DE68917846T3 - Verfahren und Gerät für Bilddarstellungen. - Google Patents

Verfahren und Gerät für Bilddarstellungen.

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Dominic J. Heuscher
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Description

  • Die Erfindung betrifft bildgebende Geräte und Verfahren. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf medizinische diagnostische bildgebende Geräte und Verfahren, insbesondere Geräte und Verfahren für die Computertomographie (CT). Die Erfindung findet Anwendung in Verbindung mit volumetrischer medizinischer diagnostischer Bildgebung und wird mit speziellem Bezug darauf beschrieben. Es versteht sich jedoch, dass sich die Erfindung auch auf ein Einzelschichtbildgebung, Qualitätskontrolluntersuchungen und Ähnliches bezieht.
  • Bis jetzt enthielten CT-Geräte, z. B. Scanner, eine Vielzahl von diskreten Strahlungsdetektoren, die in einem Ring angeordnet sind oder einem Abschnitt eines Rings, der drehbar ist, und zwar um einen Patientenuntersuchungsbereich. Jeder diskrete Detektor enthielt einen Szintillationskristall, der eine ausgewählte Schicht eines Patienten in dem Durchsuchungsbereich durchquerende Strahlung empfing und die Strahlungsenergie in Licht umwandelte. Eine Halbleiterphotodiode oder eine Vakuumphotomultiplier-Röhre wandelte das vom Szintillationskristall emittierte Licht in Signale um, die für die Intensität des emittierten Lichts bezeichnend waren und damit für die Intensität der empfangenen Strahlung. Indem zwei benachbarte Ringe von Photodioden oder Photomultiplier-Röhren Rücken an Rücken vorgesehen wurden, sind zwei Schichten gleichzeitig gesammelt worden.
  • Die Verwendung von diskreten Strahlungsdetektoren, die Photodioden oder Photomultiplier-Röhren enthalten, hat verschiedene Nachteile. Zunächst ist die Installation arbeitsintensiv und teuer. Weiter neigen die Szintillationskristall/Photodioden- oder Photomultiplier-Röhren-Detektoren dazu, relativ voluminös zu sein, was die Anzahl begrenzt, die in einem Ring um den Untersuchungsbereich angeordnet werden kann. Diese Anzahl kann auch durch die Abtastfrequenz und die Datenverarbeitungskapazität des Scanners begrenzt sein.
  • In derartigen Scannern litten dicke Schichten, die erzeugt wurden, wenn die gesamte Fläche jedes diskreten Detektors Strahlung empfing, unter sichtbaren partiellen Volumeneffekten und durch Abschirmung eines Teils jedes Detektors gegen empfangene Strahlung wurden schmale Schichten erzeugt. Weiter erforderten die Flussbegrenzungen der Photomultiplier-Röhren in derartigen Detektoren längere Abtastzeiten für dünne Schichten, wodurch der Durchsatz an Patienten abnahm.
  • Der vorliegenden Erfindung liegt als Aufgabe zugrunde, ein bildgebendes Gerät und ein Bildgebungsverfahren zu schaffen, in denen die obigen Probleme überwunden werden.
  • Gemäß einem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein wie in Anspruch 1 definiertes bildgebendes Gerät verschafft.
  • Gemäß einem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein wie in Anspruch 14 definiertes Bildgebungsverfahren verschafft.
  • Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung liegt in der Erzeugung von volumetrischen Daten für ein Volumen, das durch die Projektion des fächerförmigen Bündels einer Röntgenstrahlenquelle definiert werden kann, die sich auf einer kreisförmigen Bahn bewegt, wenn die Position eines Patiententisches inkrementiert wird. Alternativ kann sich die Röntgenstrahlenquelle kontinuierlich auf einer kreisförmigen Bahn bewegen, wenn sich der Tisch auch kontinuierlich bewegt. Dies hat zur Folge, dass die Quelle relativ zu dem Patienten einer spiralförmigen Bahn um den Patienten folgt. In derartigen Anordnungen wird die Nutzung des Röntgenstrahlenflusses erhöht und die gesamte Untersuchungszeitdauer für ein gegebenes Volumen wird signifikant verringert.
  • Ein anderer Vorteil der vorliegenden Erfindung liegt in ihrer Flexibilität und Bildgebungsvielseitigkeit. Mehrfache Detektoren können gruppiert werden, um einen hohen Photowirkungsgrad aufrechtzuerhalten, während die Menge an Daten, die zu sammeln und zu verarbeiten sind, reduziert wird. Dies kann mit einer minimalen Verringerung der Auflösung durchgeführt werden. Wenn Detektoren in der axialen Richtung gruppiert werden, werden partielle Volumenartefakte über laufende Scans der gleichen Schichtdicke signifikant verringert.
  • Zu anderen Vorteilen gehört die Fähigkeit, mehrfache dünne Schichten von mehr als einer Dicke erhalten zu können. Weil diese Schichten einander benachbart oder nahezu benachbart sind, werden die Effekte außerhalb der Ebene minimiert.
  • EP-A-0 112 475 offenbart ein Bildgebungsgerät mit: Mitteln, die einen Untersuchungsbereich definieren; Strahlungsquellenmitteln zum Drehen eines Strahlungsbündels um den Untersuchungsbereich; Mitteln zum Empfangen von Strahlung, die den Untersuchungsbereich durchquert hat, und zum Erzeugen elektrischer Signale, die für die emp fangene Strahlung bezeichnend sind, wobei die Mittel zum Empfangen eine Vielzahl von segmentierten Feldern von strahlungsempfindlichen Zellen umfassen, und Bildrekonstruktionsmitteln zum Rekonstruieren der elektrischen Signale zu einer Bilddarstellung.
  • Ein bildgebendes Gerät und ein Bildgebungsverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung sind in der Zeichnung dargestellt und werden in Weiteren näher beschrieben. Es zeigen:
  • Fig. 1 eine schematische Darstellung des bildgebenden Gerätes;
  • Fig. 2 den Betrieb eines Kollimators des Gerätes;
  • Fig. 3 eine schematische Darstellung eines Strahlungsdetektionsmittels des Gerätes und
  • Fig. 4 eine schematische Darstellung eines alternativen Strahlungsdetektionsmittels.
  • Mit Bezug auf Fig. 1 bildet ein CT-Scanner 10 Querschnittschichten eines Bereichs eines Patienten selektiv ab, der auf einer stationären Patientenliege 12 innerhalb eines Abtastkreises oder einer Patientenöffnung 14 gelagert ist. Bei einigen Anwendungen wird die Patientenliege inkrementiert, um eine Vielzahl von parallelen Schichten aufzunehmen. Bei Anwendungen bewegt sich die Liege kontinuierlich derart, dass der Patient längs eines spiralförmigen Weges abgetastet wird. Eine Röntgenröhre 16 zum Emittieren eines fächerförmigen Strahlungsbündels in Richtung des Abtastkreises 14 und diesen überspannend ist auf einem drehbaren Portal 18 befestigt. Alternativ kann eine Vielpunktröntgenröhre verwendet werden, um die Dicke des fächerförmigen Strahlenbündels zu erhöhen oder eine Vielzahl von parallelen Strahlen zu erzeugen.
  • Mit Bezug auch auf Fig. 2 definiert ein Kollimator 20 die Abmessungen des (der) Röntgenstrahlenbündel(s), insbesondere dessen Breite, um die Dicke einer individuellen Schicht oder Gruppe von Schichten auszuwählen, die abgebildet werden. Ein äußerer kontinuierlich einstellbarer Kollimatorteil 22 stellt die Gesamtbreite des Röntgenstrahlenbündels ein, d. h. die Breite der äußeren Schichten. Wenn der äußere Kollimatorteil genügend geschlossen ist, können die äußeren Schichten beseitigt werden und die mittlere oder die innere(n) Schicht(en) kann/können verengt werden. Wenn die Hälften des äußeren Kollimatorteils 22 unabhängig bewegt werden, kann eine der äußeren Schichten beseitigt werden und die andere auf eine ausgewählte Breite eingestellt werden, z. B. die Breite der inneren Schicht. Ein innerer Kollimatorteil 24 verengt selektiv die mittlere oder die innere Schicht. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel weist der innere Kollimatorteil 24 ein festes Profil auf, das selektiv in das Strahlungsbündel hinein oder aus dem Strahlungsbündel heraus bewegt wird. Optional können die festen Kollimatorsegmente auswählbare Profile haben, sodass die Kollimierung der mittleren Schicht einstellbar ist. Natürlich können andere mechanische Schichtdickeneinstellungs- oder Auswahlvorrichtungen für die inneren und äußeren Schichten verwendet werden.
  • Eine Vielzahl von segmentierten Detektorfeldmodulen 30 empfängt Strahlung, die den Abtastkreis durchquert hat, und erzeugt Ausgangssignale, die für die Intensität der empfangenen Strahlung bezeichnend sind. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel umfassen 128 Detektormodule je drei Spalten von 24 Photodioden, um drei Ringe von 2880 Photodioden pro Ring um den Abtastkreis herum zu definieren.
  • Mit Bezug auf Fig. 3 umfasst jedes Detektormodul drei Spalten A, B, C von je 24 röntgenstrahlempfndlichen Zellen. Die Zellen der Spalte A werden mit A1-A24 usw. bezeichnet. Natürlich können andere Anzahlen von Spalten, wie z. B. fünf oder mehr, vorgesehen werden und andere Anzahlen von strahlungsempfindlichen Zellen können innerhalb jeder Spalte vorgesehen werden, ohne von der vorliegenden Erfindung abzuweichen. Die mittlere Spalte B ist vorzugsweise schmaler als die Seitenspalten A und C. Dadurch kann die mittlere Spalte eine höhere Auflösung aufweisen oder eine schmalere Schicht definieren. Indem der Kollimator 20 selektiv eingestellt wird, kann die Menge der Strahlung, die auf die äußeren Spalten A und C auftrifft, und die Menge, die auf die innere Spalte B auftrifft, selektiv eingestellt werden. Dies ermöglicht, dass die durch die äußeren Spalten definierte Schicht die gleiche ist wie die mittlere Spalte, breiter oder enger. Innerhalb jeder Spalte gibt es eine Vielzahl von Zellen mit verschiedener Höhe. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wechseln größere Zellen A1, A2, A5, ... A23, B1, B3, ... B23, C1, C3, ... C23 mit kürzeren Zellen A2, A4, A6, ... A24, B2, B4, ... B24, C2, C4, ... C24 ab.
  • In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel sind die strahlungsempfindlichen Zellen der Module 30 Photodioden. Ein Feld von Ladungsinjektoren 32 lädt beim Abtastintervall jede Photodiode des Feldes wieder auf ein vorgewähltes Ladungsniveau auf. Wenn Strahlung auf die Photodioden auftrifft, wird die Ladung im Verhältnis zur Intensität der Strahlung und der Dauer der Belichtung dissipiert. Am Ende jedes Abtastintervalls, wenn die Injektoren 32 jede Photodiode wieder aufladen, liefern die Injektoren eine gleiche Menge von Ladung an entsprechende Zellen eines Feldes 34 von ladungsgekoppelten Anordnungen (CCD-Feld). Das CCD-Feld 34 weist drei Spalten aus Zellen auf, die in Fig. 3 mit der gleichen Bezeichnung wie die entsprechende Photodiode des Photodiodenfeldes 30 gekennzeichnet sind. Die Zellen des CCD-Feldes können in einer anderen Reihenfolge angeordnet sein als die entsprechenden Dioden des Photodiodenfeldes, um die Reihenfolge von Daten an die von nachgeschalteter Verarbeitungsapparatur erwartete anzupassen. Auf diese Weise wird das CCD-Feld mit Ladungswerten geladen, die für die Ladungsmenge bezeichnend sind, die notwendig ist, um jede Photodiode wieder auf die vorgewählte Ladung aufzuladen, d. h. die dissipierte Ladungsmenge. Optional kann eine Angabe der auf jeder Photodiode verbleibenden Ladung zum CCD-Feld übertragen werden.
  • Nach jedem Abtasten werden die Ladungswerte in den Zellen jeder Spalte A, B und C des CCD-Feldes schnell zu Ladungsverstärkern 36a, 36b bzw. 36c verschoben. In dem 3 · 24 großen Zellenfeld wird jeder Ladungswert in einer Zeit gleich 1/24 oder weniger des Abtastintervalls verschoben. Auf diese Weise werden die Daten aus einer Abtastung in serielle Videosignaldaten umgewandelt und das CCD-Feld ist bereit, vor der nächsten Abtastung neue Daten zu empfangen. Wenn die drei Spalten von Zellen seriell statt parallel ausgelesen werden, werden die Daten aus jeder Spalte dreimal so schnell herausgetaktet, sodass alle drei Spalten vor der nächsten Abtastung geleert werden.
  • Insbesondere mit Bezug auf Fig. 1 werden elektrische Ausgangssignale aus Verstärkern wie 36a, 36b und 36c, die für die Menge der von den Photodioden jedes Ringes empfangene Strahlung bezeichnend sind, durch ein Abtastmittel 40 abgetastet. Pufferspeicher 42 speichern die abgetasteten Daten, bis ein Eingangsprozessormittel 44 die Signale digitalisiert und digitale Signalverarbeitungsoperationen ausführt, wie sie in der Technik bekannt sind. In dem veranschaulichten Ausführungsbeispiel empfängt jeder Puffer von einem der Ringe seriell Daten. Ein Verknüpfungsmittel 46a, 46b umfasst ein Zwischenringgewichtungs- und Filtermittel 46a, zum selektiven Gewichten und Filtern der Daten aus den unterschiedlich dimensionierten Zellen jedes Ringes. Ein Logarithmusmittel 48 wandelt die Daten in ihre logarithmischen Werte um. In dem veranschaulichten Ausführungsbeispiel verarbeiten drei logarithmische Schaltkreise jeweils die Daten aus einem Ring.
  • Das Verknüpfungsmittel 46a, 46b umfasst weiter ein axiales Verknüpfungsmittel 46b zum Kombinieren der Daten aus den Ringen. In Reaktion auf den Operator, der eine Bildgebungbetriebsart auswählt, wählt das Verknüpfungsmittel einen entsprechenden Verknüpfungsalgorithmus aus. Die selektierten oder kombinierten Daten werden mit einem Bildrekonstruktionsmittel 50 zu einer Bilddarstellung rekonstruiert, wie z. B. mit einem Faltungs- und einem gefilterten Rückprojektionsalgorithmus. Die Bilddarstellung kann in einem oder mehreren Bildspeichern 52 zum selektiven Anzeigen auf einem oder mehre ren Videomonitoren 54 abgespeichert werden. Auch können die Bilddarstellungen in einem Computerspeicher gespeichert werden, auf Band gespeichert werden, weiterer Verarbeitung unterworfen werden oder ähnliches.
  • Der Operator kann verschiedene Bildgebungsbetriebsarten einschließlich Einzel- und Mehrschichtbetriebsarten mit verschiedenen Auflösungen auswählen. In den verschiedenen Betriebsarten werden die Ausgänge der Ringe in verschiedener Weise kombiniert, sowohl axial als auch transversal, oder unabhängig verarbeitet. Zum Beispiel werden in einer Einzelschichtbetriebsart die Ausgänge jedes Satzes entsprechender A-B- und C-Zellen kombiniert. Insbesondere stellt der äußere Kollimatorteil 22 die äußere Schichtbreite ein und der innere Kollimatorteil 24 die Breite der mittleren Schicht. Die drei Ringe aus Zellen empfangen die Strahlung und erzeugen Ausgangssignale, die zum Erzeugen dreier Schichten verwendet werden könnten. Sofern die mittleren und die äußeren Spalten der Zellen nicht der gleichen Strahlungsmenge ausgesetzt werden, weisen die drei Schichten unterschiedliche Auflösungen auf. Die entsprechenden Zellen der drei Ringe werden gewichtet, um die verschiedenen Auflösungen zu berücksichtigen, summiert, gemittelt oder Ähnliches. In einer Anordnung, in der die mittleren Zellen 3 mm breit und die äußeren 4 mm breit sind, ist diese Einzelschichttechnik auf Schichten mit einer Breite von etwa drei bis zehn Millimeter anwendbar.
  • Bei einer anderen Einzelschichtbetriebsart wird nur die zentrale Spalte der Strahlungszellen verwendet. Der einstellbare äußere Kollimatorteil 22 oder der innere Kollimatorteil 24 können verwendet werden, um die Breite der Einzelschichten unter die Breite der mittleren Spalte der Zellen zu verringern.
  • Bei einer Mehrschichtbetriebsart werden drei Schichten erzeugt. Das heißt, die Daten aus jedem der drei Ringe von Zellen werden separat verarbeitet. Die mittlere Schicht hat die Breite der mittleren Spalte der Zellen oder die Breite, die durch den inneren Kollimatorteil 24 definiert worden ist. Die Breite der äußeren Schichten wird separat durch den äußeren Kollimatorteil 22 eingestellt. Für viele Anwendungen ist es vorteilhaft, wenn alle drei Schichten die gleiche Breite oder Auflösung zu haben. Bei einer anderen Mehrschichtbetriebsart werden zwei überlappende Schichten erzeugt. Daten aus entsprechenden Zellen der mittleren Spalte und einer Spalte werden kombiniert, um einen Datensatz zu erzeugen. Daten aus entsprechenden Zellen der mittleren Spalte und der anderen Seitenspalte werden auch kombiniert, um einen zweiten Satz von Daten zu erzeugen. Die beiden Datensätze, die überlappende Schichten darstellen, werden separat verarbeitet. Wieder kann die Breite der Schichten mit dem Kollimator 20 eingestellt werden.
  • Als noch eine weitere Alternative können Querkombinationen von strahlungsempfindlichen Zellen ausgewählt werden. In einer räumlich gewichteten, ansichtmittelnden Betriebsart werden benachbarte verschieden dimensionierte Zellen innerhalb des gleichen Ringes A, B oder C kombiniert oder gewichtet. Dies mittelt die Ansichten, aus denen das resultierende Bild rekonstruiert wird, in effektiver Weise. Bei einer filternden Betriebsart werden die Daten aus benachbarten Zellen innerhalb jedes Ringes zeitlich gemittelt oder gewichtet. Bei einer ansichtmittelnden Betriebsart werden die Ausgänge benachbarter Zellen innerhalb jedes Ringes summiert oder gemittelt, und zwar ohne Filterung und Gewichtung. Als noch eine andere Alternative können die Ansichten, die summiert oder gemittelt werden, die oben beschriebenen zeitgefilterten oder räumlich gewichteten Ansichten sein. Natürlich können verschiedene andere Bildgebungsbetriebsarten oder Kombinationen dieser Bildgebungsbetriebsarten ausgewählt werden. Das Logarithmieren kann früher oder später in dem Verarbeitungsablauf erfolgen. Vorzugsweise erfolgt das Logarithmieren vor einer axialen Kombination, um partielle Volumeneffekte zu verringern.
  • Mit Bezug auf Fig. 4 könnte das Photodiodenfeld 30 auch mit einem Feld von Feldeffekttransistor-(FET-)Schaltern 60 verbunden sein, anstelle des wie oben beschriebenen CCD-Feldes. Die FETs werden zum Übermitteln einer Angabe zur Leitfähigkeit der Photodiode an einen der Ausgangsverstärker 36a, 36b und 36c je mit einer jeweiligen der Photodiode verbunden. Vorzugsweise wird eine momentane Spannung über eine Photodioden- und Widerstandskombination gemessen. Optional können andere Mittel außer einem FET-Feld oder einem CCD-Feld zum Umwandeln von gleichzeitig gesammelten Daten in serielle Datensignale vorgesehen sein.

Claims (14)

1. Bildgebendes Gerät mit: einem Mittel (18) zum Festlegen eines Untersuchungsbereichs (14), um darin ein abzubildendes Subjekt aufzunehmen; einem Strahlungsquellenmittel (16) zum Drehen eines Strahlungsbündels um den Untersuchungsbereich (14); einem Mittel (30, 32, 34 oder 30, 60) zum Empfangen von Strahlung, die den Untersuchungsbereich (14) durchquert hat, einschließlich Strahlung, die einen interessierenden Bereich des Subjektes durchlaufen hat, und Erzeugen elektrischer Signale, die für die empfangene Strahlung bezeichnend sind, wobei das Mittel (30, 32, 34 oder 30, 60) zum Empfangen eine Vielzahl von segmentierten Feldern (30) aus strahlungsempfindlichen Zellen (A1 ... A24, B1... B24, C1 ... C24) umfasst; und einem Bildrekonstruktionsmittel (50) zum Rekonstruieren der elektrischen Signale zu einer Bilddarstellung des interessierenden Bereiches, dadurch gekennzeichnet, dass jedes segmentierte Feld (30) ein zweidimensionales reguläres Gitter aus strahlungsempfindlichen Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) auf einem gemeinsamen Substrat umfasst, wobei das Gitter eine Vielzahl von Spalten (A, B, C) aus strahlungsempfindlichen Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) aufweist, die sich längs eines Umfangs des Untersuchungsbereiches (14) erstrecken, und eine Vielzahl von Reihen (1 ... 24) aus strahlungsempfindlichen Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24), die sich in einer längs des Untersuchungsbereiches (14) verlaufenden Richtung erstrecken, wobei jedes segmentierte Feld (30) Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) unterschiedlicher Größe enthält, wobei die Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) unterschiedlicher Größe in jedem segmentierten Feld (30) Strahlung empfangen, die den interessierenden Bereich des Subjektes durchlaufen hat.
2. Gerät nach Anspruch 1, worin das Mittel zum Empfangen (30, 33, 34 oder 30, 60) ein Serialisierungsmittel (32, 34 oder 60) umfasst, sodass die elektrischen Signale zumindest ein Ausgangssignal aus seriellen Datenwerten umfassen.
3. Gerät nach Anspruch 2, worin das Serialisierungsmittel (32, 34 oder 60) umfasst: ein CCD-Feld (34) (CCD: charge-coupled device; ladungsgekoppelte Anordnung) und ein Ladungsinjektormittel (32) zum Übertragen von Ladungswerten, die für die Strahlung bezeichnend sind, die von den Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) der segmentierten Felder (30) empfangen worden sind, zu dem CCD-Feld (34), wobei das CCD-Feld (34) getaktet wird, um das oder jedes Ausgangssignal zu erzeugen.
4. Gerät nach Anspruch 2, worin das Serialisierungsmittel (32, 34 oder 60) ein Feld (60) aus Feldeffekttransistoren auf einem gemeinsamen Substrat umfasst.
5. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das weiterhin enthält: ein Abtastmittel (40) zum Abtasten der aus jeder Zelle (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) stammenden elektrischen Signale und ein Verknüpfungsmittel (46a, b) zum selektiven Kombinieren der abgetasteten elektrischen Signale.
6. Gerät nach Anspruch 5, das weiterhin enthält: ein Logarithmusmittel (48) zum Bestimmen des Logarithmus der abgetasteten elektrischen Signale, wobei das Logarithmusmittel (48) wirksam mit dem Verknüpfungsmittel (46a, b) verbunden ist.
7. Gerät nach Anspruch 5 oder 6, worin das Verknüpfungsmittel (46a, b) ein Gewichtungs- und Filtermittel (46a) zum selektiven räumlichen Gewichten und zeitlichen Filtern der elektrischen Signale enthält.
8. Gerät nach Anspruch 1, das weiterhin eine Vielzahl von Speichermitteln (42) enthält, wobei jedes Speichermittel (42) aus einer zuvor selektierten Teilmenge von Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) jedes segmentierten Feldes (30) stammende elektrische Signale speichert, und ein Verknüpfungsmittel (46a, b) zum selektiven Kombinieren gespeicherter, aus dem Speichermittel (42) stammender elektrischer Signale, wobei das Verknüpfungsmittel (46a, b) wirksam mit dem Bildrekonstruktionsmittel (50) verbunden ist, um ihnen die kombinierten elektrischen Signale zuzuführen.
9. Gerät nach Anspruch 1 oder 8, das weiterhin enthält: ein CCD-Feld (34) mit einer Vielzahl von Spalten (A, B, C) von CCD-Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24); ein Injektormittel (32) zum Übertragen von Ladungswerten, die bezeichnend für Strahlung sind, die von den Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) der segmentierten Felder (30) empfangen worden ist, zu dem CCD-Feld (34); eine Vielzahl von Verstärkern (36a, b, c), wobei einer mit jeder Spalte (A, B, C) von CCD-Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) verbunden ist, und einem Taktmittel, um jeden Verstärker (36a, b, c) zu veranlassen, Ausgangssignale aus den Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) in seiner zugehörigen Spalte (A, B, C) von CCD-Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) in Serie zu verstärken.
10. Gerät nach Anspruch 1 oder 8, das weiterhin ein Feld (60) aus Feldeffekttransistoren zum Verbinden der strahlungsempfindlichen Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) mit Ausgangsverstärkern (36a, b, c) enthält.
11. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das weiterhin ein Kollimatormittel (20) zum selektiven Abschirmen eines Teils der segmentierten Felder (30) aus strahlungsempfindlichen Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) enthält.
12. Gerät nach Anspruch 1, worin die Vielzahl von segmentierten Feldern (30) zumindest drei Ringe aus strahlungsempfindlichen Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) bilden, die den Untersuchungsbereich (14) umgeben, wobei jeder Ring darin mehr als 2000 strahlungsempfindliche Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) aufweist.
13. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, worin die strahlungsempfindlichen Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) Photodioden umfassen.
14. Verfahren des Bildgebens mit den Schritten: Drehen eines fächerförmigen Strahlungsbündels um einen Untersuchungsbereich (14) und dadurch um ein darin angeordnetes, abzubildendes Subjekt; Detektieren von Strahlung, die den Untersuchungsbereich (14) durchquert hat, einschließlich Strahlung, die einen interessierenden Bereich des Subjektes durchlaufen hat, unter Verwendung von Detektionsmitteln (30), die eine Vielzahl von segmentierten Feldern (30) aus strahlungsempfindlichen Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) umfassen; Auslesen von Strahlungsabsoptionsdaten aus den Detektionsmitteln (30) und Rekonstruieren einer Bilddarstellung des interessierenden Bereiches aus den ausgelesenen Daten, dadurch gekennzeichnet, dass jedes in dem genannten Verfahren verwendete segmentierte Feld (30) ein zweidimensionales reguläres Gitter aus strahlungsempfindlichen Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) auf einem gemeinsamen Substrat umfasst, wobei das Gitter eine Vielzahl von Spalten (A, B, C) aus strahlungsempfindlichen Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) aufweist, die sich längs eines Umfangs des Untersuchungsbereiches (14) erstrecken, und eine Vielzahl von Reihen (1 ... 24) aus strahlungsempfindlichen Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24), die sich in einer längs des Untersuchungsbereiches (14) verlaufenden Richtung erstrecken, wobei jedes segmentierte Feld (30) Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) unterschiedlicher Größe enthält, wobei die Zellen (A1 ... A24, B1 ... B24, C1 ... C24) unterschiedlicher Größe in jedem segmentierten Feld (30) Strahlung empfangen, die den interessierenden Bereich des Subjektes durchlaufen hat.
DE68917846T 1988-10-20 1989-10-18 Verfahren und Gerät für Bilddarstellungen. Expired - Fee Related DE68917846T3 (de)

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