Tateno et al systeem, ofschoon beschreven als te zijn in staat om kwaliteits röntgenbeelden te verkrijgen bij lagere doseringen dan normaal worden toegepast 30 bij CT-installaties, gebruikt een speciale niet-commerciële röntgenbuis, gekenmerkt door een vernuftige .ingewikkelde electrodenoptiek analoog aan die worden toegepast bij hoog spannings electrodenmicroscopen en door een electronenbundel bestuurde installaties voor machinale bewerkingen, is gebaseerd op een electronische aftasttechniek en beoogt het gebruik 35 van een twee-dimensionale detector. Deze eigenschappen van dit eerder beschreven systeem maken het systeem veel duurder dan het systeem van de onderhavige uitvinding, dat een uiterst eenvoudige mechanische aftast-inrichting toepast. Daarnaast, voor zover het Tateno et al systeem een twee-dimensionele detector toepast, is het niet in staat verstrooide stra-40 ling af te wijzen, in tegenstelling tot het systeem volgens de onderhavige 8-1 02 4 52 - 2 - ί Α ν uitvinding, waar, bij gebruik van een enkele, efficiënte een-dimensionele detector, een dergelijke afwijzing automatisch bewerkstelligd wordt.CT installations employing "flighing spot" scanning techniques have hitherto been suggested. Such an arrangement is described, for example, in an article entitled "low dosage X-ray Imaging System employing Flying Spot X-ray Microbeam (Dynamic Scanner)" by Tateno and Tanaka, Radiology 121, October 1976, biz. 189-195. The Tateno et al system, although described as being able to obtain quality X-ray images at lower dosages than are normally used in CT plants, uses a special non-commercial X-ray tube, characterized by an ingenious electrode optics analogous to those used in applied to high voltage electrode microscopes and electron beam controlled machining installations, it is based on an electronic scanning technique and contemplates the use of a two-dimensional detector. These features of this previously described system make the system much more expensive than the system of the present invention, which employs an extremely simple mechanical scanner. In addition, insofar as the Tateno et al system employs a two-dimensional detector, it is unable to reject scattered radiation, unlike the system of the present 8-1 02 4 52 - 2 - ί Α ν invention, where, when using a single, efficient one-dimensional detector, such rejection is automatically accomplished.
Er spruiten nog meer voordelen voort uit de onderhavige uitvinding, bij vergelijking met de aftasttechniek van Tateno et al, die een 5 inrichting toepassen, welke een "flying spot" röntgenstralingsbundel produceert door "pinhole"-projectie van een electronisch afgetast brandpunt of -vlek in de röntgenbuis. Teneinde een röntgenstralingsveld te produceren dat groot genoeg is om de doorsnede van een patiënt te onderspannen met een CT-aftasting, moet de bundel over een aanzienlijke afstand 10 vanaf de "pinhole"-collimator divergeren. De vereiste afstand is equivalent aan het plaatsen van de "pinhole" in het brandpunt (röntgenstralingsbron) van de onderhavige uitvinding. Aangezien de doorsnede van de bundel in enig punt een "pinhole"-beeld weergeeft van het brandpunt, resulteert de relatief grote afstand vanaf de "pinhole"-collimator naar de patiënt in 15 een relatief grote doorsnede van de bundel met een daarmee gepaard gaand verlies aan oplossend vermogen. De dichte nabijheid van het collimatie-systeem naar de patiënt bij de onderhavige uitvinding is een belangrijke verbetering, aangezien de bundel grootte in essentieel opzicht een projectie is van de'kleine collimator-apertures vanaf een verre bron.Still more advantages derive from the present invention, when compared to the scanning technique of Tateno et al, which employ a device which produces a "flying spot" X-ray beam by "pinhole" projection of an electronically scanned focal point or spot in the x-ray tube. In order to produce an X-ray field large enough to cover a patient's cross-section with a CT scan, the beam must diverge a considerable distance from the pinhole collimator. The required distance is equivalent to placing the pinhole in the focal point (X-ray source) of the present invention. Since the beam cross-section at some point represents a "pinhole" image of the focal point, the relatively great distance from the "pinhole" collimator to the patient results in a relatively large beam cross-section with associated loss of resolving power. The close proximity of the collimation system to the patient in the present invention is a significant improvement since the beam size is essentially a projection of the small collimator apertures from a distant source.
20 Een ander systeem dat hieraan voorafgaand gesuggereerd werd, voro het produceren van CT-beelden door gebruikmaking van een "flying ' spot"-techniek wordt beschreven in het Amerikaanse octrooischrift 3,866.047 in de naam van Hounsfield. De Hounsfield inrichting beoogt het verschaffen van een mechanische aftastinrichting, bevattende een paar langwerpige 25 sluiters die zodanig gemonteerd zijn, dat zij, synchroon met elkaar, een mechanische reciproke beweging uitvoeren. Elk sluiter-element is voorzien van een aantal sleuven, die met elkaar samenwerken voor het gelijktijdig produceren van een aantal angulair verspreide stralingdxmdaLs, waarbij elke bundelgedwongen wordt een aftasting te verrichten over een betrekkelijk 30 kleine hoek op een betrekkelijk kleine detector, die geassocieerd is met die bundel. De reciproke sluiteropstelling van Hounsfield is in mechanisch opzicht veel ingewikkelder dan de betrekkelijk eenvoudige roterende collimator, die wordt toegepast bij de onderhavige uitvinding, en vereist kritische uitrichtingen van de meervoudige sleuven, die worden toegepast 35 bij de onderling verspreide sluiters van de mechanische aftaster van Hounsfield. Bovendien, aangezien Hounsfield de gelijktijdige opwekking beoogt van een aantal angulair verspreide röntgenstralenbundels, en de gelijktijdige aftasting van al die bundels over een gelijk aantal detectoren , werpt de opstelling problemen op ten aanzien van eventueel verlies van 40 gegevens op de grensvlakken tussen aangrenzende detectoren. Twee specifieke 81 02 4 5 2 * · * - 3- problemen kunne worden geïdentificeerd: 1) de grenzen produceren een geometrische ondoeltreffendheid, hetgeen resulteert in een verspilde dosis aan de patiënt, en 2) de ontbrekende informatie langs de bundelbanen door de grensvlakken 5 kan resulteren in tierelantijntjes ("artifacts") in het gereconstrueerde CT~beeld.Another system previously suggested for producing CT images using a "flying 'spot" technique is described in U.S. Pat. No. 3,866,047 in the name of Hounsfield. The Hounsfield device aims to provide a mechanical scanning device, comprising a pair of elongated shutters mounted so that they perform a mechanical reciprocal movement in synchronism with each other. Each shutter element is provided with a plurality of slots which cooperate with each other to simultaneously produce a plurality of angularly scattered radiation dxmmas, each beam being forced to scan at a relatively small angle on a relatively small detector associated with that bundle. The Hounsfield reciprocal shutter arrangement is much more complicated mechanically than the relatively simple rotary collimator employed in the present invention, and requires critical alignment of the multiple slots used in the interleaved Hounsfield mechanical scanner shutters. . In addition, since Hounsfield aims at the simultaneous generation of a number of angularly scattered X-ray beams, and the simultaneous scanning of all those beams over an equal number of detectors, the arrangement raises problems with any loss of 40 data at the interfaces between adjacent detectors. Two specific 81 02 4 5 2 * * * 3 problems can be identified: 1) the boundaries produce a geometric ineffectiveness, resulting in a wasted dose to the patient, and 2) the missing information along the beam paths through the interfaces 5 may result in frills ("artifacts") in the reconstructed CT image.
Verdere problemen met de meervoudige bundelopstelling van Houns-field hebben betrekking op de noodzaak voor een nauwkeurig passen of normaliseren van de meervoudige detectoren over het volle dynamische bereik 10 van het signaal, zonder welke ernstige tierelantijnen kunnen ontstaan in het gereconstrueerde deel. Van een aantal verschijnselen, zoals bij'voorbeeld specifieke weerstand van de kathode en dynodevermoeidheid is bekend dat zij niet-lineariteiten produceren alsmede veranderingen in de versterkingsfactor bij foto-vermenigvuldigingsbuizen, waarvan het gebruik 15 door Hounsfield wordt overwogen. Soortgelijke problemen kunnen optreden met andere meervoudige detectoren, die minder efficiënt zijn dan de combinatie van scintillator en fotovermenigvuldiger. Teneinde het dynamische bereik te reduceren en daardoor de normalisatie te verlichten, heeft Hounsfield een "kunststofblok" (26 in zijn figuren) opgenomen en 20 suggereert het gebruik van een waterzak, die de ruimte opvult tussen het kunststofblok en de patiënt. Het gebruik van dergelijke dingen leidt tot extra uitgaven en tot mechanische ingewikkeldheid en resulteert in verspilde dosis wegens fotonen-absorptie (en dientengevolge verlies aan informatie) tussen de patiënt en de detector.Further problems with the Houns-field multiple beam arrangement relate to the need to accurately fit or normalize the multiple detectors over the full dynamic range of the signal, without which serious frills may arise in the reconstructed portion. A number of phenomena, such as, for example, specific cathode resistance and dynode fatigue, are known to produce non-linearities as well as changes in gain in photo-multiplication tubes, the use of which is contemplated by Hounsfield. Similar problems can arise with other multiple detectors, which are less efficient than the combination of scintillator and photomultiplier. In order to reduce the dynamic range and thereby alleviate normalization, Hounsfield has included a "plastic block" (26 in his figures) and suggests the use of a water bag that fills the space between the plastic block and the patient. The use of such things results in additional expense and mechanical complexity and results in wasted dose due to photon absorption (and consequent loss of information) between the patient and the detector.
25 De onderhavige uitvinding maakt gebruik van een enkele efficiënte detector en een eenvoudige mechanische aftastopstelling, teneinde al de problemen van de stand der techniek te vermijden.The present invention uses a single efficient detector and a simple mechanical scanning arrangement to avoid all the problems of the prior art.
De stralingsenergie afbeeldende inrichting volgens de uitvinding bevat een röntgenstralingssysteem, ingericht om rotatorisch te worden 30 bewogen als een eenheid om een ondersteuningsstructuur, die aangebracht is voor het ondersteunen van een lichaam of een ander voorwerp, dat men wil onderzoeken met behulp van doordringende straling. De röntgenstralingseenheid bevat een bron van röntgenstralen, gelegen aan de ene zijde van de steun-toiddelen, een enkele langwerpige stralingsenergiedetector, gelegen aan de 35 andere zijde van de steunmiddelen en zich uitstrekkend in een richting dwars op de rotatieas van het röntgenstralingssysteem, en een mechanische aftastinrichting, gelegen tussen de röntgenstralingsbron en de steunmiddelen voor het configureren van straling uitgezonden door de bron tot een enkele potloot-dunne bundel van röntgenstralen en voor het aftasten van die 40 enkele potloot-dunne bundel in een richting die in het verlengde ligt 8102452 \ * 4 - 4 - van de enkele detector over een hoek, die voldoende groot is om een volledige doorsnede van een lichaam of voorwerp op de steunmiddelen te onderspannen. De mechanische aftastinrichting is van het algemene type beschreven in het Amerikaanse octrooischrift RE 28544 t.n.v. Stein et al 5 op basis van het Amerikaanse octrooischrift 3,780.291, en bevat een eerste collimator voor het in vorm brengen van de straling uitgezonden door een röntgenstralingsbron tot een waaiervormige bundel van röntgenstralen, en een tweede collimator, bevattende een schijfvormig verbrekerwiel ("chopper wheel")gefabriceerd uit een voor straling opaque materiaal en 10 voorzien van een of meer voor röntgenstralen transparante sleuven er in, waar doorheen een potloot-dunne bundel van röntgenstralen kan passeren, welke potloot-dunne bundel afgepast wordt langs de enkele lineaire detector naarmate de tweede collimator roteert. De verbrekerschijf kan de Scsrm aannemen, zoals weergegeven in het hiervoor genoemde octrooi van 15 Stein et al, of in het andere "geval kan zij een trommelvormige structuur bezitten van het type, weergegeven in het Amerikaanse octrooischrift 4031.401 van Jacob.The radiant energy imaging device according to the invention includes an X-ray system adapted to be rotated as a unit around a support structure arranged to support a body or other object to be examined by means of penetrating radiation. The X-ray unit includes a source of X-rays located on one side of the support means, a single elongated radiation energy detector located on the other side of the support means and extending in a direction transverse to the axis of rotation of the X-ray system, and a mechanical scanner located between the X-ray source and the support means for configuring radiation emitted from the source into a single pot-thin beam of X-rays and scanning that 40 single pot-thin beam in an extended direction 8102452 * 4 - 4 - of the single detector at an angle sufficiently large to span a full cross-section of a body or object on the support means. The mechanical scanner is of the general type described in U.S. Patent RE 28544 to. Stein et al 5, based on U.S. Pat. No. 3,780,291, and includes a first collimator for shaping the radiation emitted by an X-ray source into a fan-shaped beam of X-rays, and a second collimator containing a disc-shaped chopper wheel. ) fabricated from a radiation opaque material and provided with one or more X-ray transparent slots therein through which a pot-thin beam of X-rays can pass, which pot-thin beam is scanned along the single linear detector as the second collimator rotates. The breaker disk may adopt the Scsrm, as shown in the aforementioned Stein et al patent, or else it may have a drum-shaped structure of the type shown in Jacob's U.S. Pat. No. 4031,401.
Het röntgenstralingssysteem, bevattende de röntgenstralenbron, mechanische aftastinrichting, en enkele, langwerpige detector, is ingericht 20 om te bewegen in diverse richtingnen voor diverse verschilende doeleinden.The X-ray system, comprising the X-ray source, mechanical scanner, and single elongated detector, is arranged to move in various directions for various different purposes.
Het systeem kan bijvoorbeeld translatorisch worden bewogen langs een lijn evenwijdig aan de as van de steunmiddelen ter verschaffing van conventionele radiografische projectie op een wijze analoog aan die, verkregen door het Medical MICRO-DOSE Röntgenstralingssysteem van Aanvraagster.For example, the system may be translatively moved along a line parallel to the axis of the support means to provide conventional radiographic projection in a manner analogous to that obtained by Applicant's Medical MICRO-DOSE X-ray system.
25 Bij deze wijze van werken, wegens het feit dat het rötgensysteem geschikt is om te worden geroteerd over elke gewenste hoek, ten opzichte van de ondersteuningsstructuur voor het lichaam, kunnen gemakkelijk beelden worden verkregen zoals AP, PA, zijdelingse of schuine beelden over elke gewenste hoek.In this mode of operation, due to the fact that the X-ray system is suitable to be rotated at any desired angle relative to the body support structure, images such as AP, PA, sideways or oblique images can easily be obtained over any desired angle. corner.
30 De hierboven beschreven wijze van werken kan eveneens worden toegepast om localiseringsbeelden te localiseren als voorbereiding op de CT-aftasthandeling d.w.z. het röntgensysteem kan translatorisch verplaatst worden als een eenheid evenwijdig aan de as van de ondersteuningsstructuur voor het lichaam, en de conventionele beelden verkregen tijdens 35 deze wijze van werken kunnen worden gecontroleerd om het systeem te localiseren in een speciaal gebied van het lichaam, waar een CT-plak dient te worden genomen, waarna men het röntgensysteem een continue rotatie met in hoofdzaak constante snelheid laat uitvoeren ten opzichte van de ondersteuningsstructuur van het lichaam, ter verkrijging van een CT-aftasting van de geselecteerde 40 plak ("slice"). Deze relatieve rotatie tussen de aftaster en het onderzocht 81 02 4 5 2 « * - 5 - wordende voorwerp kan worden verkregen door hetzij het aftastmechanisme te roteren, het voorwerp, dan wel beide. De as van relatieve rotatie kan bovendien geselecteerd worden voor elke gewenste toepassing en kan hetzij horizontaal zijn, verticaal, dan wel met een geselecteerde hoek 5 daartussen.The above-described mode of operation can also be used to locate localization images in preparation for the CT scanning operation ie the X-ray system can be translatively displaced as a unit parallel to the axis of the body support structure, and the conventional images obtained during 35 this mode of operation can be controlled to locate the system in a special area of the body where a CT slice is to be taken and the X-ray system is allowed to perform a continuous rotation at substantially constant speed relative to the support structure of the body, to obtain a CT scan of the selected 40 slice. This relative rotation between the scanner and the object being examined can be obtained by rotating either the scanning mechanism, the object, or both. In addition, the relative rotation axis can be selected for any desired application and can be either horizontal, vertical, or at a selected angle between them.
Het systeem omvat bij voorkeur middelen vocrhet instellen van de grootte van het CT-aftastveld, hetzij door mechanische manipulatie van de waaierbundel en het verbrekerwiel collimatiesysteem of door verplaatsing van de positie van de röntgenstralingseenheid of geselecteer-10 de gedeelten ervan ten opzichte van de rotatieas teneinde de afstand te variëren tussen de rotatieas en de röntgenstralingsbron en/of detector.The system preferably includes means for adjusting the size of the CT scanning field, either by mechanical manipulation of the fan beam and the breaker wheel collimation system or by displacing the position of the X-ray unit or selected portions thereof relative to the axis of rotation to vary the distance between the axis of rotation and the X-ray source and / or detector.
Het systeem kan eveneens worden gebruikt voor het opwekken van verscheidene CT-aftastingen gelijktijdig door gebruik te maken van een of meer waaierbundel collimatiespleten, die alle gelijktijdig worden 15 doorlopen, bijvoorbeeld door een spleet in een roterend verbrekerwiel en door een aantal van evenwijdige "flying -spof-bundels te richten of een enkele bundel van voldoende afmetingen op verscheidene aangrenzende lineaire detectoren. De meervoudige detectoren gebruikt in deze configuratie, waarbij elke langwerpige detector hier dan het volle veld 20 van de CT-doorsnede ervan onderspant, zijn niet onderworpen aan de zelfde ernstige normalisatieproblemen, die werden beschreven met betrekking tot de meervoudige detectoren in het hiervoor genoemde octrooi van Hounsfield. Dit komt omdat a) elke CT-plak wordt verkregen door een enkele detector, en 25 b) elke detector vele malen tijdens een enkele CT-aftasting kan worden geijkt door gegevens te gebruiken, verkregen wanneer de "flying-spot" bundel valt op de detector buiten de cirkel van het CT-beeldveld er van.The system can also be used to generate several CT scans simultaneously by using one or more fan beam collimation slits, all of which are traversed simultaneously, for example, by a slit in a rotary breaker wheel and by a number of parallel flying - to direct spoof beams or a single beam of sufficient size to several adjacent linear detectors The multiple detectors used in this configuration, each elongated detector here then spanning the full field 20 of its CT cross-section, are not subject to the same serious normalization problems, which have been described with respect to the multiple detectors in the aforementioned Hounsfield patent, because a) each CT slice is obtained by a single detector, and b) each detector many times during a single CT scan can be calibrated using data obtained when the "flying spot" beam falls on the detector outside the circle of its CT image field.
De uitgangen van diverse detectoren kunnen worden gebruikt voor het gelijktijdig produceren van een aantal onafhankelijke CT-beelden, waardoor 30 de tijd gereduceerd wordt, die anders vereist zou zijn om een aantal CT-beelden van een patiënt op te wekken. Dit vermogen kan bijzonder nuttig zijn voor opwekking van zogenaamde sagitale en coronale reconstructies uit een veelheid van gegevens van doorsneeplakken, in zoverre het gelijktijdig verkrijgen van de gegevens eventuele problemen vermijdt, 35 die verband houden met beweging van de patiënt tussen opeenvolgende aftastingen. Bij een alternatieve wijze van werken kunnen de uitgangen van twee of meer detectoren in een aangrenzende groep worden gecombineerd om op effectieve wijze de breedte in te stellen van een enkele doorsnedeplak die onderzocht wordt.The outputs of various detectors can be used to simultaneously produce a number of independent CT images, thereby reducing the time that would otherwise be required to generate a number of CT images from a patient. This ability can be particularly useful for generating so-called sagital and coronal reconstructions from a variety of slice data, in that obtaining the data simultaneously avoids any problems associated with patient movement between successive scans. In an alternative mode of operation, the outputs of two or more detectors in an adjacent group can be combined to effectively set the width of a single cross-sectional slice under investigation.
40 De uitvinding zal hieronder aan de hand van enige, in de figuren 8102452 >. * « - 6 - der bijgaande tekeningen weergegeven uitvoeringsvoorbeelden nader worden toegelicht.The invention will be explained below with reference to a few, in figures 8102452>. Examples of embodiments shown in the accompanying drawings are further elucidated.
Fig. 1 is een schematische illustratie van een tot de stand der techniek behorend Medical MICRO-DOSE Röntgensysteem, 5 Fig. 2 stelt eén schematische illustratie voor van de stralings energie afbeeldende inrichting geconstrueerd in overeenstemming met de onderhavige uitvinding.Fig. 1 is a schematic illustration of a prior art Medical MICRO-DOSE X-ray system, FIG. 2 represents a schematic illustration of the radiant energy imaging device constructed in accordance with the present invention.
Fig. 3 illustreert het systeem van fig. 2 gebruikt als een CT-aftaster, en 10 Fig. 4 stelt een schematische illustratie voor van een gewijzigde detectoropstelling, die kan worden toegepast in de opstelling van fig. 2 ter verkrijging van meervoudige aftastingen van doorsnee-plakken.Fig. 3 illustrates the system of FIG. 2 used as a CT scanner, and FIG. 4 depicts a schematic illustration of a modified detector arrangement that can be used in the arrangement of FIG. 2 to obtain multiple slices of cross-sectional slices.
Zoals eerder beschreven, houdt de onderhavige uitvinding zich bezig met een stralingsenergie afbeeldende inrichting voor het verkrijgen 15 van CT-aftastingen en andere soorten aftasting voor medische en andere doeleinden. Zij is gebaseerd op het aftastmechanisme en de enkele efficiënte detector toegepast in het Medical MICRO-DOSE Röntgensysteem van Aanvraagster. Dit eerdere systeem wordt geïllustreerd in fig. 1 van de tekeningen.As previously described, the present invention is concerned with a radiant energy imaging device for obtaining CT scans and other types of scans for medical and other purposes. It is based on the scanning mechanism and the single efficient detector used in the Applicant's Medical MICRO-DOSE X-ray system. This earlier system is illustrated in Figure 1 of the drawings.
20 De in fig. 1 weergegeven inrichting bevat een tafel of steun- structuur 10, die ingericht is voor het ondersteunen van het lichaam van een patiënt, die moet worden onderzocht met behulp van doordringende straling, en een bijbehorend röntgensysteem ingericht om een potloot-dunne bundel van röntgenstralen te produceren, die men laat kwispelen over het 25 lichaam van de patiënt. Het röntgensysteem correspondeert in het algemeen met het systeem, dat wordt weergegeven in het Amerikaanse octrooischrift RE 28544 van Stein et al, en bevat een conventionele roterende anode röntgenbuis 11, waarvan de uitgang gecollimeerd wordt tot een nauwe waaierbundel door middel van een wigvormige collimator 12, die bijvoorbeeld 30 gefabriceerd is als een samenstelling van lood en wolfraam, met een langwerpige betrekkelijk nauwe opening 13 aan het boveneinde er van.The device shown in Figure 1 includes a table or support structure 10 adapted to support a patient's body to be examined by penetrating radiation, and an associated X-ray system arranged to provide a pencil-thin to produce a beam of X-rays which is allowed to wag about the patient's body. The X-ray system generally corresponds to the system shown in U.S. Patent RE 28544 to Stein et al. And includes a conventional rotary anode X-ray tube 11, the output of which is collimated into a narrow fan beam by a wedge-shaped collimator 12, for example, which is fabricated as a lead-tungsten composition, with an elongated relatively narrow opening 13 at its top end.
De waaierbundel wordt verder gecollimeerd door een voor röntgenstralen opaque verbrekerwiel 14, vervaardigd bij voorbeeld uit met lood gevuld aluminium met wolfram bekken, die voorzien is van een aantal spleten 15, 35 die zich radiaal naar binnen toe uitstrekken vanaf de buitenrand van het wiel 14. Het verbrekerwiel 14 is roteerbaar geroteerd om een centrale as . . zoals aangegeven door pijl 16, en is zo geplaatst, dat een rand van het wiel gelegen is over sleuf 13, en deze geheel bedekt, in collimator 12, met uitzondering van het overlappingsgebied van de spleten 13, 15.The fan beam is further collimated by an X-ray opaque breaker wheel 14, made, for example, of lead filled aluminum with tungsten jaws, which includes a plurality of slits 15, 35 extending radially inward from the outer edge of the wheel 14. The breaker wheel 14 is rotatably rotated about a central axis. . as indicated by arrow 16, and is positioned such that an edge of the wheel lies over slot 13, and covers it completely, in collimator 12, except for the overlapping area of the slits 13, 15.
40 Voor illustratiedoeleinden, d.w.z. om te maken dat de sleuf 13 gemakkelijker .40 For illustrative purposes, i.e. to make the slot 13 easier.
81 0 2 4 5 2 - 7 - t # * kan worden gezien in figuren 1 en 2, is deze volledig boven de sleuven 13 gelegen rand niet weergegeven in de figuren, welke situatie men desgewenst kan bekijken in de tekeningen, behorende bij het Amerikaanse octrooischrift RE 28.544 van Stein et al.81 0 2 4 5 2 - 7 - t # * can be seen in figures 1 and 2, this edge completely above the slots 13 is not shown in the figures, which situation can be seen if desired in the drawings, belonging to the American patent RE 28,544 to Stein et al.
5 Het lood en wolfram toegepast in collimatorén 12, 14 verzwakken de röntgenstralen volledig, met uitzondering in het overlappingsgebied van de spleten, en de beweging van het wiel 14 maakt dat de spleten 15 de waaierbundel herhaaldelijk doorlopen, waarbij zij een enkele aftastende potloot-dunne bundel van röntgenstralen 17 opwekt, waarvan de dwarsdoor-10 snede afmetingen worden bepaald door de vorm van de spleten 13 en 15 in hun overlappingsgebied. Deze potloot-dunne róntgenbundel wordt gedeeltelijk verzwakt door het voorwerp op de tafel 10, en de onverzwakte röntgenstralen worden geabsorbeerd door een langwerpige fotonendetector 18, bevattende een enkele efficiënte detector van het type, beschreven in het hiervoor ge-15 noemde octrooi van Stein et al, naarmate de potloot-dunne bundel 17 een . aftasting uitvoert vanuit een positie nabij het ene einde van de detector 18 naar een positie nabij het andere einde er van. Tijdens deze aftastingshan-deling wordt het gehele röntgensysteem, inclusief de röntgenstralingsbron, het verbrekerwiel, en de detector, bewogen als een eenheid in de richting 20 aangegeven door pijlen 19, d.w.z. in een richting dwars op de richting in het verlengde van de detector 18, over een lengte van de patiënt, die stationair blijft op de tafel 10, voor het produceren van een veelheid van rijen gegevens in de aard van een TV-raster, welke gegevens worden ontleend aan de detector 18, zoals bij 20. Deze uitgangssignalen produceren een 25 radiogram op de (niet-weergegeven) video (TV-monitor) bijvoorbeeld door intensiteitsmodulatie van de CRT-electronenbundel op een opslagoscilloscope, of op een aftastings omzetter opslagbuis van bekend type.5 The lead and tungsten used in collimators 12, 14 completely attenuate the X-rays, except in the overlapping area of the slits, and the movement of the wheel 14 causes the slits 15 to pass through the fan beam repeatedly, passing a single scanning pencil-thin beam of X-rays 17, the cross-sectional dimensions of which are determined by the shape of the slits 13 and 15 in their overlapping region. This pot-thin X-ray beam is partially attenuated by the object on the table 10, and the attenuated X-rays are absorbed by an elongated photon detector 18 containing a single efficient detector of the type described in the aforementioned Stein et al patent. , as the pot thin bundle 17 a. scans from a position near one end of the detector 18 to a position near the other end thereof. During this scanning operation, the entire X-ray system, including the X-ray source, the breaker wheel, and the detector, is moved as a unit in the direction 20 indicated by arrows 19, ie in a direction transverse to the extension of the detector 18, along a length of the patient, which remains stationary on the table 10, to produce a plurality of rows of data in the nature of a TV frame, which data is taken from the detector 18, as at 20. These outputs produce a Radiogram on the video (not shown) (TV monitor), for example by intensity modulation of the CRT electron beam on a storage oscilloscope, or on a scan converter storage tube of known type.
Anderzijds kunnen de uitgangssignalen in numerieke vorm gebracht worden en opgeslagen worden in een voor een computer toegankelijk geheugen, en 30 bewerkt worden door de computer voor het produceren van een numeriek radiogram op een video-monitor, of een andere afbeeldingsinrichting.Alternatively, the output signals can be numerically formatted and stored in a computer-accessible memory, and processed by the computer to produce a numeric radiogram on a video monitor, or other display device.
De enkele detector 18 is een scintillatiekristal, gekoppeld met een of meer fotovermenigvuldigers, waarvan de uitgangen worden gecombineerd, en bijna 100% van de röntgenstralen, die niet worden verzwakt 35 door de patiënt, worden gedetecteerd. De electrische signalen verkregen aan de uitgang van de fotovermenigvuldigers, zijn pulsen, waarbij de amplitude van elke puls evenredig is met de energie van een enkel gedetecteerd röntgenfoton. Aangezien de snelheid van röntgenfotonen invallend op de detector groot is, komen deze pulsen bij elkaar om een 40 8102452 - 8 - e » netto-signaal te geven, dat op elk tijdstip evenredig is met de invallende röntgenstralingsflux in de verzwakte potlooddunne röntgenstralingsbundel. Het elektrische signaal afkomstig van de detector, gedurende één aftasting van de potlooddunne bundel vanaf het ene einde van de detector naar het 5 andere einde, komt overeen met een éën-dimensionaal radiografisch lijnbeeld van het voorwerp, analoog aan één aftastlijn op een gewone televisiemonitor. De tweede dimensie van het beeld wordt opgewekt uit hoofde van de beweging van het bron-collimator-detectorvlak ten opzichte van de patient. De reeks lijnbeelden wordt achtereenvolgens opgeslagen 10 in numerieke vorm en, nadat de blootstelling aan röntgenstralen voltooid is, worden de radiografische gegevens uitgelezen lijn voor lijn op de televisiemonitor. Het uitlezen wordt achtereenvolgens geregeld op dezelfde wijze waarop de gegevens ingelezen worden in het geheugen, zodat het beeld op het monitorscherm het röntgenschaduwbeeld is van het 15 onderzocht wordende voorwerp.The single detector 18 is a scintillation crystal coupled to one or more photomultipliers, the outputs of which are combined, and nearly 100% of the X-rays, which are not attenuated by the patient, are detected. The electrical signals obtained at the output of the photomultipliers are pulses, the amplitude of each pulse being proportional to the energy of a single X-ray photon detected. Since the speed of X-ray photons incident on the detector is high, these pulses converge to give a net signal, which at any time is proportional to the incident X-ray flux in the attenuated pencil-thin X-ray beam. The electrical signal from the detector, during one scan of the pencil-thin beam from one end of the detector to the other end, corresponds to a one-dimensional radiographic line image of the object, analogous to one scan line on a regular television monitor. The second dimension of the image is generated by the movement of the source collimator detector plane relative to the patient. The series of line images is sequentially stored in numerical form and, after the X-ray exposure is complete, the radiographic data is read line by line on the television monitor. The readout is successively controlled in the same manner in which the data is read into the memory, so that the image on the monitor screen is the X-ray image of the object being examined.
In de in figuur 1 weergegeven bekende inrichting is het röntgen-systeem ingericht om slechts translatorisch te worden bewogen, d.w.z. in de richting van pijlen 19. Echter in overeenstemming met de onderhavige uitvinding is het röntgensysteem van figuur 1, waarvan gelijke onderdelen 20 aangegeven zijn met dezelfde verwijzingscijfers in figuur 2, gemonteerd, teneinde een verscheidenheid van bewegingsgraden te vertonen onder de regeling van diverse aandrijfmiddelen, die op zich bekend zijn, en daarom niet zijn weergegeven in figuur 2 om de zaak eenvoudig te houden. De translatorische beweging aangegeven door pijl 19 kan worden behouden in 25 figuur 2, wanneer het gewenst is om het systeem volgens de onderhavige uitvinding de mogelijkheden te laten tonen, die reeds beschreven zijn met verwijzing naar figuur 1 en/of wanneer het systeem van figuur 2 CT aftastingen dient te verschaffen voorafgegaan door de opwekking van localisatiebeelden. In fundamenteel opzicht echter wordt het systeem van 30 figuur 2 gekenmerkt door een opstelling, waarbij de translatorische beweging aangegeven door pijl 19 wordt vervangen door of aangevuld door een rotatiebeweging van de patient ten opzichte van de aftaster, zoals aangegeven door pijlen 21, om een rotatieas 22, die de nominale as van een op tafel 10 ondersteunde patient is. In de praktijk kan zowel 35 de patient als het aftastmechanisme, of beide worden geroteerd. Wanneer het aftastmechanisme geroteerd moet worden om de as 22, wordt het geroteerd als een eenheid, d.w.z. de lijndetector 18 aan één zijde van de tafel 10 is fysisch verbonden met het röntgenstralingsopwekkende mechanisme en collimatorstructuur aan de andere zijde van de tafel, door 81 0 2 4 5 2 ' ί * - 9 - van een geschikte onderling verbindende structuur, die wordt aangegeven met de gebroken lijn 23.In the known device shown in Figure 1, the X-ray system is arranged to be moved only translatively, ie in the direction of arrows 19. However, in accordance with the present invention, the X-ray system of Figure 1, of which like parts 20 are indicated by the same reference numerals in Figure 2, mounted, to exhibit a variety of degrees of movement under the control of various drive means known per se, and therefore not shown in Figure 2 for simplicity. The translational movement indicated by arrow 19 can be retained in Figure 2, if it is desired to have the system of the present invention demonstrate the capabilities already described with reference to Figure 1 and / or when the system of Figure 2 CT scans should provide preceded by the generation of localization images. Fundamentally, however, the system of Figure 2 is characterized by an arrangement in which the translational movement indicated by arrow 19 is replaced by or supplemented by a rotational movement of the patient relative to the scanner, as indicated by arrows 21, about an axis of rotation 22, which is the nominal axis of a patient supported on table 10. In practice, both the patient and the scanning mechanism, or both, can be rotated. When the scanning mechanism is to be rotated about the axis 22, it is rotated as a unit, ie the line detector 18 on one side of the table 10 is physically connected to the X-ray generating mechanism and collimator structure on the other side of the table, by 81 0 2 4 5 2 'ί * - 9 - of a suitable interconnecting structure, indicated by the broken line 23.
Indien gebruikt als CT-aftaster, is de CT-aftasting verkregen door het systeem van figuur 2 in wezen soortgelijk aan die van de zoge-5 naamde twee-beweging, of translatie-rotatie, CT-aftasters, maar zonder de gebruikelijke mechanische nadelen en ingewikkeldheden van dergelijke bekende inrichtingen, die vereisten, dat reciproke mechanische trans-latorische verplaatsingen van de röntgenstralingsbron, collimator en detector(s) plaatsvinden tussen incrementele rotatorische bewegingen 10 van het samenstel. Bij de onderhavige uitvinding worden de twee- bewegingen (kwispelende bundel en roterend aftastend samenstel) gladjes uitgevoerd, continu en gelijktijdig. Het aantal keren dat de potlood-dunne bundel zwiept van links naar rechts tijdens één rotatie van de aftaster ten opzichte van de patient brengt het aantal "views" van de 15 CT-aftasting tot stand. De uitlezing van de gegevens uit de detector 18 wordt gereconstrueerd door methoden, die algemeen bekend zijn in de CT-techniek, bijvoorbeeld geschikte algoritmen worden beschreven in het artikel "Fan Beam Reconstruction Methods" door B.K.P. Horn, Proceedings IEEE, december 1979, biz. 1616-1623.When used as a CT scanner, the CT scan obtained by the system of Figure 2 is essentially similar to that of the so-called two-motion, or translation-rotation, CT scanners, but without the usual mechanical disadvantages and complexities of such known devices, which required reciprocal mechanical translational movements of the X-ray source, collimator and detector (s) to take place between incremental rotational movements of the assembly. In the present invention, the two movements (wagging beam and rotary scanning assembly) are performed smoothly, continuously and simultaneously. The number of times the pencil thin beam swings from side to side during one rotation of the scanner relative to the patient establishes the number of views of the 15 CT scan. The readout of the data from the detector 18 is reconstructed by methods well known in the CT technique, for example, suitable algorithms are described in the article "Fan Beam Reconstruction Methods" by B.K.P. Horn, Proceedings IEEE, December 1979, biz. 1616-1623.
20 Eén zwiep van de bundel over de detector 18 kost bij benadering 1/180 seconden en de speciale rotatie van het onderzocht wordende voorwerp ten opzichte van het röntgenstralingsaftastsysteem kan worden bewerkstelligd in ongeveer 5 tot 10 seconden, hetgeen een totaal geeft van tussen 900 en 1800 "views" tijdens een complete rotatie van de 25 röntgenstralingsaf taster ten opzichte van de patiënt. Deze cijfers worden slechts bij wijze van voorbeeld gegeven, en in één uitvoeringsvorm van de uitvinding vond de aftasting plaats met een snelheid van dertig aftastingen per seconde, en de complete relatieve rotatie van het aftastend systeem en onderzocht wordend voorwerp vond plaats in een 30 tijdsperiode van 15 seconden teneinde 450 "views" te produceren. De algemene werking van het systeem in overeenstemming met deze aspecten van de uitvinding, is neergezet in figuur 3, waar opnieuw, gelijke verwijzingscijfers worden gebruikt om dezelfde onderdelen aan te geven.One sweep of the beam across the detector 18 takes approximately 1/180 seconds and the special rotation of the object under investigation relative to the X-ray scanning system can be accomplished in about 5 to 10 seconds, giving a total of between 900 and 1800 views during a complete rotation of the X-ray scanner relative to the patient. These figures are given by way of example only, and in one embodiment of the invention, the scan was at a rate of thirty scans per second, and the complete relative rotation of the scanning system and object being examined occurred over a period of 30 seconds. 15 seconds to produce 450 views. The general operation of the system in accordance with these aspects of the invention is shown in Figure 3 where again, like reference numerals are used to indicate like parts.
De punten die van belang zijn om te noteren onder verwijzing naar figuur 3 35 zijn dat de röntgenstralingsbron 11 en de mechanische aftaster 12, 14 samenwerken voor het produceren van een enkel aftastende potlooddunne bundel van röntgenstralen, die lineair wordt afgetast in de richting van de pijl 24 vanaf het ene einde naar het andere einde van de lijndetector 18, en welke, in de loop van deze aftastende handeling, een hoek 8102452 - 10 - onderspant, die een volledige doorsnede omvat van het lichaam of voorwerp, algemeen aangegeven met 25, dat roterend wordt bewogen (zie pijl 21) ten opzichte van de.röntgenstralingsaftaster.The points of interest to note with reference to Figure 3 are that the X-ray source 11 and the mechanical scanner 12, 14 cooperate to produce a single scanning pencil-thin beam of X-rays which is linearly scanned in the direction of the arrow 24 from one end to the other end of the line detector 18, and which, in the course of this scanning operation, has an angle of 8102452-10 which includes a full cross-section of the body or object, generally indicated by 25, which is rotated (see arrow 21) relative to the X-ray scanner.
De grootte van het CT-aftastveld kan worden ingesteld door 5 mechanische manipulatie van de waaierbundel en verbrekerwielcollimatie-systeem 12, 14, d.w.z. door de spleetgrootten in de collimatoren te veranderen. Anderzijds kan de veldgrootte worden ingesteld (onder verwijzing naar figuur 3) door de rotatieas van het voorwerp 25 dichter naar de bron 11 te bewegen, waardoor een kleiner veld en een hoger oplossend 10 vermogen tot stand komt, of door de rotatieas dichter naar de detector 18 te bewegen om een groter veld en een lager oplossend vermogen te verkrijgen. Deze mogelijke bewegingen van de röntgenstralingsbron 11 en/of de detector 18 ten opzichte van de tafel 10 zijn aangegeven in figuur 2 met de pijl 26.The size of the CT scanning field can be adjusted by mechanical manipulation of the fan beam and breaker wheel collimation system 12, 14, i.e. by changing the slit sizes in the collimators. Alternatively, the field size can be adjusted (referring to Figure 3) by moving the axis of rotation of the object 25 closer to the source 11, creating a smaller field and higher resolution, or by the axis of rotation closer to the detector 18 to obtain a larger field and lower resolution. These possible movements of the X-ray source 11 and / or the detector 18 relative to the table 10 are indicated in figure 2 by the arrow 26.
15 In een typerend geval bedraagt dé totale dosering, waaraan het afgetaste gebied van het lichaam wordt blootgesteld tijdens het opnemen van een CT-aftasting, ongeveer 100 mR. Deze dosis is 1/10 tot 1/1-00 van de dosis, die plaatsvindt in de huidige commerciële CT-aftasters, maar het beeld, dat wordt verkregen met behulp van de onderhavige uit-20 vinding bij deze zeer lage dosis, blijkt niettemin vergelijkbaar te zijn met, en in bepaalde opzichten beter te zijn dan die, welke worden verkregen tegen veel grotere kosten en tegen veel hogere doseringen door tegenwoordige commerciële aftasters. Daarenboven voor het verkrijgen van deze opvallende voordelen, behoudt de onderhavige uitvinding een aantal van de voordelen 25 van het in figuur 1 weergegeven bekende systeem. Meer in het bijzonder verkrijgt het een ruimtelijk oplossend vermogen kleiner dan een millimeter, vrijwel totale verwerping van verstrooide straling, en een dosis rendement, dat de 100% benadert.Typically, the total dose to which the scanned area of the body is exposed during CT scan recording is about 100 mR. This dose is 1/10 to 1 / 1-00 of the dose taking place in current commercial CT scanners, but the image obtained using the present invention at this very low dose nevertheless appears comparable to, and in some respects superior to, those obtained at much greater cost and at much higher dosages by current commercial scanners. In addition to obtaining these striking advantages, the present invention retains some of the advantages of the known system shown in Figure 1. More specifically, it obtains a spatial resolution less than a millimeter, nearly total rejection of scattered radiation, and a dose efficiency approaching 100%.
Een ander hoofdvoordeel van het in figuur 2 weergegeven systeem 30 is dat het dient als zijn eigen localisatiesysteem, en de mogelijkheid bezit om de bewerking van numerieke gegevens uit te voeren in één van twee modi, d.w.z. het is een voor een tweeledig doel geschikt numeriek radiogram/CT-systeem. Bovendien, wegens het relatieve rotatiekenmerk weergegeven door pijlen 21, kan het systeem niet alleen worden gebruikt 35 voor het opwekken van zijn eigen localisatiebeelden, en voor het uitvoeren van numerieke radiografie op die beelden, maar kan gemakkelijk beelden verkrijgen zoals AP, PA, zijdelingse of schuine beelden onder elke gewenste hoek.Another main advantage of the system 30 shown in Figure 2 is that it serves as its own localization system, and has the ability to perform numeric data processing in one of two modes, ie it is a dual purpose numeric radiogram / CT system. In addition, due to the relative rotational characteristic represented by arrows 21, the system can be used not only to generate its own localization images, and to perform numerical radiography on those images, but can easily acquire images such as AP, PA, side or angled images at any angle.
81 02 4 52 - 11 -81 02 4 52 - 11 -
Zoals eerder aangegeven kan de relatieve rotatie tussen het voorwerp of patient en aftaster worden verkregen door of het aftast-mechanisme, het voorwerp, danwel beide te roteren. Bovendien kan de rotatieas worden geselecteerd en georiënteerd naar wens voor enige .As previously indicated, the relative rotation between the object or patient and scanner can be obtained by rotating either the scanning mechanism, the object, or both. In addition, the axis of rotation can be selected and oriented as desired for any.
5 aanwezige toepassing en in het bijzonder kan het horizontaal zijn zoals uitgezet in figuren 1 en 2, of vertikaal. Een vertikale oriëntatie van de aftastas vertoont bepaalde voordelen doordat het rotatie vergemakkelijkt door het om zijn eigen as draaiende verbrekerwiel 14 toe te staan een precessie te volvoeren in het zwaartekrachtsveld van 10 de aarde.5 present application and in particular it may be horizontal as plotted in Figures 1 and 2, or vertical. A vertical orientation of the scan axis exhibits certain advantages in that it facilitates rotation by allowing the breaker wheel 14 rotating on its own axis to perform a precession in the Earth's gravitational field.
De bij de uitvinding toegepaste stralingsbron kan een conventionele röntgenbuis zijn, of een radio-isotopenbron, of een synchrotron. Onverschillig de toegepaste bron resulteren de vereenvoudigingen, die worden verkregen met de onderhavige uitvinding, ten dele uit het gebruik 15 van een roterend type collimator, dat de vorm aan kan nemen weergegeven in de tekening, of de vorm beschreven in het Amerikaanse octrooischrift 4.031.401, of welke, desgewenst de vorm kan aannemen van een roterende cilinder, waarin zich schroeflijnvormige voor straling transparante sleuven bevinden.The radiation source used in the invention can be a conventional X-ray tube, or a radioisotope source, or a synchrotron. Regardless of the source used, the simplifications obtained with the present invention result, in part, from the use of a rotary type collimator, which may take the form shown in the drawing, or the form disclosed in U.S. Pat. No. 4,031,401 or, if desired, which may take the form of a rotating cylinder containing helical radiation transparent slots.
20 De toegepaste detector heeft in wezen een detectierendement van 100% en een geometrisch rendement van 100%, geheel anders dan de meeste CT-aftastdetectorrangschikkingen. Het ruimtelijk oplossend vermogen van het CT-beeld is hoog. Dwarsresolutie (in het vlak van de doorsnee-plak) en axiale resolutie (de dikte van de plak) zijn beide kleiner dan 25 een millimeter, en deze resolutie (oplossend vermogen) wordt verkregen zonder op te offeren aan het doseringsrendement. Bovendien kunnen radiografische beelden en CT-beelden worden verkregen door de detectoren te plaatsen buiten het vlak van de aftasting, en vervolgens de gedetecteerde verstrooide straling gebruiken om een beeld op te wekken, zoals 30 beschreven bijvoorbeeld in het hiervoor genoemde octrooi van Stein et al. Een dergelijke naar achteren verstrooiende beeldvorming is mogelijk in de onderhavige uitvinding aangezien er een enkele bekende geometrische positie is van de aftastende potlooddunne bundel op elk tijdstip, en de verstrooiing uit de baan ervan via het voorwerp in hoofdzaak de 35 sterkte regelt van het verstrooide signaal op dat tijdstip.The detector used essentially has a detection efficiency of 100% and a geometric efficiency of 100%, quite different from most CT scan detector arrays. The spatial resolution of the CT image is high. Cross resolution (in the plane of the sectional slice) and axial resolution (the thickness of the slice) are both less than 25 millimeters, and this resolution (resolving power) is obtained without sacrificing the dosing efficiency. In addition, radiographic images and CT images can be obtained by placing the detectors outside the plane of the scan, and then using the detected scattered radiation to generate an image, as described, for example, in the aforementioned Stein et al. Patent. Such backscattering imaging is possible in the present invention since there is a single known geometric position of the scanning pencil-thin beam at any time, and the scattering from its path through the object substantially controls the strength of the scattered signal at that time.
Het in figuur 2 weergegeven systeem kan bovendien worden gebruikt om verscheidene CT-aftastingen gelijktijdig op te wekken. Dit wordt bewerkstelligd door een opstelling van het type, algemeen uitgezet, in figuur 4, waar een aantal lijndetectoren zoals 18a, 18b en 18c naast 81 0 2 4 5 2In addition, the system shown in Figure 2 can be used to generate several CT scans simultaneously. This is accomplished by an arrangement of the type, generally plotted, in Figure 4, where a number of line detectors such as 18a, 18b and 18c in addition to 81 0 2 4 5 2
FF
- 12 - elkaar staan opgesteld, evenwijdig, grenzen aan elkaar, en de potlood-dunne bundel (weergegeven in doorsnede 17a in figuur 4) zo gedimensioneerd is dat hij gelijktijdig valt op het aantal detectoren als hij wordt gezwiept in de richting 24 van het ene einde naar het andere einde van 5 de aangrenzende detectoren. De potlooddunne bundel 17a kan een aantal evenwijdige bundels bevatten, die samenwerken respectievelijk met de detectoren 18a-18c of een enkele bundel die verlengd is in doorsnede in een richting dwars op de aftastrichting 24, en deze bundel-configuraties kunnen worden verkregen door het verschaffen van één of meer waaierbundel-10 collimatiespleten in de mechanische aftaster 12, 14 of door de breedte van de sleuf 13 in collimator 12 te vergroten, en dienovereenkomstig de lengte van de sleuf 15 in de collimator 14 te vergroten.- 12 - are arranged in parallel, adjacent to each other, and the pencil-thin beam (shown in section 17a in figure 4) is dimensioned such that it simultaneously falls on the number of detectors when swung in the direction 24 of the one end to the other end of 5 adjacent detectors. The pencil-thin beam 17a may contain a number of parallel beams which interact with the detectors 18a-18c or a single beam extended in cross-section in a direction transverse to the scanning direction 24, respectively, and these beam configurations can be obtained by providing one or more fan beam-10 collimation slits in the mechanical scanner 12, 14 or by increasing the width of the slot 13 in collimator 12, and accordingly increasing the length of the slot 15 in the collimator 14.
Door een opstelling van het in figuur 4 weergegeven type te gebruiken, wordt een aantal uitgangen 20a gelijktijdig verkregen uit de 15 meervoudige detectoren 18a-18c, en deze gelijktijdige meervoudige uitgangen kunnen worden bewerkt op verschillende manieren om diverse verschillende resultaten te verkrijgen. Bijvoorbeeld kunnen de meervoudige uitgangen individueel worden bewerkt om gelijktijdig een veelheid aan plakbeelden te produceren. Anderzijds kunnen de uitgangen van twee of 20 meer detectoren in een naburige groep worden gecombineerd en daardoor worden bewerkt, in feite om de breedte van een onderzocht wordende speciale plak in te stellen.Using an arrangement of the type shown in Figure 4, a plurality of outputs 20a are obtained simultaneously from the multiple detectors 18a-18c, and these simultaneous multiple outputs can be processed in different ways to obtain various different results. For example, the multiple outputs can be individually processed to simultaneously produce a plurality of slice images. On the other hand, the outputs of two or 20 more detectors in a neighboring group can be combined and thereby processed, in effect to set the width of a special slice under investigation.
De onderhavige uitvinding leent zich even goed voor andere technieken. Bijvoorbeeld door gebruikmaking van verschillende filter-25 of detectoreigenschappen voor aangrenzende vlakken, of door gebruikmaking van een lage energiedetector geruggesteund door een hoge energie-detector in hetzelfde vlak, kunnen gelijktijdig tweeledige energie-gegevens wordm verkregen. Dit kan worden gebruikt voor hetzij CT-bf numerieke radiografische beelden. Het aftrekken van twee beelden 30 genomen met verschillende energieresponsies kan worden gebruikt om met jodium behandeld contrastmateriaal te benadrukken. Door deze eigenschap te gebruiken in combinatie met een veelheid van doorsneeplakken is men in staat een beeld samen te stellen van bijvoorbeeld bloedvaten in een volume in plaats van in een vlakke plak.The present invention lends itself equally well to other techniques. For example, by using different filter or detector properties for adjacent planes, or by using a low energy detector backed by a high energy detector in the same plane, dual energy data can be obtained simultaneously. This can be used for either CT-bf numerical radiographic images. Subtracting two images taken with different energy responses can be used to emphasize iodine-treated contrast material. By using this property in combination with a multitude of sectional slices, one is able to compose, for example, blood vessels in a volume rather than a flat slice.
35 Ofschoon voorkeursuitvoeringsvormen van de onderhavige uit- ..vinding zijn beschreven, zal hst duidelijk zijn, dat de voorafgaande beschrijving bedoeld is ter illustratie en niet ter beperking van de onderhavige uitvinding. Vele variaties zijn reeds beschreven en andere 81 0 2 4 5 2 > * - 13 - zullen de deskundige zonder meer duidelijk zijn. Bijvoorbeeld ofschoon de realisatie van de uitvinding beschreven is in samenhang met medische diagnostische beeldvorming, kan de uitvinding eveneens toegepast worden op willekeurige non-destructieve testtoepassingen. Al dergelijke variaties 5 en wijzigingen worden geacht te vallen binnen de beschermingsomvang van de onderhavige uitvinding.Although preferred embodiments of the present invention have been described, it will be understood that the foregoing description is intended to illustrate and not to limit the present invention. Many variations have already been described and others will be readily apparent to those skilled in the art. For example, although the realization of the invention has been described in connection with medical diagnostic imaging, the invention can also be applied to arbitrary non-destructive testing applications. All such variations and modifications are considered to be within the scope of the present invention.
10 81 02 4 5210 81 02 4 52
Claims (14)
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US15082380A | 1980-05-19 | 1980-05-19 | |
| US15082380 | 1980-05-19 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| NL8102452A true NL8102452A (en) | 1981-12-16 |
Family
ID=22536133
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| NL8102452A NL8102452A (en) | 1980-05-19 | 1981-05-19 | RADIATION ENERGY IMAGING DEVICE FOR EXAMINING A BODY. |
Country Status (13)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS576644A (en) |
| KR (1) | KR830007028A (en) |
| AR (1) | AR224684A1 (en) |
| AU (1) | AU6679581A (en) |
| BE (1) | BE887726A (en) |
| BR (1) | BR8102031A (en) |
| DE (1) | DE3106264A1 (en) |
| ES (1) | ES8206176A1 (en) |
| FR (1) | FR2482444A1 (en) |
| GB (1) | GB2076250A (en) |
| IT (1) | IT1142517B (en) |
| NL (1) | NL8102452A (en) |
| SE (1) | SE8100606L (en) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3135421A1 (en) * | 1981-09-07 | 1983-03-24 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | X-RAY EXAMINATION DEVICE |
| FR2560037B1 (en) * | 1984-02-28 | 1988-04-08 | Thomson Cgr | METHOD FOR CONTROLLING THE POSITIONING OF A PATIENT IN RELATION TO A RADIOLOGY FACILITY, AND ARRANGEMENT FOR CARRYING OUT SAID METHOD |
| GB2170980B (en) * | 1985-02-07 | 1988-05-25 | Steve Webb | Ct scanner and detector therefor |
| EP0286393B1 (en) * | 1987-04-10 | 1992-11-19 | British Aerospace Public Limited Company | Imaging system |
| US6891918B2 (en) * | 2002-11-27 | 2005-05-10 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Methods and apparatus for acquiring perfusion data |
| CN102793559A (en) * | 2011-05-24 | 2012-11-28 | 上海世鹏实验室科技发展有限公司 | Safety detection and scanning device for human body |
| CN107536618B (en) * | 2016-06-29 | 2020-05-15 | 合肥美亚光电技术股份有限公司 | X-ray imaging device and detector deflection mechanism thereof |
| CN108400079A (en) * | 2018-05-10 | 2018-08-14 | 同方威视技术股份有限公司 | Pencil beam X-ray tube and back scattering detection device |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB1283915A (en) * | 1968-08-23 | 1972-08-02 | Emi Ltd | A method of and apparatus for examination of a body by radiation such as x or gamma radiation |
| US3780291A (en) * | 1971-07-07 | 1973-12-18 | American Science & Eng Inc | Radiant energy imaging with scanning pencil beam |
| US3790799A (en) * | 1972-06-21 | 1974-02-05 | American Science & Eng Inc | Radiant energy imaging with rocking scanning |
| US4031401A (en) * | 1975-03-14 | 1977-06-21 | American Science & Engineering, Inc. | Radiant energy imaging scanning |
| DE2619719A1 (en) * | 1976-05-04 | 1977-11-17 | Siemens Ag | ROENTGEN DEVICE FOR THE PRODUCTION OF TRANSVERSAL LAYER PATTERNS |
| JPS5394889A (en) * | 1977-01-31 | 1978-08-19 | Shimadzu Corp | Tomograph |
| DE2803075A1 (en) * | 1977-03-30 | 1978-10-19 | American Science & Eng Inc | METHOD AND DEVICE FOR SCANNING A MEDIUM WITH THE HELP OF RAYS, IN PARTICULAR X-RAYS |
| RO73456A2 (en) * | 1977-12-22 | 1982-02-01 | Statia De Verificare Si Intretinere A Aparaturii Medicale,Ro | X-RAY TUBE FOR RADIODIAGNOSTIC FACILITIES |
-
1981
- 1981-01-22 GB GB8101988A patent/GB2076250A/en not_active Withdrawn
- 1981-01-29 SE SE8100606A patent/SE8100606L/en not_active Application Discontinuation
- 1981-01-30 AU AU66795/81A patent/AU6679581A/en not_active Abandoned
- 1981-02-17 FR FR8103110A patent/FR2482444A1/en not_active Withdrawn
- 1981-02-20 DE DE19813106264 patent/DE3106264A1/en not_active Withdrawn
- 1981-02-27 BE BE0/203959A patent/BE887726A/en unknown
- 1981-03-06 ES ES500192A patent/ES8206176A1/en not_active Expired
- 1981-04-03 BR BR8102031A patent/BR8102031A/en unknown
- 1981-04-10 AR AR284924A patent/AR224684A1/en active
- 1981-04-22 JP JP6109081A patent/JPS576644A/en active Pending
- 1981-05-15 KR KR1019810001669A patent/KR830007028A/en unknown
- 1981-05-18 IT IT48489/81A patent/IT1142517B/en active
- 1981-05-19 NL NL8102452A patent/NL8102452A/en not_active Application Discontinuation
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS576644A (en) | 1982-01-13 |
| ES500192A0 (en) | 1982-08-16 |
| IT8148489A0 (en) | 1981-05-18 |
| SE8100606L (en) | 1981-11-20 |
| BR8102031A (en) | 1982-01-12 |
| KR830007028A (en) | 1983-10-12 |
| ES8206176A1 (en) | 1982-08-16 |
| IT1142517B (en) | 1986-10-08 |
| AU6679581A (en) | 1981-11-26 |
| BE887726A (en) | 1981-06-15 |
| AR224684A1 (en) | 1981-12-30 |
| FR2482444A1 (en) | 1981-11-20 |
| DE3106264A1 (en) | 1982-03-04 |
| GB2076250A (en) | 1981-11-25 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4472822A (en) | X-Ray computed tomography using flying spot mechanical scanning mechanism | |
| JP3449561B2 (en) | X-ray CT system | |
| EP0948930B1 (en) | Acquiring volumetric image data | |
| US4179100A (en) | Radiography apparatus | |
| US4672649A (en) | Three dimensional scanned projection radiography using high speed computed tomographic scanning system | |
| US4686695A (en) | Scanned x-ray selective imaging system | |
| CA1145484A (en) | X-ray transmission scanning system and method and electron beam x-ray scan tube for use therewith | |
| US4672648A (en) | Apparatus and method for radiation attenuation | |
| US8837669B2 (en) | X-ray scanning system | |
| US4101768A (en) | Apparatus for computerized tomography having improved anti-scatter collimators | |
| CN101325911B (en) | Systems and methods for scanning and data acquisition in computed tomography (CT) applications | |
| CN106340340B (en) | X-ray filtering | |
| EP2407109B1 (en) | Computed tomography scanning system and method | |
| US4573179A (en) | Scanned projection radiography using high speed computed tomographic scanning system | |
| US9131911B2 (en) | Dynamic collimator for wide coverage and low dose cardiac CT imaging | |
| US7164748B2 (en) | Arrangement and method for obtaining imaging data | |
| US20100189211A1 (en) | X-ray souce for measuring radiation | |
| JP2001324570A (en) | Transmitted-radiation-corrected gamma ray camera and diagnostic image forming method using the same | |
| NL8102452A (en) | RADIATION ENERGY IMAGING DEVICE FOR EXAMINING A BODY. | |
| WO2005094688A1 (en) | Arrangement and method for obtaining imaging data | |
| JP2825352B2 (en) | CT device | |
| JP2009261456A (en) | X-ray ct device | |
| US11163073B2 (en) | Charger integration-based virtual CT detector | |
| JPH05269122A (en) | X-ray ct device | |
| JPS6336773B2 (en) |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| BV | The patent application has lapsed |