DE2838808A1 - Anordnung fuer computertomographie - Google Patents
Anordnung fuer computertomographieInfo
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Description
N.V. Philips'Gloeilampenfabrieken, Eindhoven/Holland
"Anordnung für Computertomographie"
Die Erfindung betrifft eine Anordnung für Computertomographie mit einer Röntgenquelle zum Durchstrahlen eines Patienten
in mehreren Richtungen, mit einer Anzahl von Röntgendetektoren und einem SignalVerarbeitungskreis, mit einem Speicher zum
Verarbeiten der Detektorausgangssignale zu Computereingangssignal
en.
Eine derartige Anordnung eignet sich insbesondere für die Röntgendiagnostik. Bei dieser Untersuchung wird ein Körper-
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teil eines Patienten aus verschiedenen Richtungen beispielsweise mit einem flachen fächerförmigen Strahlenbündel durchstrahlt.
Die örtlich durchgelassene Strahlung wird gemessen, und aus den auf diese Weise ermittelten Meßdaten wird mit
Hilfe eines Computers die Dichteverteilung des Körperteils des Patienten in der durchstrahlten Ebene ermittelt und beispielsweise
an einem Fernsehmonitor dargestellt.
Eine Anordnung der eingangs erwähnten Art ist aus der niederländischen
Patentanmeldung 76 02 700 bekannt, wobei der Signalverarbeitungskreis mit einer Schaltung für eine
wenigstens teilweise Korrektur der Unterschiede zwischen Ausgangssignalen verschiedener Detektoren versehen ist. Diese
Unterschiede werden durch an verschiedenen Stellen im Strahlenbündel auftretende Differenzen im Energiespektrum der Strahlung
verursacht. Die Korrektur erfolgt durch Multiplikation mit im Speicher gesammelten Korrekturfaktoren. Fehlern in der
Ermittlung der Dichten des Patienten im durchstrahlten Teil, die eine Folge dieser Unterschiede sein würden, wird auf diese
Weise also begegnet.
In der oben beschriebenen bekannten Anordnung werden unterschiedliche
Empfindlichkeiten von Detektoren, Nicht-Linearität
der Detektoren und die Änderung des Energiespektrums - das "Aufhärten" - der Röntgenstrahlung beim Passieren menschlichen
Gewebes nicht berücksichtigt. Hierdurch können jedoch Fehler in der Ermittlung der Dichten des Patienten auftreten, die
in der Bildformung als störende Interferenzmuster zum Ausdruck kommen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, diesen Nachteil zu beseitigen. Die Anordnung für Computertomographie nach der
Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, daß der Signalverarbeitungskreis
eingerichtet ist zum Vergleichen der ermittelten Detektorausgangssignale mit im Speicher gesammelten Detektor-
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ausgangssignalen, die bei der Durchstrahlung einer Anzahl
von Schichtdicken eines Kalibriermaterials mit zumindest nahezu gleichen Röntgenabsorptionseigenschaften wie menschliches
Gewebe erhalten sind, und zur Bestimmung eines Kalibrierwertes durch Interpolation, der eine Funktion
der dem gemessenen Detektorausgangsägnal entsprechenden
Schichtdicke des Kalibriermaterials ist und aus dem das Computereingangssignal abgeleitet wird.
Während der Untersuchung und be . der Kalibrierung hat jeder Röntgendetektor die gleiche spektrale Empfindlichkeit und
besitzt die von jedem Detektor gemessene Röntgenstrahlung die gleiche spektrale Energieverteilung. Weil erfindungsgemäß
außerdem das Kalibriermaterial zumindest nahezu gleiche Röntgenabsorptionseigenschaften wie menschliches Gewebe hat,
ist der durch Interpolation bestimmte Kalibrierwert und das daraus abgeleitete Computereingangssignal zumindest nahezu
unabhängig von der Empfindlichkeit des betreffenden Detektors, von der Linearität des betreffenden Detektors und von der
Anhärtung der Röntgenstrahlung beim Durchgang durch menschliches Gewebe. Fehler in den Berechnungen, die dadurch entstehen
können, werden also abhängig von der Genauigkeit der Interpolation mehr oder weniger unterdrückt. Es sei bemerkt,
daß auch Fehler in den Berechnungen durch stellenweise im Strahlenbündel auftretende Unterschiede im Energiespektrum
der Strahlung unterdrückt werden.
Bei der erfindungsgemäßen Anordnung werden also zunächst
Kalibrierdaten ermittelt indem unterschiedlich dicke Schichten
des Kalibriermaterials, dessen Absorptionskoeffizient bekannt ist und ungefähr gleich dem menschlichen Gewebes, durchstrahlt
werden und die dadurch geschwächte Strahlung von den Röntgendetektoren gemessen wird. Die Schwächung bzw. Absorption
wird hierbei allerdings nicht aus dem Verhältnis der auf das Kalibriermaterial auffallenden Strahlungsintensität und der
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mit den Detektoren gemessenen, durch das Kalibriermaterxal
geschwächten Strahlungsintensität errechnet; sie ist näalich durch die (bekannte) Dicke der Kalibriermaterialschicht vorgegeben
(bei bekanntem, stets gleichbleibenden Absorptionskoeffizienten des Kalibriermaterials). Den Ausgangssignalen
aller Detektoren wird also die bei der Kalibriermessung jeweils durchstrahlte Schichtdicke bzw. eine Funktion davon
zugeordnet, und diese Daten (Kalibrierdaten) werden in einem
Speicher gespeichert.
Bei einer späteren Röntgenuntersuchung eines Patienten wird dann das gemessene Ausgangssignal eines jeden Detektors mit
den im Speicher für diesen Detektor gespeicherten Kalibrierdaten verglichen, wobei durch Interpolation der Wert der
Schichtdicke (bzw. die erwähnte Funktion davon) ermittelt wird, der dem bei der Röntgenuntersuchung gemessenen Ausgangssignal
zugeordnet ist. Dieser Wert (Kalibrierwert) bzw. ein dazu proportionaler Wert, der nahezu unabhängig von der
Aufhärtung der Röntgenstrahlung und den anderen erwähnten Faktoren ist, wird dann anstelle des Detektorausgangssignals
als Computereingangssignal zur Errechnung der Dichteverteilung
verwendet, bei der selbstverständlich berücksichtigt werden muß, welcher Zusammenhang zwischen der Schichtdicke und dem
Kalibrierwert besteht. - Die Kalibrierung kann zwischen den Röntgenuntersuchungen je nach Erfordernis beliebig oft wiederholt
werden. - Wenn alle Detektoren identische Eigenschaften haben, brauchen die Kalibrierdaten nur für einen Detektor
ermittelt zu werden und können dann auch für alle anderen Detektoren zur Ermittlung der Kalibrierwerte herangezogen
werden.
Eine einfache Anordnung für Computertomographie nach der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, daß die im Speicher
gesammelten Detektorausgangssignale bei der Durchstrahlung einer Anzahl von Kunststoffplatten in Form konzentrischer
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Kugelsektoren erhalten worden sind, deren mathematische Mitten in der Röntgenstrahlenquelle liegen.
Eine bevorzugte Ausführungsform der Anordnung für Computertomographie
nach der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, daß sie einen Röntgendetektor enthält, der zum Erzeugen
eines Ausgangssignals für die fortlaufende Anpassung der
im Speicher gesammelten Detektorausgangssignale an den momentanen Wert der Strahlungsausgangsleistung der Röntgenquelle
bestimmt ist. Durch die ununterbrochene Anpassung der im Speicher gesammelten Daten an die momentane Strahlungsausgangsleistung der RöntgenqueLle wird das Auftreten von
Fehlern in den Berechnungen durch einen Verlauf dieser Leistung begegnet.
Es sei bemerkt, daß aus der niederländischen Patentanmeldung 75 03 520 an sich bekannt ist, mit einem zusätzlichen Detektor
ununterbrochen die Strahlungsausgangsleistung der Röntgenquelle zu messen und mit Hilfe dieser Meßdaten das Auftreten
von Fehlern in den Berechnungen durch einen Verlauf dieser Leistung zu unterdrücken. Abweichend vom zusätzlichen Detektor
in der erfindungsgemäßen Anordnung liegt dieser Detektor jedoch ein Ausgangssignal, das dazu verwendet wird, die Ausgangssignale
aller anderen Detektoren derart zu bearbeiten, daß sie für einen Verlauf in der Strahlungsausgangsleistung
der Röntgenquelle unempfindlich sind. Dazu werden die Ausgangssignale aller Detektoren durch das Ausgangssignal des
Zusatzdetektors geteilt.
Eine weitere bevorzugte Ausführungsform der erfindungsgemäßen
Anordnung für Computertomographie ist dadurch gekennzeichnet, daß diese zwei Röntgendetektoren mit unterschiedlicher
Spektralempfindlichkeit enthält, die zum Erzeugen von Ausgangssignalen für die ununterbrochene Anpassung der im Speicher
gesammelten Detektorausgangssignale an den momentanen Wert der Hochspannung und des Stroms einer als Röntgenröhre aus-
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geführten Röntgenquelle bestimmt sind. Durch die ununterbrochene Anpassung der im Speicher gesammelten Daten an den
momentanen Viert der Hochspannung und des Stroms der Röntgenröhre wird das Auftreten von Fehlern in den Berechnungen
durch einen Verlauf in der Hochspannung und im Stro-?. unterdrückt.
Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert. Ss zeigen
Fig. 1 sehr schematisch eine Anordnung für Computertomographie
nach der Erfindung,
Fig. 2 und 3 eine graphische Darstellung der in einem Speicher
Fig. 2 und 3 eine graphische Darstellung der in einem Speicher
gesammelten Kalibrierdaten, und Fig. 4 einen schematischen Querschnitt durch aufeinander
angeordnete, für die Kalibrierung zu verwendende Kunststoffplatten.
Fig. 1 zeigt eine Anordnung für Computertomographie 1, in der
mit einem von einer Röntgenquelle 2 erzeugten Röntgenstrahlenbündel 3 der zu untersuchende Körperteil 4 eines Patienten
durchstrahlt wird. Die Röntgenquelle 2 ist beispielsweise eine Röntgenröhre mit einer Drehanode aus Wolfram, mit der
Strahlung mit einer Energie von 80 bis 150 keV erzeugt wird.
Das Röntgenstrahlenbündel hat in der Zeichenebene einen Öffnungswinkel von beispielsweise 60° und in Richtung senkrecht
dazu eine Dicke von beispielsweise 15 mm. Für ein schnelles Durchführen einer Untersuchung wird die durchgelassene
Strahlung mit einer großen Anzahl auf einem Kreisbogen angeordneter Röntgendetektoren 5 gemessen. Die Röntgendetektoren
sind mit einem Signalverarbeitungskreis 6 für die Verarbeitung von Detektorausgangssignalen zu Computereingangssignalen
verbunden, dem ein Speicher 7 zugeordnet ist. Um ausreichende Meßdaten zu erhalten, wird während der Untersuchung das
Röntgenstrahlbündel zusammen mit den Detektoren um den
Patienten gedreht. Dazu sind die Röntgenstrahlenquelle 2
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und die Röntgendetektoren 5 auf einem Ring 8 montiert, der
auf Rädern 9 gelagert und mit Hilfe eines Antriebs 10 mit dem Motor 11 um den Patienten 4 drehbar ist. Mit einem
Computer 12 wird die Dichteverteilung des untersuchten Körperteils ermittelt und zur Betrachtung beispielsweise
an einen Fernsehmonitor 13 weitergeleitet.
Das Detektorausgangssignal S. des i. Röntgendetektor aus
der kreisförmigen Reihe wird unter anderem durch folgendes bestimmt:
- Die Spektralempfindlichkeit des i. Röntgendetektor,
- die Linearität des i. Röntgendetektor,
- die Spektralenergieverteilung der in Richtung auf den i. Detektor von der Röntgenstrahlenquelle ausgesandten
Strahlung,
- das Ausmaß der Aufhärtung der Röntgenstrahlung beim Durchgang
durch menschliches Gewebe zwischen der Röntgenstrahlenquelle und dem i. Detektor und
- die spektrale Abhängigkeit des Absorptionskoeffizienten vom menschlichen Gewebe.
Wenn einer oder mehrere der erwähnten Faktoren für verschiedene Detektoren verschieden sind, können Fehler in der Berechnung
der Dichten des Patienten auftreten, die als störende Interferenzmuster in der Bildformung zum Ausdruck kommen. Bei
der erfindungsgemäßen Kalibrierung der Anordnung für Computertomographie
sind die spektrale Empfindlichkeit der Detektoren, die Linearität der Detektoren und die spektrale Energieverteilung
der von der Röntgenstrahlenquelle ausgesandten Strahlung gleich denen bei Messungen während einer Untersuchung.
Weil das Kalibriermaterial erfindungsgemäß nahezu gleiche Röntgenabsorptionseigenschaften wie menschliches
Gewebe hat, sind bei der Kalibrierung auch das Ausmaß der Aufhärtung der Strahlung durch das durchstrahlte Medium
und die spektrale Abhängigkeit des Absorptionskoeffizienten
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vom durchstrahlten Medium (nahezu) gleich denen bei Messungen
während einer Untersuchung.
Bei einer Untersuchung werden die Ausgangssignale des i. Detektors
mit im Speicher 7 eingeschriebenen Kalibrierdaten des
i. Detektors verglichen und durch eine noch zu beschreibende Interpolation wird ein Xalibrierv/ert bestimmt, der eine
Funktion der Kalibriermaterialdicke ist, die dem Detektorausgangssignal entspricht. Dieser Kalibrierwert dient als
Computereingangssignal. Diese Signale und damit die weiteren Ermittlungen und die damit berechneten Bilder sind von den
erwähnten, das Detektorausgangssignal bestimmenden Faktoren unabhängig. Störende Interferenzmuster in der Bildformung
werden also unterdrückt, wobei bemerkt sei, daß das Auftreten örtlicher Unregelmäßigkeiten, wie Knochen im Gewebes zu Aufhärtungsfehlern
führen kann, die stellenweise im Bild auftreten.
Nachstehend werden zwei Interpolationsverfahren für die Bestimmung
eines Kalibrierwertes beschrieben, der eine Funktion der Dicke d einer ^alibriermaterialschicht entsprechend einem
beliebigen Detektorausgangssignal S. ist.
Beim ersten Verfahren ist der Kalibrierwert gleich der Dicke d der Kalibriermaterialschicht selbst. Fig. 2 zeigt eine
graphische Darstellung von Kalibrierdaten des i. Detektors, wie
sie beim ersten Verfahren im Speicher 7 nach Fig. 1 gesammelt worden sind. S.. ist das Detektorausgangssignal des i. Detektors,
das bei einer Kalibriermaterialschicht mit einer Dicke d. gemessen ist. Ergibt bei einer Untersuchung der
i. Detektor ein Ausgangssignal S., dessen Wert zwischen denen
der Kalibriermessungen S. , und S. , -i liegt, so ergibt sich
daraus ein zugeordneter Kalibrierwert d durch folgende Interpolation:
log S1 - log S1 k
d = dk + log O1 . , - log S1 k (dk*1 - dk}
d = dk + log O1 . , - log S1 k (dk*1 - dk}
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■weil:
d - el,
d = d, + -3 —τ— (d, ,.-^)
κ Ük+1 " ak Λ+ι κ
und weil, wie mit einer gestrichelten Linie in Fig. 2 angegeben ist, in erster Annäherung gilt:
log S. = Konstante · d ,
weil für die Transmission T der Strahlung, zu der S. proportional
ist, durch eine Schicht mit dem Absorptionskoeffizienten /U
und mit der Dicke d gilt:
T = exp (- /U · d).
Beim zweiten Verfahren ist der Kalibrierwert eine Funktion D der Dicke d der Kalibriermaterialschicht, für die folgendes
gilt:
D = exp · (/ü * d),
worin /U der mittlere Absorptionskoeffizient des menschlichen
Gewebes für die benutzte Röntgenstrahlung ist. Fig 3 zeigt eine graphische Darstellung von Kalibrierdaten des i. Detektors,
wie sie beim zweiten Interpolationsverfahren im Speicher 7
nach Fig. 1 gesammelt sind. S.. ist das Detektorausgangssignal des i. Detektors, das bei einer Kalibriermaterialschicht
mit einer Dicke d. gemessen ist. D- ist der nach obiger ,Formel bei einer Dicke d. berechnete Kalibrierwert.
Liefert bei einer Untersuchung der i. Detektor ein Ausgangssignal S., dessen Wert zwischen denen der Kalibriermessungen S. v
J. 1 ,K.
und S. * Λ liegt, so ergibt sich daraus ein zugeordneter KaIi-
brierwert D durch folgende Interpolation: -1-1
Si - si ic
" bi,k
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weil:
D - Dk
D1.. η - Dy. k+1 ~ k'
und weil, wie in Fig. 3 mit einer gestrichelten Linie angegeben ist, in erster Annäherung gilt: S. * D = konstant,
weil für die Transmission T der Strahlung, zu der S. proportional ist, durch eine Schicht mit dem Absorptionskoeffizienten
/ü und mit der Dicke d gilt:
T = exp (- /ü · d) = D"1.
Es sei bemerkt, daß auch Interpolationen höherer Ordnung verwendet
werden können. Außerdem können durch Interpolationen wie oben erwähnt - genaue Tabellen der Vierte für S. mit zugeordneten
Kalibrierwerten d bzw. D berechnet v/erden. Liefert bei einer Untersuchung der i. Detektor dabei einen Wert S.,
so kann ein zugeordneter Kalibrierwert d oder D in der betreffenden
Tabelle nachgeschlagen werden. ■
Es sei noch bemerkt, daß bei beiden der erwähnten Interpolationsverfahren
ein Computereingangssignal aus den ermittelten Kalibrierwerten abgeleitet werden kann, das zu d oder D = exp( ,u · d)
proportional ist. Bei der weiteren Verarbeitung des Computereingangssignals muß dann selbstverständlich der Zusammenhang
zwischen dem Kalibrierwert und der Dicke d der Kalibriermateriaischicht
berücksichtigt werden.
Fig. 4 zeigt einen schematisehen Durchschnitt durch fünf
aufeinandergelegte Kunststoffplatten 21...25 in Form von
Kugelsektoren. Bei der Kalibrierung der Anordnung für Computertomographie nach Fig. 1 liegt die gemeinsame mathematische
Mitte M der Kugelsektoren in der Röntgenstralüenquelle
und befinden sich die Platten 21...25 an der Stelle des Patienten 4. Die Strahlung im Rontgenstrahlenbündel 3 trifft
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die Platten 21...25 an allen Stellen senkrecht, so daß die
durchstrahlte Dicke gleich der reellen Dicke der Paten ist.
Die bei der Kalibrierung ermittelten Daten können daher ohne weiteres dem Speicher 7 zugeführt werden. Die Platten 21...25
sind vorzugsweise aus Perspex, einem Acrylglas, hergestellt. Bei der Kalibrierung werden die Kunststoffplatten 21...25 .
einzeln und in beliebigen Kombinationen durchstrahlt, so daß - weil die Kunststoffplatten nicht gleich dick sind - die
Detektorausgangssignale für eine Vielzahl unterschiedlicher Dicken der Kalibriermaterialschisht gemessen und zusammen
mit diesen Dicken gespeichert .werden können.
Durch fortlaufendes Anpassen der bei der Kalibrierung bestimmten und im Speicher 7 geschriebenen Daten, von denen
die Fig. 2 und 3 graphische Darstellungen geben, an die Strahlungsausgangsleistung der Röntgenstrahlenquelle, wird
das Auftreten von Fehlern in den Berechnungen durch eine Änderung dieser Leistung unterdrückt. Das Ausgangssignal S^
des i. Detektors aus der Reihe auf einem Kreisbogen angeordneter Detektoren ist eine Funktion h.(w) der Strahlungsausgangsleistung
W der Röntgenstrahlenquelle. Der Wert von S. ., der zu jedem Zeitpunkt einer Kalibriermaterialschicht mit
einer Dicke d. entspricht, kann daher in erster Annäherung
wie folgt geschrieben werden:
worin die Indizes "o" auf bei der Kalibrierung festgestellten
Werten hinweisen. Durch fortlaufende Messung von W, erfindungsgemäß
mit einem Zusatzdetektor, können auf die skizzierte Weise fortlaufend die im Speicher 7 geschriebenen Daten angepaßt
werden. Bei der Kalibrierung der Anordnung für Computertomographie müssen dazu neben den in Fig. 2 oder 3 dargestellten
Daten im Speicher 7 auch die Strahlungsausgangs-
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leistung W der Röntgenquelle und
gesammelt werden. Letztgenannter Wert wird durch die Ausführung zweier Kalibriermessungen bei jeder Plattendicke di
des Kalibriermaterials, und zwar bei den Strahlungsausgangsleistungen W° und W° + Z^ bestimmt, wobei^^W. Der gewünscht
Wert folgt dann aus folgenden Gleichungen:
S11 (w = w°) = s°
und
Durch die fortlaufende Anpassung der bei cfer Kalibrierung
bestimmten und im Speicher 7 gespeicherten Daten, von denen Fig. 2 oder 3 eine graphische Darstellung gibt, an die Hochspannung
und an den Strom der Röntgenröhre 2 (siehe Fig. 1), wird das Auftreten von Fehlern in den Berechnungen durch eine
Änderung der Hochspannung und des Stromes unterdrückt. Das Ausgangssignal S. des i. Detektors aus der Reihe auf einem
Kreisbogen angeordneter Detektoren ist eine Funktion f^(Vt I)
der Hochspannung V und des Stroms I der Röntgenröhre. Der. Wert von S^., der zu jedem Zeitpunkt einer Kalibriermaterialschicht
mit einer Dicke d. entspricht, kann daher in erster Annäherung wie folgt geschrieben werden:
worin die Indizes "o" auf bei der Kalibrierung festgestellte
Werte hinweisen. Durch fortlaufendes Messen von V und I alt
zwei weiten unten zu beschreibenden Zusatzdetektoren können
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auf die skizzierte Weise fortlaufend die im Speicher 7 geschriebenen
Daten angepaßt werden. Bei der Kalibrierung dar Anordnung für Ccmputertoraographie müssen dazu neben den in
Fig. 2 oder Fig. 3 dargestellten Daten im Speicher 7 auch die Hochspannung V°, der Strom I0 und die Werte
\ iv / ο
und gesammelt werden.
Diese letzten Werte werden durch die Ausführung von drei Kalibriermessungen
bei jeder Schichtdicke d. des KalibriermateriäTs
bei nachstehenden Röntgenröhreneinstellungen bestimmt: V0, 1°;
V° + Δ V, I0 und V°, 1° +Z\I, wobei Δν^ V0 und /L I^ 1°.
Die gewünschten Werte ergeben sich dabei aus nachstehenden Gleichungen:
sld (v°, i°) = s°,
Die Hochspannung V und der Strom I werden erfindungsgemäß
mit zwei Röntgendetektoren mit verschiedener Spektralempfindlichkeit
gemessen. Bei der Messung der Strahlung einer Röntgenröhre mit einer Wolframdrehanode, mit der Röntgenstrahlung
mit einer Energie von 80 bis 150 keV erzeugt wird, gilt für das Ausgangssignal R eines Röntgendetektor im allgemeinen:
R = Konstante · I^ · V ^ ,
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worin die Exponenten ;x und β vom Energiespektrum der voin
Detektor absorbierten und somit gemessenen Strahlung abhängig sind. Für einen Szintillationsdetektor mit einem NaJ-Krlstall
mit einer Dicke von 1 rnm, der vorwiegend x^eiche Strahlung
absorbiert, gilt zum Beispiel, daß <Xund β ungefähr 1 bzw.
sind. Für einen Szintillationsdetektor mit einem NaJ-Kristall mit einer Dicke von 10 mm, der Strahlung über ein Kupferfilter
mit einer Dicke von 5 mm mißt und somit vorwiegend harts
Strahlung absorbiert, gilt beispielsweise, daß λ und β runge fähr
1 bzw. 6 betragen. Bezeichnen wir die verschiedenen Detektoren mit den Indizes "1" und"2", so gilt folgendes:
R1 = Ie1 · I0"'1 · V 1 (Ic1: Konstante)
^2 JS? ,
R9 = kp · I · Vr (k?: Konstante)
R9 = kp · I · Vr (k?: Konstante)
Aus diesen zwei Gleichungen und somit auch aus den zwei Messungen können V und I bestimmt werden.
Eine andere Annäherung besteht darin, daß gleich voraus-gesetzt
wird, daß das Aus gangs signal S. des i. Detektors aus der Reihe auf
einem Kreisbogen aufgestellter Detektoren eine Funktion. Ik(R1, R2)
der beiden Ausgangssignale R1 und R2 der Zusatzdetektoren sind,
mit denen die Hochspannung V und der Strom I der Röntgenröhre gemessen wird. Der Wert von S.., der zu jedem Zeitpunkt einer
Kalibriermaterialschicht mit einer Dicke d. entspricht,, !kann
J in erster Annäherung wie folgt geschrieben werden:
A ( Ry1 , R0 ) 1 , r
o /Qg. AR.,R2)) ο /^g11(R1 ,RpA . Ro
ii = Sii +.' · (R1 - R1 ) + o-(R2-R2
worin die Indizes "o" auf bei der Kalibrierung festgestellte
Werte hinweisen. Durch fortlaufendes Messen von R1 und. SL·
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können ununterbrochen die im Speicher 7 gesammelten Daten an
die momentanen Werte der Hochspannung V und des Stroms I der Röntgenröhre angepaßt werden. Bei der Kalibrierung der
Anordnung für Computertomographie müssen dazu neben den in Fig. 2 dargestellten Daten auch R^0, R2° und die Werte
^Sg11 (R1,R2)N
V. * R1 Jo
V. * R1 Jo
V C R2
im Speicher gesammelt werden.
Diese letzten Werte werden durch die Ausführung von drei Kalibriermessungen
bei jeder Schichtdicke d. des Kalibriermaterials bei folgenden Röntgenröhreneinstellungen bestimmt v/erden:
V°, I0; V° +Z-V, I0 und V0, I0 +/±1, wobei Av4v° und ZXl^I0.
Die gewünschten Werte ergeben sich aus nachstehenden Gleichungen:
s±i (v°, i°) = s° ■
Es sei bemerkt, daß, wenn die Röntgenröhre hinsichtlich eines der Parameter V und I stabil genug ist, die Anpassung der in. Fig.-2
PPM 8887 - 18 -
909811/0957
dargestellten Daten auf fortlaufendes Anpassen an den Wert des anderen Parameters beschränkt bleiben kann. Das Verfahren
ist dabei den für die Anpassung an die Strahlungsaus gangs leistung der Röntgenröhre direkt vergleichbar.
PHN 8887
Claims (6)
- N.V. Philips'Gloeilampenfabrieken, Sindhoven/Holland* ■ 'PATENTANSPRÜCHE;Anordnung für Computertomographie mit einer Röntgenstrahlenquelle (2) zum Durchstrahlen eines Patienten (4) in mehreren Richtungen, mit einer Anzahl von Röntgendetektoren (5) und einem Signalverarbeitungskreis (6), mit einem Speicher (7) für die Verarbeitung von Detektorausgangssignalen zu Computereingangssignalen, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalverarbeitungskreis ( 6) eingerichtet ist zum Vergleichen der ermittelten Detektorausgangssignale (S.) mit im Speicher gesammelten Detektorausgangssignalen (S. .)» die bei der Durchstrahlung einer Anzahl von Schichtdicken (21...25) eines Kalibriermaterials mit zumindest nahezu gleichen Röntgenabsorptionseigenschaften wie menschliches Gewebe erhalten sind, und zur Bestimmung eines Kalibrierwertes (d; D) durch Interpolation, der eine Funktion der dem gemessenen Detektorausgangssignal (S. ) entsprechenden Schichtdicke (d) des Kalibriermaterials ist und aus dem das Computereingangssignal abgeleitet wird.
- 2. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die im Speicher (7) gesammelten Detektorausgangssignale (S.^) bei der Durchstrahlung einer Anzahl von Kunst-1J . .stoffplatten (21...25) in Form konzentrischer Kugelsektoren erhalten worden sind, deren mathematische Mitten (M) in der Röntgenstrahlenquelle (2) liegen.
- 3. Anordnung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Kunststoffplatten (21...25) aus Perspex bestehen.
- 4. Anordnung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie einen Röntgendetektor enthält, der zum Erzeugen eines Ausgangssignals für die fortlaufende Anpassung der im Speicher gesammelten Detektorausgangssignale (S. .) an den momentanen Wert der Strahlungsaus-PHN 8887 - 2 -909811/0987gangs le istung ('V) der Röntgenquelle (2) bestimmt ist.
- 5. Anordnung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß diese zwei Röntgendetektoren mit unterschiedlicher Spektralempfindlichkeit enthält, die zum Erzeugen von Ausgangssignalen (R^, R£) für die ununterbrochene Anpassung der im Speicher gesammelten Detektorausgangssignale (3..) an den momentanen Wert der Hochspannung (V) und des Stroms (I) einer als Röntgenröhre ausgeführten Röntgenquelle (2) bestimmt sind.
- 6. Detektorpaar für die Verwendung in einer Anordnung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß dieses Paar mit einen Szintillationskristall mit einer Dicke von ungefähr 1 mm sowie mit einem Szintillationskristall mit einer Dicke von ungefähr 5 mm versehen ist, welcher letzte Kristall mit einem Filter aus Kupfer oder Messing mit einer Dicke von ungefähr 5 mm abgeschirmt ist.PHN 8887 - 3 -909811/0967
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