SE438439B - Anordning for datortomografi - Google Patents

Description

7809509-8 E den beskrivna anordningen tages ingen hänsyn till förekommande skill- nader i känslighet hos de olika detektorerna, olinjäritet hos detektorerna och förändring i energispektrum ("härdningen") av röntgenstrålningen under dess passage genom mänsklig vävnad. Emellertid kan dessa fenomen ge upphov till fel i beräkningen av tätheterna för patienten som kommer till uttryck som störande interferensmönster i bilderna.

K Ändamålet med uppfinningen är att eliminera denna nackdel. För att upp- nå detta är anordningen för datortomografi enligt uppfinningen kännetecknad av att signalbehandlingskretsen innefattar en jämförare för jämförelse av uppmätta detektorutsignaler med detektorutsignaler som är lagrade i minnet och som er- hålles under bestrålning av ett antal skikttjocklekar av ett kalibreringsmate- rial med i varje fall väsentligen samma röntgenabsorbtionsegenskaper som mänsk- lig vävnad, för att genom interpolation bestämma ett kalibreringsvärde som är en funktion av skikttjockleken hos kalibreringsmaterialet motsvarande en upp- mätt detektorutsignal, och för att alstra en datorinsignal som är en funktion av det fastställda kalibreringsvärdet. Under undersökningen och under kalibre- ringen har varje röntgendetektor samma spektralkänslighet och den av varje de- tektor uppmätta röntgenstrålningen har samma spektrala energifördelning. Efter- som enligt uppfinningen kalibreringsmaterialet dessutom har i varje fall väsent- ligen samma röntgenstrålningsabsorbtionsegenskaper som mänsklig vävnad, så blir det genom interpolation bestämda kalibreringsvärdet och den därur härledda da- torinsignalen i varje fall väsentligen oberoende av den ifrågavarande detek- torns känslighet, av den ifrågavarande detektorns linjärítet och av "härd- ningen" av röntgenstrålningen under dess passage genom mänsklig vävnad. Beräk- ningsfel som med sannolikhet förorsakas därav motverkas sålunda i varierande grad i beroende av interpolationens noggrannhet. Det framhålles att fel i be- räkningar förorsakade genom lokalt uppträdande skillnader i energispektrum för strålningen i strålknippet likaså motverkas.

En enkel anordning för datortomografi enligt uppfinningen är kännetecknad av att de i minnet lagrade detektorutsignalerna har åstadkommits genom bestrål- ning av ett antal plattor av syntetiskt material formade som koncentriska sek- torer av en sfär vars matematiska centra är belägna i röntgenkällan. Plattorna av syntetiskt material är företrädesvis tillverkade av plexiglas. Eftersom den bestrålade tjockleken är lika med den verkliga tjockleken till följd av det spe- ciella valet av formen på plattorna av syntetiskt material, så kan de under kali- breringen erhållna utsignalerna direkt tillföras minnet.

Ett föredraget utföringsexempel på anordningen för datortomografi enligt uppfinningen är kännetecknat av att den innefattar en röntgendetektor som är an- ordnad att avge en utsignal för kontinuerlig anpassning av de i minnet lagrade 7809509-8 detektorutsignalerna till ögonblicksvärdet av strålningsuteffekten från rönt- genkällan. Genom den kontinuerliga anpassningen av den i minnet lagrade informa- tionen till ögonblicksvärdet av strålningsuteffekten från röntgenkällan mot- verkas beräkningsfel till följd av förändringar i nämnda effekt.

Det framhållas att det är känt från NL patentansökningen 75 03 520 att uppmäta strålningsuteffekten från röntgenkällan kontinuerligt med hjälp av en extra detektor och att utnyttja dessa mätdata för att motverka förekomsten av fel i beräkningarna till följd av förändringar i nämnda effekt. I motsats till denna extra detektor så är i anordningen enligt uppfinningen emellertid detek- torn anordnad att avge en utsignal som utnyttjas för att utföra operationer på utsignalerna från alla andra detektorer så att dessa göres okänsliga för för- ändringar i strålningsuteffekten från röntgenkällan. För detta ändamål divi- deras utsignalerna från alla detektorer med utsignalen fråncen extra detek- torn.

Ett ytterligare föredraget utföringsexempel på anordningen för dator- tomografi enligt uppfinningen är kännetecknat av att den inne fattar två rönt- gendetektorer som har olika spektralkänslighet och som är avsedda att avge ut- signaler för kontinuerlig anpassning av de i minnet lagrade detektorutsigna- lerna till ögonblicksvärdet av högspänningen och strömmen vid en röntgenkälla utformad som ett röntgenrör. Till följd av den kontinuerliga anpassningen av den i minnet lagrade informationen till ögonblicksvärdet av spänningen och strömmen vid röntgenröret motverkas förekomsten av beräkningsfel till följd av förändringar i högspänningen och strömmen.

Uppfinningen kommer att beskrivas närmare i det följande under hänvis- ning till ritningarna, där: jlg_l schematiskt visar en anordning för dator- tomografi enligt uppfinningen; fig 2 och 3 visar en grafisk representation av kalibreringsdata som är lagrade i ett minne; och fig_ï visar en schematisk snittvy av plattorna av syntetiskt material för kalibrering, vilka är stap- lade ovanpå varandra.

Fig l visar en anordning för datortomografi l,i vilken en del av kroppen Ä av en patient som skall undersökas bestrålas med ett röntgenstrålknippe 3, vilket alstras av en röntgenkälla 2. Röntgenkällan 2 bildas exempelvis av ett röntgenrör innefattande en roterande anod av wolfram varmed strålning med en energi från 80 till ISO keV alstras. Röntgenstrålknippet har en öppningsvinkel lika med exempelvis 600 i ritningens plan och en tjocklek av exempelvis l5 mm vinkelrät däremot. För att möjliggöra ett snabbt genomförande av en undersök- ning uppmätes den transmitterade strålningen med hjälp av ett stort antal rönt- gendetektorer 5, vilka är anordnade på en cirkel. Röntgendetektorerna 5 är an- slutna till en signalbehandlingskrets 6, som innefattar ett minne 7, för be- 7809509-8 handling av detektorutsignaler för att bilda datorinsignaler. För att åstad- komma ett lämpligt antal mätdata roteras röntgenstrålknippet runt patienten tillsammans med detektorerna under undersökningen. För detta ändamål är röntgen- källan 2 och röntgendetektorerna 5 monterade på en ring som är styrd på hjul 9 och som kan roteras kring patienten 4 genom en drívanordning l0 som innehåller en motor ll. Med användning av dator l2 beräknas täthetsfördelningen för en del av kroppen som undersökes och återges eventuellt på en TV-monitor l3 för ut- värdering.

K Detektorutsignalen Si från den i:e röntgendetektorn i den cirkulärt an- ordnade uppsättningen bestämmes bland annat av följande storheter: - speklralkänslighetcn för den izc röntgendetektorn - linjäriteten hos den ize röntgendetektorn - den spektrala energifördelningen av den strålning som utsändes av röntgen- källan i riktning mot den i:e röntgendetektorn - graden av "härdning" av röntgenstrålningen under dess passage av mänsklig vävnad mellan röntgenkällan och den i:e röntgendetektorn - spektralkänsligheten för den mänskliga vävnadens absorbtionskoefficient.

Om en eller flera av nämnda storheter är olika för olika detektorer kan fel inträffa vid beräkningen av täthetsvärdena för patienten, varvid dessa fel ger sig till känna smistörande interferensmönster i bilden. Under kalibre- ringen av anordníngen för datortomografi enligt uppfinningen är spektralkäns- ligheten för detektorerna, detektorernas linjäritet och den spektrala energiför- delningen för den av röntgenkällan utsända strålningen lika med motsvarande stor- heter under de mätningar som utföres vid en undersökning. Eftersom kalibrerings- materialet enligt uppfinningen har väsentligen samma röntgenabsorbtionsegen- skaper som mänsklig vävnad, så blir "härdningsgraden" för strålningen genom det bestrålade mediumet och det spektrala beroendet hos det bestrålade mediumets absorbtionskoefficient under kalibreringen (väsentligen) lika med motsvarande storheter under de mätningar som utföres vid en undersökning. Vid en undersök- ning jämföres utsignalerna från den i:e detektorn med kalibreringsdata för den _i:e detektorn som är lagrade i minnet, och under användning av en interpola- tion som beskrives i det följande fastställes ett kalibreringsvärde som är en funktion av kalibreringsmaterialets tjocklek, vilket värde motsvaras av detek- torutsignalen. Den sålunda alstrade datorinsignalen är en funktion av kalibre- ringsvärdet. Dessa signaler och sålunda övriga beräkningar och de beräknade bilderna blir oberoende av nämnda storheter som bestämmer detektorutsignalen.

Störande interferensmönster i bilden motverkas sålunda. Det framhålles att före- komsten av lokala oregelbundenheter, t ex ett ben, i vävnaden kan ge upphov till "härdningsfel" som uppträder lokalt i bilden. 7809509-s I det följande kommer två interpolationsmetoder att beskrivas för be- stämning av ett kaiibreringsvärde som är en funktion av tjockleken d av ett skikt av aklibreríngsmaterial motsvarande en gotycklig detektorutsígnal Si.

Enligt den första metoden är kalibreringsvärdet lika med tjockleken d av skiktet av själva kalibreringsmaterialet. Fig Z visar en grafisk represen- tation av kalibreringsdata för den i:e detektorn som är lagrade i minnet 7 i fig l enligt den första metoden. Sïj representerar detektorutsignalen från den i:e detektorn uppmätta med ett skikt av kalibreringsmaterial med tjockleken dj.

När den i:e detektorn avger en utsignal Si under en undersökning vars värde ligger mellan värdena för kalibreringsmätningarna Sik och Sï(k+]), så här- ledes därur ett kalibreringsvärde d genom följande interpolationsoperatíon log Si - log Si k + -------------- d log Si k+l - log Si k ( k+l d=di< -dk) eftersom följande gäller och efterson, vilket är markerat genom en streckad linje i fig 2, i en första approximation gäller att log S] = konstant . d och eftersom för transmissionen T av strålning mot vilken Si är proportionell, genom ett skikt med en absorbtionskoefficient /u och en tjocklek d gäller att T = exp. (-/u . d).

Enligt den andra metoden är kalibreringsvärdet en funktion D av tjock- leken d av skíktet av kalibreringsmaterialet, varvid gäller D = exp. ( ju . d) där /u representerar medelabsorbtionskoefficienten hos mänsklig vävnad för den använda röntgenstrålningen.

Fig 3 visar en grafisk representation av kalibreringsdata för den i:e detektorn som är lagrade i minnet 7 i fig 1 enligt den andra interpolations- metoden. Si. är detektorutsignalen från den i:e detektorn, som uppmätes för ett skikt av kalibreringsmaterial med tjockleken dj. Dj är det beräknade kali- breringsvärdet enligt ovan givna formel för en tjocklek dj. Om den i:e detek- torn avger en utsignal Si under en undersökning, vars värde ligger mellan vär- dena för kalibreringsmätningarna Sik och Sí(k+]), så härledes ett motsvarande ...._-....-_..___._....__ ._ 7809509-8 kalibreringsvärde D därur genom följande interpoiationsoperation D _ D + _Él__;:_iLJí__ (D _ D ) ' k š-i _ 5-1 ' |<+i k i k+l i k eftersom det gäller att D - Dk ) Û=D+--i_--.(D “Ü V kr Dk+] Dk k+l k och eftersom i en första approximation vilket är markerat genom en streckad linje i fig 3, följande gäller Si . D = konstant eftersom för transmissionen T av strålning, mot vilken Si är proportionell, genom ett skikt med en absorbtionskoefficient /u och tjockleken d gäller att T = exp. (-/Ü . d) = D_l Det framhålles att även interpolationsoperationer av högre ordning kan användas.

Under användning av ovan beskrivna interpolationsmetoder kan noggranna tabeller_för värden på Si och tillhörande kalíbreringsvärden d respektive D beräknas. Om den i:e detektorn då avger ett värde Si under en undersökning så kan ett tillhörande kalibreringsvärde d eller D återfinnas i den aktuella tabellen.

Det framhålles också att för båda nämnda interpolationsmetoder man kan beräkna en datorinsignal ur de beräknade kalibreringsvärdena, varvid nämnda signal är proportionell mot d eller D = exp. (/Ü . d).

Fig Ä visar ett schematiskt tvärsnitt av fem plattor 2l....25 av syn- tetiskt material som är anordnade ovanpå varandra och har formen av sektorer av en sfär. Vid kalibrering av anordningen för datortomografi i fig l är det gemensamma matematiska centrumet M för sektorerna av en sfär belägna inuti röntgenkäilan 2 och plattorna 2l....25 är anordnade i det tänkta läget för pa- tienten Ä. Strålningen i röntgenstrålknippet 3 infaller då under räta vinklar överallt på plattorna 2l,....Z5, varigenom den bestrålade tjockleken blir lika med plattornas verkliga tjocklek. De data som erhålles genom kalibrering kan därför direkt tillföras minnet 7. Plattorna 2l....25 är företrädesvis tillver- kadu av plexiglas.

Förekomsten av beräkningsfel till följd av förändringar i strålningsut- effekten från röntgenkällan motverkas genom kontinuerlig anpassning av de data som bestämts genom kalibrering och lagrats i minnet 7, som är grafiskt visade i fig 2 och 3, till denna effekt. Utsignalen Si från den i:e detektorn i upp- 7 7809509-8 sättningen av de på en cirkel anordnade detektorerna är en funktion hi(W) av strålningsuteffekten W från röntgenkällan. Värdet på Síj motsvarande ett skikt av kalibreringsmaterial med tjockleken dj kan därför i varje ögonblick ut- tryckas enligt följande i en första approximation o (w -w°> där förekommande indices "o" anger de genom kalibrering fastställda värdena.

Om W kontinuerligt uppmätes med hjälp av en extra detektor enligt uppfinningen, så kan den i minnet 7 lagrade datainformatíonen kontinuerligt anpassas på det beskrivna sättet. Vid kalibreringen av anordningen för datortomografi skall där- för inte bara de data som är visade i fig 2 eller fig 3 lagras i minnet 7 utan även strålningsuteffekten från röntgenkällan Wo och (_ àhíJ-(w) Ö N ) o.

Sistnämnda värdet bestämmes genom två kalibreringsmätningar för varje plattjocklek av kalibreringsmaterial dj, dvs för strålningsuteffekterna WO och Wo + [Ä , där ÄÄ4 s.. (w = w° + ¿3) = s° + (--šïÉlííäl- J 'J :J av 0' Förekomsten av beräkningsfel till följd av förändringar i högspänning och ström motverkas genom kontinuerlig anpassning av de data som bestämts ge~ nom kalibrering och lagrats i minnet 7, som är grafiskt visade i fig 2 eller 3, till högspänningen och strömmen för röntgenröret 2 (se fig I). Utsignalen Si från den ize detektorn i den på en cirkel anordnade uppsättningen av detektorer är en funktion fí(V, I) av högspänningen V och strömmen I för röntgenröret.

Värdet Síj motsvarande ett skikt av kalibreringsmaterial med tjockleken dj kan därför i varje ögonblick uttryckas enligt följande i en första approximation :Sn (šLäš1íïLïl) O _ (V_V°) (iíí%%;Xlïl)o _ (1-I°) ii 13+ V x 7809509-8 där förekommande indices "o" anger värden som bestämts under kalibrering. I minnet 7 lagrade data kan enligt uppfinningen kontinuerligt anpassas genom kontinuerlig uppmätning av V och I på beskrivet sätt med hjälp av två extra detektorer som beskrives nedan. För detta ändamål skall under kalibreringen av anordningen för datortomografi inte bara de i fig 2 eller fig 3 visade data lagras i minnet 7, utan också högspänningen V0 och strömmen IC samt stor- heterna àfíjwn) (sf lo och ¿l o Sistnämnda värden bestämmas genom att tre kalíbreringsmätningar utföres för varje plattjocklek av kalibreringsmaterial d., dvs vid följande röntgen- rörsinsfäiiningar: v°, |°; v° +Av, |° och v°, i + Al, där Av< ZÄI <3: lo. De nödvändiga värdena följer då ur ekvationssambanden s (v° 1°) _- SÉÅ _ 'J ' JJ äf1._.(v,1) Sij(V° »l-ÅV, 10) = Slgj + 0 _ AV ' gr. .(v,:r_) O .O _, a I' :1 + 0 .

Högspänningen V och strömmen l uppmätes enligt uppfinningen med hjälp av två röntgendetektorer med olika spektralkänslighet. När strålningen uppmätes från ett röntgenrör innefattande en roterande wolframanod,varvid röntgenstrål- ning med energi från 80 till 150 keV alstras, gäller följande allmänt för ut- signalen R från en röntgendetektor Vß & R = konstant . I där exponenterna W och ß är beroende av energispektrum för den strålning som absorberas och sålunda uppmätes av detektorn. För en scíntillationsdetektor innefattande en NaJ-kristall med tjockleken l0 mm, och som absorberar huvud- sakligen mjuk strålning, är exempelvis d/ och få approximativt lika med l respektive 3. För en scintillationsdetektor innefattande en NaJ-kristall med tjockleken l0 mm som är anordnad att uppmäta strålning via ett kopparfilter med tjockleken S mm så att den absorberar huvudsakligen hård strålning är M' och få ungefär lika med l respektive 6. Om de olika detektorerna betecknas genom indices "l" och ”Z” så erhålles 7809509-8 R] = k] . I m] . Vßi (kl konstant) och 0& RZ = kZ I 2 . Vpz (kz konstant) V och I kan bestämmas från dessa två ekvationer och sålunda också de två mätningarna.

Ett annat sätt att angripa problemet är att direkt antaga att utsig- nalen Si från den i:e detektorn i den på en cirkel anordnade uppsättningen av detektorer är en funktion gi(Rl, R2) av de tvâ utsignalerna RI och R2 från de extra detektorerna, varvid högspänníngen V och strömmen I för röntgenröret mätes. Värdet av Si. som i varje ögonblick motsvarar ett skikt av kalibrerings~ material med en tjocklek dj kan I en första approximation uttryckas enligt föl- jande ös, -lR R ) aan.. P R. \ s. .=s?. +(--ë.L-li_2- . (R -R°)+ ------*'l(\1, 3) .(1< -n°) 13 1.1 _9121 o 1 1 :m2 /0 2 2 där indices "o" anger värden bestämda under kalibreringen. I minnet 7 lagrad datainformation kan kontinuerligt anpassas till ögonblicksvärdena av högspän- ningen V och strömmen I för röntgenröret genom kontinuerlig uppmätning av RI och R2. Då anordningen för datortomografi kalibreras skall för att uppnå detta inte bara de data som är visade i fig 2 lagras i minnet 7 utan också värdena R? och R; och värdena àï.(,) (__í_ä_::__ï_)° och Q gfjiRv Rz) öRZ Sistnämnda värden är bestämda genom tre kalibreríngsmätningar för varje plat- O tjocklek av kalibreringsmaterial dj, dvs vid följande röntgenrörsínstälIningar: v°, |°; v° + Av, |° och v°, |° + AI, där Av <4 v° och A1 ¿_< |°.

De nödvändiga värdena följer då av följande ekvationssamband O O O sij(v,|)=sU. 7809509-8 w ïg. .(R nal) o ' 11 1 13' o o sia. +(---*------R1 o . (111(v +Av,ï ) - 3.3. (v°-+ Av, I°) .-. a .a,...(R ,R ) - Rï) »fé-:älššl-êào . (122(v° Jfßv, ,I°) - 12:). ag: -(R :R ) I 'Q{§..(R1,RP) _ ~P~ï> + 0 - - R: >- Det framhållas att i fall röntgenröret är tillräckligt stabilt vadïgäller parametrarna V och l anpassningen av den i fig 2 visade dataínformatïonen kan begränsas till kontinuerlig anpassning till värdet av den andra parametern.

Denna metod är då direkt jämförbar med metoden för anpassning av strålnings- uteffekten från röntgenröret .

Claims (6)

7809509-8 ll Patentkrav.

1. l. Anordning för datortomografi (i) innefattande en röntgenkälla (2) för bestrål- ning av en patient (H) som skall undersökas i olika riktningar, ett antal röntgen- detektorer (5) en signalbehandlingskrets (6) innefattande ett minne (7) för behand- ling av detektorutsignaler (S) för alstring av datorinsignaler (d,D), k ä n n e - t e c k n a d av att signalbehandlingskretsen (6) innefattar en jämförare för jäm- förelse av uppmätta detektorutsignaler (S) med detektorutsignaler (SEJ) som är lag- rade i minnet (7) och som erhållits under bestrålning av ett antal skikttjocklekar (2l,22,23,2A,25) av kalibreringsmaterial med i varje fall väsentligen samma röntgen- strålningsabsorbtionsegenskaper som mänsklig vävnad, i och för att fastställa genom interpolation ett kalibreringsvârde som är en funktion av skikttjockleken av kali- breringsmaterialet som motsvarar en uppmätt detektorutsignal (S),samt för att alstra en datorinsignal som är en funktion av det fastställda kalibreringsvärdet.

2. Anordning enligt patentkravet l, k ä n n e t e c k n a d av att de i minnet (7) lagrade detektorutsignalerna (Síj) har åstadkommits genom bestrålning av ett antal plattor (2l,22,23,2A,25) av syntetiskt material utformade som koncentriska sektorer av en sfär vars matematiska centra (M) är belägna inuti röntgenkällan (2).

3. Anordning enligt patentkravet 2, k ä n n e t e c k n a d av att plattorna (2l,22,23,2h,25) av syntetiskt material är tillverkade av plexiglas.

4. A. Anordning enligt något av de föregående patentkraven, k ä n n e t e c k n a d av att den innefattar en röntgendetektor anordnad att tillföra en utsignal (S(W)) för kontinuerlig anpassning av de i minnet (7) lagrade detektorutsignalerna (Síj) till ögonblicksvärdet (W) av strålningsuteffekten från röntgenkällan.

5. Anordning enligt något av de föregående patentkraven, k ä n n e t e c k n a d av att den innefattar två röntgendetektorer med inbördes olika spektralkänslighet samt anordnade att avge utsignaler (R],R2) för kontinuerlig anpassning av de i min- net (7) lagrade detektorutsignalerna (Sij) till ögonblicksvärdet av högspänningen (V) och strömmen (I) för en röntgenstålningskälla utformad som ett röntgenrör (2)

6. Anordning enligt patentkravet 5, k ä n n e t e c k n a d av att detektorparet innefattar en scintillationskristall med en tjocklek av ungefär I mm samt en scin- tillationskristall med en tjocklek lika med ungefär 5 mm, varvid de nämnda signaler- na skärmas genom ett filter tillverkat av koppar eller mässing och av en tjocklek lika med ungefär 5 mm.