DE3426934C2 - Einrichtung zur Erzeugung tomographischer Bilder eines Körpers - Google Patents
Einrichtung zur Erzeugung tomographischer Bilder eines KörpersInfo
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Description
Die Erfindung bezieht sich auf eine Einrichtung nach dem Oberbegriff des Anspruches
1, wie sie aus US-PS 42 06 360 bekannt ist.
CT-Abtastvorrichtungen haben sich in der Technik zur Erzielung von im wesentlichen
ebenen Querschnittsbildern der Anatomie eines lebenden Körpers oder des Inneren
eines leblosen Objektes durchgesetzt. Es gibt drei maßgebliche Faktoren, die bei
hochqualitativen CT-Abtastvorrichtungen zu erfüllen sind:
(1) Hohes räumliches Auflösungsvermögen;
(2) kontrastreiches Auflösungsvermögen für Gewebeunterschiede;
(3) hohe Abtastgeschwindigkeit, um ein Verwischen aufgrund der Bewegung eines Patienten zu minimieren und um dynamische Studien durchzuführen, in denen mehrere Abtastungen in rascher Folge vorgenommen werden. Ein hohes räumliches Auflösungsvermögen ist im allgemeinen charakteristisch für Bilder, die bei Translations- Rotations-CT-Abtastvorrichtungen erhalten werden, während hohe Abtastgeschwindigkeiten im allgemeinen charakteristisch für Rotations-CT- Abtastvorrichtungen sind.
(1) Hohes räumliches Auflösungsvermögen;
(2) kontrastreiches Auflösungsvermögen für Gewebeunterschiede;
(3) hohe Abtastgeschwindigkeit, um ein Verwischen aufgrund der Bewegung eines Patienten zu minimieren und um dynamische Studien durchzuführen, in denen mehrere Abtastungen in rascher Folge vorgenommen werden. Ein hohes räumliches Auflösungsvermögen ist im allgemeinen charakteristisch für Bilder, die bei Translations- Rotations-CT-Abtastvorrichtungen erhalten werden, während hohe Abtastgeschwindigkeiten im allgemeinen charakteristisch für Rotations-CT- Abtastvorrichtungen sind.
Das spezifisch räumliche Auflösungsvermögen einer CT-Abtastvorrichtung wird
hauptsächlich durch zwei Faktoren bestimmt, nämlich 1. die effektive Strahlbreite in der
Mitte des Objektes und 2. die Schalt- bzw. Prüffrequenz. Die effektive Strahlbreite ist
eine Funktion der Brennfleckgröße, der Detektoröffnungsbreite und des
Verstärkungsfaktors (definiert als Röntgenröhren-Objekt-Trennung gegenüber
Röntgenröhren-Detektor-Trennung); dies ist zutreffend, unabhängig davon, ob die
Abtastvorrichtung im Translations-Rotations- oder Rotations-Rotations-Betrieb arbeitet.
Geht man davon aus, daß die
effektive Strahlbreite optimiert worden ist, wird die Schalt-
bzw. Prüffrequenz ausschlaggebend. In Hinblick auf diese
Schaltfrequenz ist die Differenz zwischen den durch Trans
lation-Rotation und Rotation-Rotation gewonnenen Daten kri
tisch.
Bei Rotations-Rotations-Abtastvorrichtungen sind sowohl die
Schalt- bzw. Prüffrequenz als auch die effektive Detektor
öffnung durch die Größe der verwendeten Detektoren begrenzt.
Dies ist bedingt durch die spezifische Geometrie einer
Rotations-Rotations-Abtastvorrichtung, bei der die Röntgen
quelle und die Gruppe von Detektoren in bezug aufeinander
fest sind und beide um das Objekt gedreht werden. Infolge
dessen begrenzt die Geometrie der Rotations-Rotations-
Abtastvorrichtungen den kleinstmöglichen Prüfabstand zum
Abstand zwischen den Detektoren sowie die Schaltfrequenz auf
einmal pro Strahlbreite. Nach dem Nyquist-Kriterium jedoch
soll die Schaltfrequenz mindestens doppelt so groß sein, d. h.
zwei oder mehr Messungen pro Strahlbreite betragen. Da die
Geometrie der Rotations-Rotations-Abtastvorrichtung das
Nyquist-Kriterium nicht erfüllt, können durch kontrastreiche
hohe räumliche Frequenzstrukturen im Bild die Bildqualität
verschlechternde (aliasing) Artefakte verursacht
werden. Um derartige Artefakte zu vermeiden, müssen die Daten
durch Kombinieren von Messungen in benachbarten Detektor
kanälen vorgefiltert werden, damit die hohen räumlichen
Frequenzen mit einer Periode kleiner als zwei Strahlbreiten
gedämpft werden. Auf diese Weise wird eine neue Strahlbreite
erzielt, die doppelt so groß ist wie die tatsächliche
Strahlbreite, so daß das Nyquist-Kriterium erfüllt wird.
Somit muß das spezifische räumliche Auflösungsvermögen der
Rotations-Rotations-Abtastvorrichtung, gemessen durch die
Strahlbreite, um einen Faktor 2 verringert werden, um
verfälschende Artefakte zu verhindern.
Im Gegensatz hierzu wird bei einer Translations-Rotations-
Abtastvorrichtung das Portal (gantry), an dem die Röntgenröhre
und die Detektoren befestigt sind, in Zuwachsanteilen
weitergeschaltet, die kleiner oder gleich der Hälfte der
Strahlbreite sind, so daß das Nyquist-Kriterium erfüllt wird.
Dadurch werden verfälschende Artefakte eliminiert, während
das spezifische räumliche Auflösungsvermögen der Einrichtung
beibehalten wird.
Ferner würde bei Rotations-Rotations-Abtastvorrichtungen das
vorbeschriebene Fehlen der Flexibilität bei der Einstellung
der Schaltfrequenz bewirken, daß eine nachträgliche Kollima
tion hinter dem Patienten (post-patient collimation) zur
Verringernug der Strahlbreite zwecklos wäre, weil der Abstand
zwischen den Detektoren konstant ist und schmale Strahlen das
äußerste räumliche Auflösungsvermögen über den Grenzwert
hinaus, der durch die Schaltfrequenz gesetzt ist, nicht
verbessern würde.
Zum Vergleich kann bei Translations-Rotations-Abtastvorrich
tungen die Kollimation hinter dem Patienten verwendet
werden, um die Strahlbreite zu reduzieren und das räumliche
Auflösungsvermögen zu verbessern, weil das Portal in entspre
chend kleineren Zuwachsanteilen weitergeschaltet werden kann,
um eine Schaltfrequenz von mindestens dem Doppelten pro
Strahlbreite aufrechtzuerhalten.
Um Beschränkungen in der Schaltfrequenz zu kompensieren, die
durch die Beziehung von einem Strahl pro Detektor in herkömm
lichen Rotations-Rotations-Abtastvorrichtungen eingeprägt
ist, benutzen manche Rotations-Rotations-
Abtastvorrichtungen eine Technik, nach der der Mittelpunkt
der Rotation versetzt ist, um eine Erhöhung der Meßgeschwin
digkeit zu simulieren. Wenn unter Verwendung dieser Technik
der Rotationsmittelpunkt des Portals (d. h. sein Isozentrum)
um einen Abstand gleich einem Viertel der effektiven Strahl
breite am Isozentrum versetzt ist, werden zwei Ansichten, die
um 180° versetzt genommen werden, um eine Hälfte der Detektor
teilung verschoben. Daraus ergibt sich bei Verwendung dieser
Technik, daß nach einer Drehung des Portals um 180° die
Strahlen aus den diametral gegenüberliegenden Ansichten so
ineinander verschleift sind, daß die Prüfdichte (sampling
density) effektiv verdoppelt und das räumliche Auflösungs
vermögen verbessert wird. Diese Technik arbeitet jedoch nur
ideal, wenn keine Bewegung des Patienten stattfindet. Bewegt
sich das abzutastende Objekt um einen Bruchteil eines
Millimeters während der wenigen Sekunden, die für eine
Drehung des Portals erforderlich sind, geht die Register
haltung verloren und es wird keine einwandfreie Verschleifung
der Ansichten mehr erreicht. Dies kann verfälschende
Artefakte einführen, die die Qualität des Bildes verschlech
tern. Obgleich diese Technik eine Verdopplung der Abtast
frequenz (sampling frequency) am Zentrum des Objektes
simuliert, enthebt sie Rotations-Rotations-Abtastvorrich
tungen nicht vollständig von den vorbeschriebenen Nachteilen,
die sich aus begrenzten Schaltfrequenzen ergeben.
Eine weitere Methode zur Erhöhung der Prüfdichte besteht
darin, Daten aus den Detektoren in einer gegebenen Position
zu sammeln und dann die Detektoren seitlich um die Hälfte der
Teilung von Detektor zu Detektor zu verschieben (oder sie um
das Isozentrum zu drehen), während die Röntgenquelle die
gleiche Position einnimmt, und zusätzliche Daten zu sammeln;
dies ergibt ein Einschleifen der Daten, die bei der ersten
Drehung um 180° gesammelt wurden, mit denen, die bei der
zweiten Drehung um 180° gesammelt wurden, so daß die Schalt
frequenz effektiv verdoppelt wird. Diese Daten werden dann in
üblicher Weise verarbeitet (z. B. durch Filtern und Rückproji
zieren), so daß ein CT-Bild erstellt wird. Die Mechanik der
Bewegung der Detektoren, jedoch nicht der Röntgenquelle,
während einer Abtastung in der vorbeschriebenen Weise ist
unzweckmäßig bei Rotations-Rotations-Abtastvorrichtungen und
bewirkt, daß der Vorteil der einfachen Mechanik, die Rotations-
Rotations-CT-Abtastvorrichtungen auszeichnet, verlo
rengeht.
Aus US-PS 4.149.079 ist eine Anordnung für die Erhöhung der
Datendichte zur Erzielung einer exakteren Rekonstruktion in
einer Anordnung mit einer reduzierten Detektorgruppe bekannt,
d. h. eine Anordnung, bei der der Spitzenwinkel des Fächer
strahles kleiner ist als der Spitzenwinkel des Rekonstruk
tionskreises. Bei dieser bekannten Anordnung wird der
Fächerstrahl relativ zu dem ortsfesten Mittelpunkt des
Rekonstruktionskreises entweder gedreht oder in linearer
Richtung verschoben, um einen zweiten Datensatz zu erzielen,
nachdem ein erster Datensatz während einer vollständigen
Drehung erzielt worden ist. Diese Anordnung ist insofern
nachteilig, als sie zwei getrennte Drehungen sowie ferner
eine mechanische Vorrichtung zum Verschieben des Fächerstrah
les erforderlich macht.
Aus der US-PS 4.266.136 ist eine CT-Einrichtung bekannt, die
ebenfalls eine reduzierte Detektorgruppe verwendet. Die
Quelle emittiert eine Strahlung in Form eines Fächerstrahles
mit einem Spitzenwinkel, der sich über weniger als den
Durchmesser des Rekonstruktionskreises erstreckt, so daß nur
eine Hälfte der Objektscheibe zu einem bestimmten Zeitpunkt
bestrahlt wird. Ein Prozessor wandelt die von den Detektoren
erzeugten Daten in parallel geschaltete Profilsignale um, die
für die Verarbeitung nach einem herkömmlichen Rekonstruk
tions-Algorithmus geeignet sind. Diese Anordnung ist inso
fern nachteilig, als die erhaltene Datendichte nicht
ausreicht, um das Nyquist-Kriterium zu erfüllen, so daß damit
nur schlechte rekonstruierte Bilder erhalten werden.
Diese vorbeschriebenen hindernden Prüf- bzw. Meßbeschränkun
gen, die bei Rotations-Rotations-Abtastvorrichtungen vorlie
gen, haben zur Entwicklung einer modifizierten Rotations-
Stationär-Abtastvorrichtung mit einer stationären Gruppe von
Detektoren geführt. Bei deartigen Anordnungen ist ein
vollständiger Kreis von Detektoren starr um den Patienten
bereich befestigt. Die Röntgenquelle ist innerhalb oder
außerhalb der Detektorfläche angeordnet, und es werden Daten
gewonnen, wenn die Röntgenquelle rotiert. Obgleich Rotations-
Stationär-Systeme mit stationären Detektoren eine Flexibili
tät in der Prüfung ergeben, schaffen sie neue Beschränkungen,
so daß letzten Endes ihr spezifisches Auflösungs
vermögen und die gesamte klinische Leistung etwa gleich der
der ursprünglichen Rotations-Rotations-Anordnung sind. Das
wichtigste Problem bei Rotations-Stationär-Systemen ist der
Wirkungsgrad; d. h., sie sind kostspielig aufgrund der großen
Anzahl von erforderlichen Detektoren. Zusätzlich ergeben
Rotations-Stationär-Systeme eine bauliche Schwierigkeit bei
der Eliminierung von Streustrahlung und zugeordnetem hohem
Hintergrundgeräusch; dies ergibt ein schlechtes Kontrast-
Auflösungsvermögen. Ferner ist die übliche Rotations-
Stationär-Konstruktion, bei der die Röntgenquelle innerhalb
des Ringes von Detektoren befestigt ist, durch die Schwierig
keit der Optimierung der Röhren-Objekt- zu Objekt-Detektor-
Trennung belastet, weil sowohl die Röntgenquelle als auch das
Objekt innerhalb eines Detektorringes begrenzt sein müssen,
der so klein wie möglich gehalten werden soll, so daß die
Anzahl von Detektoren nicht besonders groß sein kann. Ein
weiterer Nachteil bei Rotations-Stationär-Systemen ist eine
erhöhte Hautdosis für den Patienten aufgrund des kleinen
Abstandes zwischen Röhre und Objekt.
Diese Schwierigkeiten sind so gravierend, daß die Entwick
lung einer Abtastvorrichtung betrieben worden ist, bei der
die Röntgenquelle um das Objekt außerhalb des Detektorringes
rotiert, um den Abstand zwischen der Röhre, dem Objekt und
den Detektoren zu optimieren. Derartige Anordnungen jedoch
haben den Nachteil, daß sie mechanisch außerordentlich
kompliziert sind, weil die Detektoren, die der Röhre am
nächsten liegen, aus dem Strahlungsfeld während der Drehung
der Röhre herausbewegt werden müssen, damit die unbehinderten
Strahlen auf die Detektoren auf der entgegengesetzten Seite
des abgetasteten Objektes fallen können. Dies wird dadurch
erreicht, daß der Detektorring nutiert (nutate) wird.
US-PS 42 06 360 betrifft eine radiographische Einrichtung, mit der Ringartefakte
korrigiert werden, die durch Unterschiede zwischen den Empfindlichkeiten der
verschiedenen Detektoren bedingt sind. Die aus der Strahlung der zusätzlichen
Strahlungsquelle gewonnenen Daten dienen als Korrekturdaten anstatt als unabhängige
Bilddaten.
Die Verarbeitung der Daten ist darauf beschränkt, daß die Bilder auf die Unterschiede in
der Empfindlichkeit zwischen den Detektoren innerhalb einer Gruppe von Detektoren
korrigiert werden.
Aus der US-PS 43 84 359 ist eine Computer-Tomographie-Abtasteinrichtung bekannt,
die drei getrennte, punktförmige Röntgenstrahlquellen verwendet, deren jede eine
eigene, getrennte Detektoranordnung besitzt. Ausgestaltung und Zweck dieser
Röntgenstrahlröhren sind jedoch grundsätzlich verschieden von denen der Erfindung, da
bei dieser bekannten Einrichtung jede Quelle ihre eigene Detektorengruppe besitzt und
eine Erhöhung der Auflösung des erfaßten Bildes unter Verwendung einer einzigen
Gruppe von Detektoren, die allen Röntgenstrahlquellen zugeordnet sind, daraus nicht
zu entnehmen ist.
Die US-PS 32 50 916 betrifft eine Stereo-Röntgenvorrichtung, bei der eine Röhre mit
rotierender Anode verwendet wird, um zwei Bilder des Gegenstandes zu erzielen, die
mit einem stereoskopischen Betrachtungsgerät ausgewertet werden und mit denen für
den Betrachter ein Stereobild geschaltet wird. Die rotierende Anode dient nicht der
Verbesserung der Auflösung, wie dies im Falle vorliegender Erfindung
zutrifft.
Aufgabe der Erfindung ist es, eine Einrichtng für die Computertomographie zu
schaffen, die eine verbesserte
Auflösung durch Erhöhung der Dichte der erfaßten Daten erzielt.
Gemäß der Erfindung wird diese Aufgabe mit den Merkmalen des Kennzeichens des
Anspruches 1 erreicht. Weitere Ausgestaltungen der Erfindung sind Gegenstand der
Unteransprüche.
Zur Erhöhung der Abtastdatendichte und damit zur Erzielung einer verbesserten
Auflösung emittieren die beiden Strahlungsquellen abwechselnd Strahlung
während einer Zeitdauer, die gleich der Zeitdauer ist, die von Quelle und Detektor
benötigt wird, um eine Drehbewegung über einen Winkel gleich einer Einzeldetektor
länge auszuführen. Die durch die zusätzliche punktförmige Quelle erzeugte Strahlung
wird in Form von unabhängigen Bilddaten verwendet, um die Nyquist-Kriterien auf
besonders zweckmäßige Weise zu erfüllen.
Die getrennten punktförmigen Strahlungsquellen sind vorzugsweise
computergesteuert. Die Quelle durchdringender Strahlung kann eine Targetelektrode
zum Emittieren von Strahlen in Abhängigkeit von einem auf das Target auftreffenden
Elektronenstrahl sein und eine Ablenkvorrichtung zur Ablenkung des Elektronenstrahles
zwischen mindestens zwei getrennten Brennflecken auf die Targetelektrode aufweisen.
Alternativ kann die Quelle eine Röntgenröhre mit mindestens zwei Heizfäden besitzen.
Die Quelle kann
andererseits zwei oder mehr Röntgenröhren aufweisen, deren jede eine getrennte
punktförmige Strahlungsquelle bildet. Die Quelle kann ferner entweder eine stationäre
oder eine rotierende Anode besitzen.
Dem Patienten ist z. B. ein Kollimator nachgeschaltet, der ein Stiftkollimator mit hoher
Auflösung sein kann. Ferner wird vorgeschlagen, den Drehmittelpunkt des Portals um
einen Abstand gleich einem Achtel der effektiven Teilung der Detektoren am Dreh
mittelpunkt des Portals zu versetzen. Andererseits kann der Mittelpunkt eines jeden
Kollimators von der Mitte eines entsprechenden Detektors um ein Achtel der Detektor
teilung versetzt sein, und der Drehmittelpunkt der Drehung des Portals kann wahlweise
um einen Abstand gleich einem Viertel der effektiven Detektorteilung am Drehmittel
punkt versetzt sein.
Ein weiterer Vorteil vorliegender Erfindung besteht darin,
daß Stiftkollimatoren verwendet werden können, um die
Detektoröffnung zu reduzieren und um das räumliche Auflö
sungsvermögen zu erhöhen, während, wie oben erwähnt, bei
bekannten Rotations-Rotations-Anordnungern Stiftkollimatoren
nicht zweckmäßig sind. Wenn die Detektoröffnung beispielswei
se um die Hälfte verringert wird, gibt es zwei Techniken, um
die Prüfdichte entsprechend zu vergrößern, damit das Nyquist-
Kriterium erfüllt wird. Eine dieser Techniken besteht darin,
eine Röntgenröhre mit drei oder mehr Brennpunktpositionen zu
verwenden. Obgleich vier Positionen erforderlich sind, um das
Nyquist-Kriterium zu erfüllen, wird eine Verbesserung mit
diesen drei Brennpunkten erzielt. Die zweite Technik besteht
darin, den Mittelpunkt der Rotation (d. h. das Isozentrum) des
Portals zu versetzen und eine Röntgenröhre mit zwei Brenn
punkten zu verwenden. Die Geometrie der Versetzung des
Isozentrums und der Stiftkollimatoren mit hohem Auflösungs
vermögen kann nach zwei unterschiedlichen Techniken erzielt
werden. Bei einer werden die Mitten der Kollimatoren hohen
Auflösungsvermögens mit den Mitten der Detektoren ausgerich
tet, und das Isozentrum wird um ein Achtel der effektiven
Detektorteilung am Isozentrum versetzt. Bei der anderen
Technik werden die Mittelpunkte der Kollimatoren hoher
Auflösung gegenüber den Mittelpunkten der Detektoren um ein
Achtel der Detektorteilung versetzt, während das Isozentrum
um ein Viertel der effektiven Detektorteilung am Isozentrum
versetzt wird. Bei diesen beiden letztgenannten Techniken
werden Ansichten, die um 180° versetzt aufgenommen werden,
verschleift, um die Prüfdichte in dem zentralen Bereich des
Patienten zu verdoppeln, damit das Nyquist-Kriterium erfüllt
wird. Die Möglichkeit, Stiftkollimatoren und eine erhöhte
Schalt- bzw. Prüffrequenz zu verwenden, um das räumliche
Auflösungsvermögen zu verbessern, stellen eine erhebliche
Verbesserung gegenüber bekannten Rotations-Rotations-
Abtastvorrichtungen dar, in denen eine räumliche Auflösung
durch die Prüfdichte begrenzt ist.
Ein weiterer Vorteil vorliegender Erfindung besteht darin,
daß anstelle einer Detektorgruppe mit einem vollen Kreisbogen
von Detektoren, d. h., bei der die Detektoren längs eines
Kreisbogens mit einem Mittelpunkt angeordnet sind, der im
wesentlichen diametral gegenüber der Röntgenstrahlquelle
liegt, wobei der Bogen sich über den gesamten Rekonstruk
tionskreisdurchmesser erstreckt, derart, daß die Detektor
anordnung einen Fächerstrahl von etwa 40 bis 50° aus der
Quelle aufnehmen kann, wie dies bei herkömmlichen Rotations-
Rotations-CT-Abtastvorrichtungen der Fall ist, mit vorlie
gender Erfindung ein verringerter Bogen von Detektoren
verwendet werden kann, d. h., daß die Detektoren in einem
Bogen angeordnet sind, der sich über weniger als den Rekon
struktionskreisdurchmesser erstreckt, derart, daß beispiels
weise die Detektorgruppe einen Fächerstrahl etwa im Bereich
von 15 bis 30° aufnehmen kann, was eine erhebliche Reduzie
rung der Kosten darstellt. Bei einer Ausführungsform der
Erfindung ist die reduzierte Gruppe asymmetrisch so angeord
net, daß der Detektor am einen Ende des Bogens im wesentli
chen diametral gegenüber der Röntgenstrahlquelle angeordnet
ist, während bei einer anderen Ausführungsform die reduzierte
Gruppe symmetrisch in bezug auf das Isozentrum angeordnet
ist. Ein bimodales System kann dadurch erreicht werden, daß
eine Vorrichtung vorgesehen ist, die die Halbgruppe von
Detektoren auf dem Portal verschiebt, so daß eine Verschie
bung zwischen einer asymmetrischen und einer symmetrischen
Konfiguration auftreten kann. Die erforderliche Anzahl von
Detektoren kann um die Hälfte oder um einen anderen erwünsch
ten, praktikablen Bruchteil verringert werden, während
gleichzeitig eine einwandfreie räumliche Auflösung erzielt
wird, indem eine Röntgenröhre mit zwei oder mehr Brennpunkten
verwendet wird. Obgleich herkömmliche Rotations-Rotations-
CT-Abtastvorrichtungen ein Bild auf der Basis von 360° von
Daten selbst nach einer Verringerung der Anzahl von Detektoren
um die Hälfte rekonstruieren können, hat eine solche
Abtastvorrichtung ein verringertes Auflösungsver
mögen, weil bei einer solchen Auflösungsvorrichtung die
Auflösung schaltfrequenzgebunden ist und eine
Viertelstrahl-Versetzung des Portal-Isozentrums nicht
verwendet werden kann, da diese Technik einen vollen Kreis
bogen von Detektoren erforderlich macht. Wenn eine derartige
Abtastvorrichtung mit einer Röntgenröhre mit zwei oder mehr
Brennpunkten versehen wird, die abwechselnd Strahlung
emittieren, wie dies mit vorliegender Erfindung der Fall ist,
wird die Schaltfrequenz verdoppelt und eine zweifache
Verbesserung der räumlichen Auflösung erreicht. Eine Abtas
tung über 360° ist erforderlich.
Das Auflösungsvermögen einer Abtastvorrichtung mit
einer Röntgenqelle mit Mehrfach-Brennpunkten mit verringer
ter Anzahl von Detektoren in der vorbeschriebenen Weise käme
einer herkömmlichen Abtastvorrichtung gleich, die einen
vollen Kreisbogen mit doppelt so vielen Detektoren und eine
herkömmliche Röntgenstrahlquelle mit einem einzigen Brenn
punkt benutzt. Für eine derartige Abtastvorrichtung nach
vorliegender Erfindung treten weniger verfälschende Artefakte
auf, die sich aus einer Bewegung des Patienten ergeben, weil
die Zeitdauer zwischen verschleiften Prüfungen Millisekunden
beträgt, entsprechend der Zeitdauer zwischen dem Schalten
zwischen Brennpunkten, während die Zeitdauer zwischen
verschleiften Prüfungen bei herkömmlichen Abtastvorrichtungen
Sekunden beträgt, weil das Verschleifen zur Erzielung der
zusätzlichen Daten nur auftritt, nachdem das Portal um 180°
gedreht worden ist. Wird eine verringerte Anzahl von Detektoren
verwendet, kann eine nicht notwendige Strahlungsdosierung
eliminiert werden, indem ein Kollimator zwischen der Röntgen
quelle und dem Patienten eingesetzt wird, um den Spitzenwin
kel des übertragenen Fächerstrahles, der durch den Patienten
geht, so zu verringern, daß er der reduzierten Größe der
Detektorgruppe entspricht.
Weitere Ausgestaltungen der Erfindung sind Gegenstand der
Unteransprüche.
Nachstehend wird die Erfindung in Verbindung mit der Zeichnung
anhand von Ausführungsbeispielen erläutert. Es zeigt:
Fig. 1 eine Rotations-Rotations-CT-Abtastvorrichtung,
Fig. 2 die räumliche Auflösung, die bei einer herkömmlichen
Rotations-Rotations-Abtastvorrichtung erzielt werden
kann, wobei dargestellt ist, warum das Nyquist-Krite
rium eine Verringerung um den Faktor Zwei der
theoretischen räumlichen Auflösung bewirkt,
Fig. 3 die Verschiebung der Detektoren zur Erhöhung der Meß-
bzw. Prüfdichte,
Fig. 4 die Verschiebung des Brennpunktes zur Vergrößerung
der Meß- bzw. Prüfdichte,
Fig. 5 die Geometrie einer Rotations-Rotations-Abtastvor
richtung in Polarkoordinaten,
Fig. 6 eine Polarkoordinaten-Darstellung der Daten, die von
einer herkömmlichen Rotations-Rotations-Abtastvor
richtung mit einer einzigen Röntgenquelle gesammelt
werden,
Fig. 7 eine Polarkoordinaten-Darstellung der Daten, die
durch Verschiebung des Brennpunktes zur Erhöhung der
Prüfdichte gesammelt werden,
Fig. 8 eine Polarkoordinaten-Darstellung der Daten, die
durch eine herkömmlichen Rotations-Rotations-Abtast
vorrichtung gesammelt werden, wobei der Winkelprüf
abstand und die Erfassungsdauer vergrößert sind,
Fig. 9 eine Polarkoordinaten-Darstellung der Daten, die
durch Vergrößerung des Winkelprüfabstandes und der
Erfassungsdauer gesammelt werden, sowie eine Ver
schiebung des Brennpunktes zur Erhöhung der Prüf
dichte,
Fig. 10 die Verwendung von Kollimatoren hohen Auflösungsver
mögens, um die räumliche Auflösung zu vergrößern,
Fig. 11 eine zweite Ausführungsform, die Kollimatoren hoher
Auflösung verwendet, um die räumliche Auflösung zu
erhöhen, und
Fig. 12 die Verwendung von Ablenkelektroden zur Ablenkung des
Elektronenstrahles zwischen abwechselnden getrennten
Brennpunkten an einer Targetelektrode.
In Fig. 1 bezeichnet die Ziffer 1 eine Quelle durchdringender
Strahlung, z. B. eine Röntgenquelle, die Strahlung durch einen
im wesentlichen ebenen Abschnitt eines Körpers überträgt, und
Ziffer 3 eine Vielzahl von individuellen Detektoren, die im
wesentlichen gleichförmig längs eines Bogens auf einem
drehbaren, im wesentlichen kreisförmigen Portal angeordnet
sind, das mit 6 bezeichnet ist und das vorzugsweise auf einem
Support 16 befestigt ist. Die Detektoren 3 sind im wesentli
chen in gleichem Abstand vorzugsweise längs eines Bogens in
der Nähe des Umfanges des Portals 6 angeordnet. Daten werden
gewonnen, wenn das Portal mit der Quelle 1 und den daran
befestigten Detektoren 3 in einer kontinuierlichen Dreh
schwenkung um den Patienten 5 gedreht wird. Die Rotations
mitte des Portals 6, d. h. sein Isozentrum, ist mit A bezeich
net. Die Quelle 1 emittiert Strahlung 17, die als Fächer
strahl dargestellt ist, der in einem im wesentlichen ebenen
Abschnitt des zu prüfenden Körpers liegt. Jeder Fächerstrahl,
der von der Quelle 1 emittiert wird, stammt im wesentlichen
aus einer getrennten Punktquelle innerhalb der Speisequelle
1. Die Pfeile C stellen die Rotationsrichtung der Anordnung
dar. Die Quelle 1 weist mindestens zwei getrennte punktför
mige Strahlungsquellen auf, wie schematisch in Fig. 4 gezeigt
ist.
In Fig. 1 bezeichnet die Ziffer 31 eine Vorrichtung zur
Winkelversetzung der Quelle und der Detektoren um den Körper
5, um zu erreichen, daß eine Strahlung eine Vielzahl von
koplanaren Pfaden in dem vorerwähnten ebenen Abschnitt
durchläuft und durch Detektoren 3 angezeigt. wird. Die
Vorrichtung 31 kann eine Vorrichtung zur Winkelversetzung des
Portals aufweisen. Mit 33 ist eine Vorrichtung bezeichnet,
die bewirkt, daß die mindestens zwei punktförmigen Strah
lungsquellen abwechselnd Strahlung emittieren. Die Vorrich
tung 33 kann eine Vorrichtung aufweisen, die bewirkt, daß die
punktförmigen Energiequellen abwechselnd Strahlung mit einer
Frequenz emittieren, deren Periode gleich der Zeitdauer ist,
die das Portal benötigt, damit es um einen Winkel gleich der
effektiven Detektorteilung am Isozentrum gedreht wird, die
durch einen aus zwei Linien gebildeten Winkel festgelegt ist,
welche das Isozentrum des Portals mit dem Mittelpunkt
benachbarter Detektoren, die am Portal angeordnet sind,
verbinden. Andererseits kann diese Periode mit N multipli
ziert werden, wobei N gleich 2, 4, 8, 16, . . . ist.
Die Bezugsziffer 35 bezieht sich auf eine Vorrichtung zur
Versetzung des Isozentrums A des Portals 15 in bezug auf die
Quelle 1 und die Detektoren 3.
Mit 37 ist eine Verschiebevorrichtung zum Verschieben der
Quelle 1 gegenüber den Detektoren 3 dargestellt. Diese
Verschiebevorrichtung 37 kann eine Vorrichtung zum periodi
schen Verschieben der Quelle zwischen mindestens zwei
getrennten Positionen in bezug auf die Detektoren als die
Quelle aufweisen, und die Detektoren werden im Winkel um den
Körper 5 verschoben. 39 bezeichnet eine Vorrichtung zum
Verschieben der Detektoren auf dem Portal. Diese Vorrichtung
39 kann eine Vorrichtung zum Verschieben der Detektoren
zwischen einer ersten Position, bei der die Detektoren
unsymmetrisch in bezug auf das Isozentrum angeordnet sind,
und einer zweiten Position, bei der die Detektoren symme
trisch in bezug auf das Isozentrum angeordnet sind, aufwei
sen. Die Vorrichtung 39 wird vorzugsweise in Verbindung mit
einer Halbgruppe von Detektoren verwendet, wie weiter unten
ausgeführt wird.
Die Geometrie herkömmlicher Rotations-Rotations-Abtastvor
richtung begrenzt den kleinsten möglichen Prüfabstand zum
Abstand zwischen zwei benachbarten Detektoren, so daß das
spezifische räumliche Auflösungsvermögen solcher Systeme auf
den doppelten Abstand zwischen zwei Detektoren begrenzt ist.
Mit anderen Worten heißt dies, daß der Meß- bzw. Prüfabstand
effektiv gleich der Strahlbreite ist. Die Konsequenz dieser
Schalt- bzw. Prüffrequenz ist, daß die räumliche Auflösung
einer Rotations-Rotations-Abtastvorrichtung nur halb so gut
ist wie theoretisch möglich. Dies wird durch das Nyquist-
Theorem gezeigt, das erfordert, daß mindestens zwei Prüfungen
pro Strahlbreite vorhanden sind, um eine maximale räumliche
Auflösung zu erzielen.
Fig. 2 zeigt, warum das Nyquist-Kriterium eine Verringerung
um einen Faktor 2 im theoretischen räumlichen Auflösungs
vermögen bei einer herkömmlichen Rotations-Rotations-CT-
Abtastvorrichtung ergibt. In Fig. 2 stellt "a" die Strahl
breite der von der Röntenquelle 1 übertragenen Strahlung und
"b" den Prüfabstand oder die Teilung dar. Nach dem Nyquist-
Kriterium soll das Prüfintervall "b" kleiner oder gleich der
Hälfte der Auflösung oder Strahlbreite "a" sein; d. h., daß
"b" kleiner als oder gleich a/2 sein muß. Wenn "b" kleiner
als a/2 ist, ist die räumliche Auflösung gleich "a". Ist "b"
größer als a/2, muß die räumliche Auflösung zur Vermeidung
von verfälschenden Artefakten verringert werden, und wird
infolgedessen größer als "a". Für den Fall b = a, wie er in
einer herkömmlichen Rotations-Rotations-CT-Abtastvorrichtung
gegeben ist, ist das räumliche Auflösungsvermögen etwa gleich
2b (und damit auch gleich 2a, weil b = a).
Fig. 3 zeigt die Technik der Verschiebung der Detektoren um
eine halbe Teilung, um die Prüf- bzw. Meßdichte zu ver
größern. Die verschobenen Detektoren sind durch gestrichelte
Linien und die Bezugszeichen 3′ dargestellt. In Fig. 3 stellt
a′ die Strahlbreite und b′ den Prüfabstand oder die Teilung
dar. In bezug auf Fig. 2 ist a′ = a und b′ = b/2 = a/2. Sind
die Detektoren nun um eine halbe Teilung verschoben, tritt
keine Verfälschung auf, weil das Nyquist-Kriterium erfüllt
ist, und die räumliche Auflösung wird "a". Die Auflösung ist
deshalb doppelt so groß wie in Fig. 2.
Fig. 4 zeigt eine Strahlungsquelle 1 in Form einer Röntgen
strahlquelle, die zwei getrennte punktförmige Strahlungs
quellen 9 und 11 besitzt. Die punktförmigen Quellen 9 und 11
können durch eine einzige Röntgenröhre mit zwei Heizfäden
dargestellt sein. Andererseits können sie durch eine Strah
lungsquelle 1 mit zwei Röntgenröhren gebildet werden, deren
jede eine getrennte punktförmige Strahlungsquelle besitzt.
Nach einer anderen Alternative können sie durch eine Ablenk
vorrichtung gebildet sein, die einen Elektronenstrahl
zwischen mindestens zwei getrennten Brennpunkten auf einer
Targetelektrode ablenkt, wie in Fig. 15 gezeigt. Eine
Vorrichtung 33 bewirkt, daß die getrennten punktförmigen
Strahlungsquellen 9 und 11 abwechselnd Strahlung emittieren.
Die Quelle 1 kann mit zwei oder mehr getrennten punktförmigen
Quellen versehen sein, die abwechselnd Strahlung emittieren.
Eine abwechselnde Verschiebung der punktförmigen Strahlungs
quelle oder des Brennpunktes aus der Position 9 in die
Position 11 in der Röntgenquelle 1 ergibt eine Zunahme der
Meßdichte. In Fig. 4 werden Röntgenstrahlen aus der Brenn
punktposition 9 emittiert, während Detektoren 3 in einer
Position 3 angeordnet sind. Aus der Brennpunktposition 9
werden weiter Röntgenstrahlen emittiert, wenn das Portal um
die Hälfte der Winkel-Detektorteilung gedreht wird, bis die
Detektoren 3 die Position 3′ einnehmen und der Brennpunkt 11
die gleich Lage einnimmt, wie der Brennpunkt 9 ursprünglich
eingenommmen hatte. An dieser Stelle werden Röntgenstrahlen
aus dem Brennpunkt 11 emittiert, wenn das Portal sich um eine
weitere halbe Detektorteilung dreht. Nachdem das Portal sich
um eine vollständige Detektorteilung gedreht hat, werden noch
einmal Röntgenstrahlen aus der Position 9 emittiert. Dieser
Zyklus wird über die Dauer der Abtastung wiederholt.
Die Verschiebung zwischen den Brennpunkten 9 und 11, die
erforderlich ist, um einen zweiten Brennpunkt zu erhalten,
der die gleiche Azimuth-Position einnimmt, wie sie der erste
Brennpunkt zu Beginn eingenommen hatte, als die Detektoren um
die Hälfte der Detektorteilung verschoben worden waren, wird
nach folgender Gleichung errechnet:
Δs = Rs/Rd × P (N + 1/2)
wobei Rs = der Abstand der Röntgenquelle zum Isozentrum des
Portals, d. h. der Mittelpunkt der Drehung des Portals,
Rd = der Abstand eines jeden Detektors zum Isozentrum,
P = die Detektorteilung, definiert als der Abstand zwischen den Mittelpunkten benachbarter Detektoren, und
N = 0, 1, 2, . . .
Für N = 0 ergibt sich Δs = Rs/Rd × P/2.
Rd = der Abstand eines jeden Detektors zum Isozentrum,
P = die Detektorteilung, definiert als der Abstand zwischen den Mittelpunkten benachbarter Detektoren, und
N = 0, 1, 2, . . .
Für N = 0 ergibt sich Δs = Rs/Rd × P/2.
Durch Erzielung von Mehrfach-Brennpunkten in der vorbeschrie
benen Weise wird die Prüf- bzw. Schaltfrequenz mindestens
verdoppelt, da die Strahlen 17′ zwischen benachbarten Strahlen
17 kontinuierlilch eingeschleift werden können, wenn die
Strahlungsquelle und die Detektoren um das Isozentrum gedreht
werden. Unter Verwendung einer Anordnung mit Mehrfachbrenn
punkten wird dieses Einschleifen unabhängig von irgendwelchen
Änderungen der räumlichen Beziehungen zwischen Quelle 1 und
Detektoren 3 erreicht, da die starre Beziehung zwischen
Röntgenquelle 1 und Detektoren 3 auf dem Portal über eine
volle Drehung von 360° des Portals aufrechterhalten wird.
Ferner werden die Strahlen eingeschleift, wenn die Strah
lungsquelle und die Detektoren um den Patienten gedreht
werdne. Das Einschleifen wird durch abwechselndes Emittieren
der Strahlung aus den Mehrpunktquellen der Strahlung oder
Brennpunkten erzielt. Eine Strahlung wird abwechselnd
zwischen Brennpunkten mit einer Frequenz emittiert, deren
Periode vorzugweise gleich der Zeitdauer ist, die erforder
lich ist, um das Portal über die Detektorstellung zu drehen.
Diese Periode kann auch mit N multipliziert werden, wenn N =
2, 4, 8, 16, . . .
Die erhöhte Meßdichte, die durch Mehrfachbrennpunkte sowie
alternative Datenerfassungsmethoden erzielt wird, ergibt sich
in Verbindung mit den Fig. 5-9, in denen die Daten in
Polarkoordinaten angegeben sind.
In Fig. 5 kann die räumliche Lage einer jeden Röntgenstrahl
messung in Polarkoordinaten (r, θ) relativ zum Isozentrum A
bezeichnet werden. Beispielsweise ist der Strahl, der durch
die Röntgenstrahlquelle 1 und den Detektor D₁ gebildet wird,
durch die Polarkoordinaten (r, θ) definiert, wobei r gleich
dem Abstand R₁ - 0 und θ = θ₁ ist. Der nächste Strahl im
Fächer, der durch die Quelle 1 und den Detektor D2 gebildet
ist, hat Polarkoordinaten (r, θ), bei denen r gleich dem
Abstand R₂ - 0 und θ = θ₂ ist. Es ergibt sich, daß r propor
tional der Detektorzahl ist, und daß bei einem gegebenen
Fächer θ für jeden Strahl um Δθ zunimmt, wobei Δθ der
Winkel ist, der von der Detektorteilung, von der Quelle 1 aus
gesehen, eingeschlossen wird.
Die Daten, die durch eine konventionelle Rotations-Rotations-
CT-Abtastvorrichtung mit einer einzigen Röntgenstrahlquelle
gesammelt werden, sind in Fig. 6 gezeigt. Die Daten von jedem
Fächer liegen längs einer Diagonalen in diesem r-θ-Diagramm,
da θ und r beide sich proportionale zu der Detektorzahl
ändern. Die Daten, die in einem bestimmten Fächer gesammelt
werden, sind entweder durch offene oder geschlossene Kreise
dargestellt, und dieses Symbol wechselt auf aufeinanderfol
genden Fächern.
Da das Portal während der Datenerfassung rotiert, erstreckt
sich jede Messung über einen kleinen Bereich von Werten von
θ. Die Kreise (entweder offen oder geschlossen) geben den
Mittelwert von θ an und die vertikalen Linien oberhalb oder
unterhalb des Kreises zeigen den Bereich in θ an, über den
Daten eingesammelt werden.
Nachdem die Daten erfaßt worden sind, können die Daten in
neuen Gruppierungen kombiniert werden, die als "Ansichten"
bezeichnet werden, die einen konstanten Winkel θ haben. Die
Daten in jedem Satz sind somit im wesentlichen parallele
Strahlen. In dem in Fig. 6 gezeigten Fall ist die Erfassungs
dauuer Δt für jeden Fächer die Zeitdauer, die das Portal
benötigt, um sich um den Winkel Δθ zu drehen.
Δt ist somit proportional Δθ- Δt = kΔθ, wobei 1/k
proportional der Rotationsgeschwindigkeit ist. Ferner ist die
Winkelprüfung, die durch den Winkelabstand zwischen den
Ansichten Δα gegeben ist, gleich Δθ. Das minimale Prüf
intervall gleicht der Detektorteilung, die in einer verrin
gerten räumlichen Auflösung resultiert, da das Nyquist-
Kriterium nicht erfüllt ist, wie weiter oben erläutert.
Bei Verwendung einer Röntgenstrahlquelle mit zwei Brenn
flecken, die um einen Abstand voneinander versetzt sind, der
durch obige Formel gegeben ist, und die abwechselnd Strahlung
emittieren, ergibt sich die in Fig. 7 gezeigte Anordnung. Die
Fächerdaten, die gesammelt werden, wenn der Brennfleck die
Position x (y) einnimmt, sind mit offenen (geschlossenen)
Kreisen dargestellt. Durch Halbieren der Integrationsdauer
und abwechselnd zwischen den Brennflecken x und y können die
Daten in Ansichten von konstantem θ organisiert werden, die
durch einen Winkelabstand Δα = Δθ voneinander getrennt sind.
Es ist ausschlaggebend, daß der Meßabstand gleich der Hälfte
der Detektorteilung ist, was das Nyquist-Kriterium erfüllt
und was zu einer erheblich verbesserten räumlichen Auflösung
führt.
Obgleich diese Ausführungsform parallele Ansichten ergibt,
das Nyquist-Kriterium erfüllt und zu einer wesentlich
verbesserten räumlichen Auflösung führt, ist es durch eine
verringerte Datenerfassungsdauer Δt = (kΔθ)/2 gekennzeich
net, da die Brennfleckposition jedesmal geändert wird, wenn
sich das Portal um die Hälfte der Winkel-Detektorteilung
dreht. Diese verkürzte Datenerfassungsdauer begrenzt die
Qualität des angezeigten Röntgenstrahlflusses und kann das
Signal-Geräusch-Verhältnis verringern, wie auch eine kost
spieligere, mit höherer Geschwindigkeit arbeitende Datener
fassungsanordnung erforderlich machen.
Dieser Nachteil läßt sich dadurch vermeiden, daß die Erfas
sungsdauer und der Winkelmeßabstand vergrößert wird. Fig. 8
zeigt das r-θ-Diagramm für eine herkömmliche Rotations-
Rotations-CT-Abtastvorrichtung mit einer Röntgenstrahlröhre
mit einem einzigen Brennfleck, der eine Drehung von 2Δθ pro
Erfassung dreht. Im Vergleich zu Fig. 6 ist die Integrati
onsdauer zweimal so lang und der Winkelabstand Δα doppelt so
groß, was zu halb so vielen Gesamtansichten führt. Der
minimale Meßabstand ist gleich der Detektorteilung, wie in
Fig. 6, was keine verbesserte räumliche Auflösung
bringt. Zusätzlich ergibt sich aus Fig. 8, daß die Daten
nicht in genau parallele Ansichten mit der Konstanten θ
organisiert werden können. Dies ergibt einen geringen Verlust
an Winkelauflösung, was wiederum die räumliche Auflösung bei
Abständen in größerem Abstand von dem Isozentrum, z. B. mit
einem Radius von 200 mm verschlechtert, wobei eine hohe
räumliche Auflösung weniger wichtig ist und üblicherweise aus
anderen Gründen in CT-Abtastvorrichtungen verringert wird.
Die räumliche Auflösung am Isozentrum ist jedoch bei diesem
Schema nicht verringert.
Kombiniert man die größere Datenerfassungsdauer mit einer
Röntgenstrahlquelle mit zwei Brennflecken, ergibt sich das
r-0-Diagramm nach Fig. 9. In diesem Fall wird die größere
Erfassungsdauer Δt = 2kΔθ erzielt, die viermal größer ist
als das Beispiel nach Fig. 7. Der Winkelmeßabstand ist
ebenfalls viermal größer, Δα = 4Δθ. Dies ergibt ein Viertel
der Gesamtanzahl von Ansichten nach Fig. 7, so daß der
Rechenaufwand der Bildrekonstruktion ohne Verlust an Bildqua
lität entscheidend reduziert werden kann. Wie im Falle der
Fig. 8 können, weil das Portal sich während der Erfassung um
mehr als Δθ dreht, die Daten nicht in exakt parallele
Ansichten mit der Konstanten θ organisiert werden. Die
resultierende leichte Verringerung der Bildqualität ist auf
die peripheren Bereich beschränkt, die weit von dem Isozen
trum wegliegen. Die Verwendung der beiden Brennflecke x und y
ergibt einen minimalen Meßabstand gleich der Hälfte der
Detektorteilung, was das Nyquist-Kriterium erfüllt und was
eine wesentlich verbesserte räumliche Auflösung trotz der
längeren Erfassungsdauer ergibt.
Fig. 10 zeigt die Verwendung eines Kollimators 13 hoher
Auflösung, um die Detektoröffnung zu reduzieren und die
räumliche Auflösung zu verbessern. Bei der bevorzugten
Ausführungsform verkleinern Stiftkollimatoren 13 die Detektor
öffnung und verbessern die räumliche Auflösung. In Fig. 10
hat "a" 50% seines Wertes nach den Fig. 4-6, und b =
2a, während der gewünschte Wert für die Meßteilung a/2 ist.
Eine Lösung besteht darin, eine Röntgenstrahlröhre mit drei
oder mehr Brennfleckpositionen zu verwenden, um die Meßdichte
zu erhöhen.
Bei einer Ausführungsform sind die Mittelpunkte der Kollimatoren hoher
Auflösung in den Mittelpunkten der Detektoren ausgerichtet,
wie in Fig. 10 gezeigt, so daß Stiftstrahlen 17′ im wesentli
chen auf die Mitten der Detektoren 3 auftreffen, und das
Isozentrum des Portals ist um ein Achtel der effektiven
Detektorteilung am Isozentrum versetzt. Bei der anderen
Ausführungsform, die in Fig. 11 gezeigt ist, können die
Mitten der Kollimatoren 13 hoher Auflösung aus den Mitten der
Detektoren D1 - Dn um ein Achtel der Detektorteilung versetzt
sein, derart, daß Stiftstrahlen, die die Kollimatoren 13
passieren, auf die Detektoren im wesentlichen an Stellen
auftreffen, die um angenähert ein Achtel der Detektorteilung
von den Mitten der Detektoren versetzt sind, und das Isozen
trum ist um ein Viertel der effektiven Detektorteilung am
Isozentrum versetzt. Wie in Fig. 11 gezeigt, stellt das
Bezugssymbol "Δ" die Versetzung der Kollimatormittelpunkte
relativ zu den Detektormittelpunkten dar, die einen gewünsch
ten, praktisch brauchbaren Wert haben kann, vorzugsweise
jedoch ein Achtel oder ein Viertel der Detektorteilung
beträgt. Das Bezugssymbol Δ′ stellt die Versetzung des
Isozentrums des Portals relativ zu der effektiven Detektor
teilung am Isozentrum dar, das ebenfalls einen gewünschten,
praktisch brauchbaren Wert haben kann, vorzugsweise jedoch
ein Viertel der Strahlbreite am Isozentrum beträgt. Im Falle
der Kollimation hinter dem Patienten zur Verringerung der
Detektoröffnung auf 50% wird die geforderte Erhöhung der
Meßfrequenz um den Faktor 4 durch Doppelt-Brennflecke (x2
Meßfrequenz) und eine Strahlversetzung um ein Achtel (x2
Meßfrequenz) erreicht.
Fig. 12 zeigt eine Röntgenstrahlröhre 10 mit einer Ablenkvor
richtung zum Ablenken eines Elektronenstrahles aus einer
Kathode 15 mit einem einzige Heizfaden 29 auf eine rotieren
de Anode 19. Ein kontinuierlicher oder intermittierender
Elektronenstrom aus dem Heizfaden 29 kann abwechselnd
zwischen zwei oder mehr Brennstellen 21 und 23 geschaltet
werden, die entsprechend auf der rotierenden Anode 19
voneinander versetzt sind. Die Schaltung wird durch Steuerung
der Spannung erzielt, die an die Ablenkplatten 25 und 27
gelegt wird. Das Schalten zwischen Brennstellen kann im
Rahmen vorliegender Erfindung auch durch andere Vorrichtungen
erzielt werden.
Claims (9)
1. Einrichtung zur Erzeugung tomographischer Bilder eines Körpers, mit
- a) einer Quelle (1) durchdringender Strahlung (17) zur Übertragung von Strahlung durch den Körper (5), wobei die Quelle (1) mindestens zwei getrennte punktför mige Strahlungsquellen (9, 11) aufweist, deren jede Strahlenbündel liefert,
- b) einer Detektorvorrichtung (3), die mit der Quelle (1) gekoppelt ist, die die aus den mindestens zwei getrennten punktförmigen Quellen (9, 11) emittierte Strahlung nach dem Durchgang der Strahlung durch den Körper anzeigt, und die eine Gruppe mit einer Vielzahl von individuellen Detektoren aufweist, die innerhalb des Strahlenbündels angeordnet sind,
- c) einem drehbaren Portal (6), auf dem die Strahlungsquelle (1) und die Detektoren (3) befestigt sind,
- d) einer Vorrichtung (31) zur Winkelverschiebung des Portals, die bewirkt, daß die von der Strahlungsquelle (1) emittierte Strahlung eine Vielzahl von Pfaden durch den Körper durchläuft und von der Detektorvorrichtung (3) zur Erzielung der Ab tastdaten angezeigt wird,
- e) eine Vorrichtung (33), die bewirkt, daß die mindestens zwei getrennten punkt förmigen Strahlungsquellen (9, 11) abwechselnd Strahlung während einer Zeit dauer emittieren, die gleich der Zeitdauer ist, die von Quelle und Detektor be nötigt wird, um eine Drehbewegung über einen Winkel gleich einer Einzelde tektorlänge auszuführen, und
- f) eine Vorrichtung zum Verarbeiten der angezeigten Strahlung mit der vergrößerten
Abtastdichte, um einen erhöhte räumliche Auflösung in den tomographischen
Bildern zu erhalten,
gekennzeichnet durch, - g) eine Anordnung der mindestens zwei voneinander getrennten, punktförmigen Strahlungsquellen (9, 11) in einem vorbestimmten Abstand, der etwa gleich RS/Rd × P (N + 1/n) ist, wobei RS = der Abstand von der auf dem Portal be festigten Quelle zum Drehmittelpunkt des drehbaren Portals, Rd = der Abstand eines jeden der Detektoren zu diesem Drehmittelpunkt, P = der Mittenabstand zweier benachbarer Detektoren, n = die Anzahl von getrennten punktförmigen Strahlungsquellen, und N = 0, 1, 2, . . . ist.
2. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Quelle (1) eine
Target-Elektrode zum Emittieren von Strahlung in Abhängigkeit von einem Strahl von
darauf auftreffenden Elektronen und eine Ablenkvorrichtung zum Ablenken des
Elektronenstrahles zwischen mindestens zwei getrennten Brennflecken auf der
Target-Elektroden aufweist.
3. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Quelle (1) min
destens zwei Röntgenstrahlen aufweist, deren jede eine getrennte, punktförmige
Strahlungsquelle darstellt.
4. Einrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Quelle (21) eine
stationäre Anode aufweist.
5. Einrichtung nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Quelle (1)
eine rotierende Anode aufweist.
6. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Quelle (1) einen
Fächerstrahl emittiert, und daß eine Kollimatorvorrichtung (13) zur Verringerung der
Breite des Strahles vorgesehen ist, der von der Detektorvorrichtung angezeigt wird.
7. Einrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Kollimatorvor
richtung (13) eine hohe Auflösung hat und vorzugsweise ein Stiftkollimator ist.
8. Einrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Quelle (1) min
destens drei getrennte punktförmige Strahlungsquellen besitzt.
9. Einrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Detektorvorrichtung
(3) eine Vielzahl von individuellen Detektoren besitzt, die im wesentlichen gleich
förmig längs eines Bogens auf dem Portal angeordnet sind, daß die Kollimatorvor
richtung (13) eine entsprechende Vielzahl von Kollimatoren aufweist, wobei der
Mittelpunkt eines jeden Kollimators mit dem Mittelpunkt des Detektors ausgerichtet
ist, und daß eine Vorrichtung zur Versetzung des Drehmittelpunktes des Portals um
einen Abstand wahlweise gleich einem Viertel oder einem Achtel der effektiven
Detektorteilung am Drehmittelpunkt vorgesehen ist.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US51812183A | 1983-07-28 | 1983-07-28 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE3426934A1 DE3426934A1 (de) | 1985-05-23 |
DE3426934C2 true DE3426934C2 (de) | 1997-07-17 |
Family
ID=24062643
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE3426934A Expired - Lifetime DE3426934C2 (de) | 1983-07-28 | 1984-07-21 | Einrichtung zur Erzeugung tomographischer Bilder eines Körpers |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS60106439A (de) |
DE (1) | DE3426934C2 (de) |
FR (1) | FR2549711B1 (de) |
IL (1) | IL72276A (de) |
NL (1) | NL193257C (de) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19807884C2 (de) * | 1998-02-25 | 2003-07-24 | Achim Schweikard | Verfahren zur Kalibrierung einer Aufnahmevorrichtung zur Bestimmung von räumlichen Koordinaten anatomischer Zielobjekte und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens |
Families Citing this family (13)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0176314B1 (de) * | 1984-09-21 | 1992-06-10 | Picker International, Inc. | Röntgen-Anordnung |
US4682291A (en) * | 1984-10-26 | 1987-07-21 | Elscint Ltd. | Noise artifacts reduction |
JPH0223946A (ja) * | 1988-07-14 | 1990-01-26 | Toshiba Corp | X線ct装置 |
JPH0798039B2 (ja) * | 1988-07-20 | 1995-10-25 | 三菱電機株式会社 | コンピュータ断層撮影装置 |
US5173852A (en) * | 1990-06-20 | 1992-12-22 | General Electric Company | Computed tomography system with translatable focal spot |
DE19851556C2 (de) * | 1998-11-09 | 2000-11-23 | Siemens Ag | CT-Gerät |
EP1713392B1 (de) * | 2004-01-29 | 2009-02-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Computertomographie-darstellung mit pixel-versatz und fokaler punkt-modulation |
US7333587B2 (en) * | 2004-02-27 | 2008-02-19 | General Electric Company | Method and system for imaging using multiple offset X-ray emission points |
EP2002286A2 (de) | 2006-03-29 | 2008-12-17 | Philips Intellectual Property & Standards GmbH | Effiziente messung von doppelenergie-röntgenstrahlenabschwächung |
DE102006046741A1 (de) * | 2006-09-29 | 2008-04-10 | Siemens Ag | Röntgensystem und Verfahren zur Tomosyntheseabtastung |
WO2016009787A1 (ja) * | 2014-07-18 | 2016-01-21 | 株式会社日立メディコ | X線ct装置、および、x線ct画像の撮影方法 |
CN106488744B (zh) | 2014-07-28 | 2019-09-24 | 株式会社日立制作所 | X射线拍摄装置以及图像重建方法 |
DE102019125350A1 (de) | 2019-09-20 | 2021-03-25 | DENNEC GmbH | Computertomograph |
Family Cites Families (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3250916A (en) * | 1963-06-14 | 1966-05-10 | Machlett Lab Inc | Stereo x-ray device |
US4206360A (en) * | 1975-03-19 | 1980-06-03 | E M I Limited | Radiography |
US4149079A (en) * | 1976-07-14 | 1979-04-10 | Elscint, Ltd. | Method of and means for scanning a body to enable a cross-section thereof to be reconstructed |
NL7607976A (nl) * | 1976-07-19 | 1978-01-23 | Optische Ind De Oude Delft Nv | Inrichting voor tomografie met voorzieningen waardoor signaalprofielen afgeleid van een di- vergerende stralingsbundel kunnen worden gere- construeerd in signaalprofielen die elk corre- sponderen met een bundel van evenwijdig inval- lende stralen. |
GB1595805A (en) * | 1977-02-24 | 1981-08-19 | Emi Ltd | Radiography |
DE2714759C3 (de) * | 1977-04-01 | 1981-03-26 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Röntgendiagnostikgerät zur Herstellung von Transversalschichtbildern |
GB1598685A (en) * | 1977-04-28 | 1981-09-23 | Emi Ltd | Radiography |
DE2723401A1 (de) * | 1977-05-24 | 1978-12-07 | Siemens Ag | Schichtgeraet zur herstellung von transversalschichtbildern |
GB2002988B (en) * | 1977-08-18 | 1982-04-07 | Emi Ltd | Radiography |
FR2425836A1 (fr) * | 1978-05-16 | 1979-12-14 | Radiologie Cie Gle | Appareil tomographique a gaine unique porteuse de tubes a rayons x et de detecteurs |
DE2823859A1 (de) * | 1978-05-31 | 1979-12-13 | Siemens Ag | Roentgenschichtgeraet fuer transversalschichtbilder |
DE2951222A1 (de) * | 1979-12-19 | 1981-06-25 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Roentgenschichtgeraet zur herstellung von transversalschichtbildern |
-
1984
- 1984-07-02 IL IL72276A patent/IL72276A/xx unknown
- 1984-07-21 DE DE3426934A patent/DE3426934C2/de not_active Expired - Lifetime
- 1984-07-23 NL NL8402331A patent/NL193257C/nl not_active IP Right Cessation
- 1984-07-25 FR FR848411802A patent/FR2549711B1/fr not_active Expired - Lifetime
- 1984-07-28 JP JP59158523A patent/JPS60106439A/ja active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19807884C2 (de) * | 1998-02-25 | 2003-07-24 | Achim Schweikard | Verfahren zur Kalibrierung einer Aufnahmevorrichtung zur Bestimmung von räumlichen Koordinaten anatomischer Zielobjekte und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE3426934A1 (de) | 1985-05-23 |
IL72276A (en) | 1988-01-31 |
FR2549711B1 (fr) | 1991-01-25 |
NL193257C (nl) | 1999-04-02 |
FR2549711A1 (fr) | 1985-02-01 |
NL193257B (nl) | 1998-12-01 |
NL8402331A (nl) | 1985-02-18 |
JPS60106439A (ja) | 1985-06-11 |
IL72276A0 (en) | 1984-11-30 |
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