DE19526930A1 - Detektorsignal-Integration von volumetrischen CT Scanner-Detektorarrays - Google Patents

Description

Die Erfindung bezieht sich allgemein auf Computer­ tomographie (CT)-Bildgebungseinrichtungen und insbesondere auf die Gewinnung von Daten aus den getrennten Röntgen­ detektoren in 2D Detektor-Feldern bzw. -Arrays.

In einem derzeitigen Computertomographiesystem pro­ jiziert eine Röntgenquelle ein fächerförmiges Bündel, das kollimiert wird, um in einer X-Y Ebene von einem kartesi­ schen Koordinatensystem zu liegen, die die "Bildebene" ge­ nannt wird. Das Röntgenbündel tritt durch das abzubildende Objekt, wie beispielsweise einen Patienten, hindurch und trifft auf eine Reihe oder ein eindimensionales Feld bzw. eine Array von Strahlungsdetektoren. Die Intensität der durchgelassenen Strahlung ist abhängig von der Schwächung des Röntgenbündels durch das Objekt, und jeder Detektor er­ zeugt ein getrenntes elektrisches Signal, das ein Maß der Bündelschwächung ist. Die Schwächungsmessungen von allen Detektoren werden getrennt gewonnen, um das Durchlässig­ keitsprofil zu erzeugen.

Die Quelle und die Detektor-Array in einem üblichen CT System werden auf einem Gestell in der Bildebene und um das Objekt herum gedreht, so daß sich der Winkel, unter dem das Röntgenbündel das Objekt schneidet, konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgen-Schwächungsmessungen aus der Detek­ tor-Array bei einem gegebenen Winkel wird als eine "Ansicht" bzw. View genannt, und eine "Abtastung" bzw. Scan des Objektes weist einen Satz von Views auf, die an unter­ schiedlichen Winkelstellungen während einer Umdrehung der Röntgenquelle und des Detektors gemacht werden. In einer 2D Abtastung werden Daten verarbeitet, um ein Bild zu konstru­ ieren, das einer zweidimensionalen Scheibe durch das Objekt entspricht. Das vorherrschende Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes aus 2D Daten wird in der Technik als die ge­ filterte Rückprojektionstechnik bezeichnet. Dieses Verfah­ ren wandelt die Schwächungsmessungen aus einer Abtastung in ganze Zahlen um, die "CT Zahlen" oder "Hounsfield-Einhei­ ten" genannt werden, die zur Steuerung der Helligkeit von einem entsprechenden Pixel auf dem Display von einer Katho­ denstrahlröhre verwendet werden.

In einem volumetrischen CT System ist das Fächer­ bündel auch entlang der z-Achse ausgefächert, und die De­ tektoren sind in einem 2D Feld bzw. Array angeordnet, um Schwächungsmessungen in mehreren Scheiben zu gewinnen, die entlang der z-Achse angeordnet sind. In einigen Anwendungs­ fällen, wie beispielsweise einer Lungen-Darstellung, ist eine hohe Auflösung in der Scheibenrichtung erforderlich, und dies erfordert, daß die Abmessung entlang der z-Achse von jedem Röntgendetektor sehr klein ist. Somit kann das Ausgangssignal aus jedem Detektor kritisch klein sein, ins­ besondere bei Anwendungen, wo das Röntgenbündel stark ge­ schwächt wird. Das resultierende verkleinerte Si­ gnal/Rausch-Verhältnis kann die Bildqualität in signifikan­ ter Weise verkleinern. Ein Aspekt dieses "Kleinsignal-Pro­ blems" kann mit strengeren Rauschanforderungen an die Vor­ verstärker gelöst werden, die in dem Datengewinnungssystem ("DAS") verwendet werden, und ein anderer Aspekt kann da­ durch gelöst werden, daß eine effizientere Röntgendetektor- Technologie benutzt wird. Aber beide Lösungen fügen wesent­ liche Kosten zu dem System hinzu. Das Problem kann auch ge­ löst werden, indem die Röntgendosis erhöht wird, aber dies ist keine wünschenswerte Lösung unter Berücksichtigung der erhöhten Strahlung für den Patienten.

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die De­ tektoranordnung bzw. -array von einem volumetrischen Compu­ tertomographie (VCT)-System und insbesondere auf die selek­ tive Kombination von Detektorsignalen vor ihrer Zufuhr zu den Vorverstärkern. Insbesondere enthält das VCT System eine 2D Array von Detektorelementen, die in getrennten Rei­ hen, die entlang einer Scheibenrichtung angeordnet, und ge­ trennten Spalten angeordnet sind, die entlang einer in der Scheibe liegenden Richtung angeordnet sind, einen Satz von Vorverstärkern und zugeordneten Analog/Digital-Wandlern zum Empfangen und Digitalisieren von Röntgen-Schwächungsmessun­ gen, einen Bildrekonstruktor zum Empfangen der digitali­ sierten Schwächungsmessungen und zum Erzeugen mehrerer Scheibenbilder und eine Schalteranordnung, die mit jedem der Detektorelemente verbunden ist, um die Zufuhr der Rönt­ gen-Schwächungsmessungen, die von jedem der Detektorele­ mente erzeugt werden, an den Satz von Vorverstärkern zu steuern, so daß die Röntgen-Schwächungsmessungen, die durch zahlreiche Detektorelemente erzeugt werden, die in benach­ barten Reihen der 2D Array angeordnet sind, einem Vorver­ stärker zugeführt werden.

Eine allgemeine Aufgabe der Erfindung besteht darin, die Kleinsignal-Probleme in VCT Anwendungen zu über­ winden, wo elektronisches Rauschen signifikant wird relativ zum Rauschen nach quantitativer Statistik (quantum stati­ stics noise) und wahrscheinlich die Bildqualität vermin­ dert. Unter diesen Umständen kombiniert die Schalteranord­ nung die Schwächungsmessungen, die durch benachbarte Detek­ torelemente gemacht sind, um den Signalpegel relativ zu dem elektronischen Kanalrauschen zu vergrößern. Dies kann zwar die Auflösung in der Scheibenrichtung verkleinern, aber es gibt viele Anwendungen, wo dies ein kleineres Problem als das erhöhte Rauschen ist.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht darin, das Signal/Rausch-Verhältnis (SNR) zu erhöhen, während der Auflösungsverlust in der Scheibenrichtung minimiert wird. Dies wird dadurch erreicht, daß eine Ansicht bzw. View ge­ wonnen wird, in der Messungen, die durch die eine Reihe von Detektorelementen gemacht werden, mit Messungen kombiniert werden, die durch Detektorelemente gemacht werden, die in einer Reihe auf der einen Seite angeordnet sind, und dann eine zweite Ansicht bzw. View gewonnen wird, in der Messun­ gen mit Messungen kombiniert werden, die durch Detektorele­ mente gemacht werden, die in einer Reihe auf der anderen Seite angeordnet sind. Diese Abtast- bzw. Samplingtechnik wird hier als "Detektorwobbeln" bezeichnet, und ihre Anwen­ dung löst das Kleinsignal-Problem, ohne daß die Bildauflö­ sung signifikant verkleinert wird. Wenn sie in Kombination mit dem Brennpunkt-Wobbeln verwendet wird, sorgt das Detek­ tor-Wobbeln für ein optimales Abtasten der zweidimensiona­ len Projektionsdaten.

Die Erfindung wird nun mit weiteren Merkmalen und Vorteilen anhand der Beschreibung und Zeichnung von Ausfüh­ rungsbeispielen erläutert.

Fig. 1 ist ein schematisches Blockdiagramm von der CT Bildgebungseinrichtung.

Fig. 2 ist eine Darstellung von einer CT Bildge­ bungseinrichtung, in der die vorliegende Erfindung verwen­ det werden kann.

Fig. 3 ist ein elektrisches Blockdiagramm von dem Datengewinnungssystem, das einen Teil der CT Bildgebungs­ einrichtung gemäß Fig. 2 bildet.

Fig. 4A und 4B sind graphische Darstellungen, wie das Datenerfassungssystem gemäß Fig. 3 die Elemente der Detektor-Array abtastet.

Fig. 5A und 5B sind schematische Darstellungen des Abtastmusters, das entsteht, wenn Brennpunkt-Wobbeln alleine und in Kombination mit dem Detektor-Wobbeln gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet wird.

Fig. 6 ist eine schematische Darstellung, die zeigt, wie Brennpunkt-Wobbeln implementiert wird.

Gemäß den Fig. 1 und 2 enthält ein CT System 10 eine Röntgenquelle 12, die so orientiert ist, daß sie ein fächer- oder kegelförmiges Bündel von Röntgenstrahlen 14 von einem Brennpunkt 16 durch einen Patienten 18 proji­ ziert, um von einer zweidimensionalen Detektor-Array 20 empfangen zu werden. Die zweidimensionale Detektor-Array 20 enthält eine Anzahl von Detektorelementen 22, die über der Fläche der Detektor-Array 20 im allgemeinen in senkrechten Spalten und Reihen angeordnet sind, um ein projiziertes Bild der Röntgenstrahlen 14 zu detektieren, die durch den Patienten 18 hindurchtreten. Die Röntgenquelle 12 und die zweidimensionale Detektor-Array 20 sind auf jeder Seite von einem Gestell 24 angebracht, um so um eine Drehachse 26 zu rotieren, die im allgemeinen in dem Patienten 18 angeordnet ist. Die Drehachse 26 bildet die z-Achse von einem kartesi­ schen Koordinatensystem, dessen Ursprung in dem Kegelbündel 14 zentriert ist. Die Ebene, die durch die X- und Y-Achsen dieses Koordinatensystems definiert ist, bildet somit eine Drehebene, genauer gesagt die Gestellebene 28 des Gestells 24.

Die Drehung des Gestells 24 wird durch den Winkel γ von einer willkürlichen Referenzposition in der Gestelle­ bene 28 gemessen. Der Winkel γ variiert zwischen 0 und 2π Radian (360°). Die Röntgenstrahlen des Kegelbündels 14 di­ vergieren von der Gestellebene 28 um den Winkel ϕ und di­ vergieren entlang der Gestellebene 28 um den Winkel θ. Die zweidimensionale Detektor-Array 20 ist als ein Abschnitt von der Oberfläche einer Kugel angeordnet, deren Mittel­ punkt in dem Brennpunkt 16 liegt, und ihre Array von De­ tektorelementen 22 ist so angeordnet, daß sie Intensitäts­ messungen empfangen und entlang den Strahlen des Kegelbün­ dels 14 über den Winkeln ϕ und θ des Kegelbündels 14 ma­ chen.

Gemäß Fig. 1 weist die Steuereinrichtung des CT Scanners 10 dem Gestell zugeordnete Steuermodulen 30 auf, die enthalten: eine Röntgensteuerung 32, die Leistungs- und Zeitsteuersignale an die Röntgenquelle 12 liefert, eine Ge­ stellmotorsteuerung 34, die die Drehgeschwindigkeit und Po­ sition des Gestells 24 steuert, und ein Datengewinnungssy­ stem (DAS) 36, das Projektionsdaten von der zweidimensiona­ len Detektor-Array 20 empfängt und die Daten in digitale Form umwandelt für eine spätere Computerverarbeitung, wäh­ rend die Werte von ϕ, θ und der Gestellwinkel γ, unter dem die Daten gewonnen wurden, beibehalten werden. Die Röntgen­ steuerung 32, die Gestellmotorsteuerung 34 und das Datenge­ winnungssystem 36 sind mit einem Computer 38 verbunden.

Der Computer 38 ist ein Allzweck-Minicomputer, der programmiert ist, um Projektionsdaten zu gewinnen und zu manipulieren, wie es nachfolgend im Detail beschrieben wird. Der Computer 38 ist mit einem Bild-Rekonstruktor 40 verbunden, der eine Hochgeschwindigkeits-Bildrekonstruktion gemäß bekannten Verfahren ausführt.

Der Computer 38 empfängt Befehle und Abtastparame­ ter über eine Operator-Konsole 42, die im allgemeinen ein Kathodenstrahlröhren-Bildschirm und eine Tastatur ist, die es dem Operator ermöglicht, Parameter für die CT Abtastung einzugeben und das rekonstruierte Bild darzustellen. Eine Massenspeichervorrichtung 44 bildet ein Mittel zum Spei­ chern von Betriebsprogrammen.

Gemäß Fig. 3 ist die Detektor-Array 20 aus einer 2D Array von Detektorelementen 22 gebildet, die in Reihen angeordnet sind, die entlang einer in der Scheibe liegenden Abmessung verlaufen. Jede Reihe kann beispielsweise 1.000 getrennte Detektorelemente enthalten, und die Array 20 kann 16 Reihen enthalten, die entlang der Scheibenabmessung an­ geordnet sind. Die Detektoren 22 können Gas- oder Halblei­ ter-Detektoren sein, die ein elektrisches Signal proportio­ nal zu dem Röntgenfluß erzeugen, der über der Abtastperiode empfangen wird. Für eine in der Scheibe liegende Auflösung von 0,5 mm und eine Scheibenauflösung von 1,0 mm und einer Scheibe an dem Isozentrum des Systems kann jedes Detektore­ lemente 22 eine Fläche von nur 0,5 mm² am Isozentrum haben. Infolgedessen ist das Schwächungsmeßsignal, das sie erzeu­ gen, sehr klein, insbesondere wenn die Röntgenstrahlen durch den Patienten stark geschwächt werden. Diese "an Pho­ tonen verarmte" Situation, in der elektronisches Rauschen das Masse- bzw. Quantumrauschen dominiert, ist das Haupt­ problem, auf das die vorliegende Erfindung gerichtet ist.

Weiterhin ist gemäß Fig. 3 jeder Detektor 22 in einer Spalte der Array 20 über einen elektronischen Schal­ ter (nicht gezeigt) mit einem Eingangsleiter 46 verbunden, der mit einem Kanal in dem DAS 36 verbunden ist. Jeder Ka­ nal enthält einen Vorverstärker 50, der die einen kleinen Pegel aufweisende Schwächungsmessung empfängt und ver­ stärkt, und einen Analog/Digital-Umsetzer 51, der die ver­ stärkte Messung digitalisiert. Eine Schalter-Steueranord­ nung 52 speist einen Satz von Reihenfreigabeleitungen 53, die mit den elektronischen Schaltern in entsprechenden Rei­ hen der Detektorelemente 22 verbunden sind. Dies ist in Fig. 4A dargestellt, wo jede Reihe der Array 20 der Reihe nach freigegeben wird während aufeinanderfolgender Abtast­ perioden, und die Schwächungsmessung, die durch jedes De­ tektorelement 22 in der freigegebenen Reihe gemacht ist, an einen Kanal des DAS 36 angelegt wird.

Gemäß der vorliegenden Erfindung kann die Schalter- Steueranordnung 52 durch den Computer 38 über einen Steuer­ bus 54 betätigt werden, um die Schwächungsmessungen von der Detektor-Array 20 in einer unterschiedlichen Reihenfolge bzw. Sequenz zu gewinnen, die ermöglicht, daß die Schwächungsmessungen von zahlreichen benachbarten Detektor­ elementen 22 kombiniert werden, um die Signale gut über die elektronischen Rauschpegel der Vorverstärker 50 zu erhöhen.

Beispielsweise gibt in der ersten Abtastsequenz, die in Fig. 4B dargestellt ist, die Schalteranordnung 52 ein Paar benachbarter Detektorreihen während jeder Abtast­ periode frei. Weil die Messungen an das DAS 36 jeweils zwei zur Zeit angelegt werden, sind die Signalpegel verdoppelt, um das Signal/Rausch-Verhältnis zu verbessern. Leider ist jedoch die Auflösung in der Scheibenabmessung ebenfalls um eine Hälfte verringert, weil dieses Verfahren die Größe der Detektorelemente entlang der Scheibenabmessung effektiv verdoppelt. Trotzdem ist der Auflösungsverlust vertretbar im Hinblick auf die Verbesserung in der Bildqualität in solchen Anwendungen, wo die Photonenverarmung ein Problem ist.

In einem anderen Ausführungsbeispiel der Erfindung wird auf das Photonenverarmungsproblem eingegangen, während der Bildauflösungsverlust minimiert wird. Dies wird dadurch erreicht, daß zwei Sätze von Ansichten bzw. Views gewonnen werden. Der erste Satz von Views wird dadurch gewonnen, daß das Signal von einem Detektorelement in der Reihe n mit demjenigen des benachbarten Detektorelements in der Reihe n-1 verknüpft wird, und der zweite Satz von Ansichten bzw. Views wird gewonnen, indem das gleiche Signal des Detektor­ elements in der Reihe n mit demjenigen des benachbarten De­ tektorelements in der Reihe n+1 verknüpft wird. Als eine Folge wird, obwohl Signale kombiniert bzw. verknüpft sind, um das Signal/Rausch-Verhältnis zu verbessern, die Auflö­ sung in der Scheibenrichtung nicht signifikant verkleinert, weil der Abstand zwischen den Abtastungen nur ein Detektor­ element ist. Diese Verknüpfung von Detektorelement-Messun­ gen, um die effektive Lage von jeder Abtastung zunächst zu der einen Seite und dann zu der anderen zu bewegen, wird hier als "Detektor-Wobbeln" bezeichnet.

Unter normalen Umständen erfolgt diese Verbesserung im Signal/Rausch-Verhältnis ohne signifikanten Verlust an Auflösung ohne Nachteil bezüglich der Abtastzeit. Wenn je­ doch eine Vergrößerung in der Abtastzeit toleriert werden kann, kann eine weitere Verbesserung erhalten werden, indem Detektor-Wobbeln mit in der Ebene erfolgendem Brennpunkt- Wobbeln kombiniert wird. Wie in Fig. 6 gezeigt ist, wird ein in der Ebene erfolgendes Brennpunkt-Wobbeln erreicht, indem zunächst ein View unter Verwendung eines Fächerbün­ dels gewonnen wird, das aus dem einen Brennpunkt P₁ auf der Röntgenröhre 12 austritt, und dann ein zweiter View unter Verwendung eines zweiten Brennpunktes P₂ auf der Röntgen­ röhre 12 gewonnen wird. Die Drehung des Gestells 24 zwi­ schen den Views ist so, daß die Verschiebung von P₁ nach P₂ die Verschiebung aufgrund der Gestelldrehung aufhebt. Somit werden die zwei Views von dem gleichen Betrachtungspunkt gewonnen und die Signale können kombiniert werden. Dies ist in Fig. 5A dargestellt, wo das "+" Messungen mit dem einen Brennpunkt angeben und die "0" Messungen mit dem anderen Brennpunkt angeben. Der innerhalb der Scheibe liegende Ab­ stand oder die "Steigung" der Detektorelemente 22 ist S₁, und das in der Ebene liegende Punkt-Wobbeln verkürzt sie effektiv auf die Hälfte. Der Abstand S₂ ist die Steigung in der Scheibenrichtung, wenn Signale von zwei benachbarten Detektorelementen 22 kombiniert bzw. verknüpft werden, wie es vorstehend beschrieben ist. Für eine detailliertere Be­ schreibung dessen, wie das in der Ebene erfolgende Punkt- Wobbeln implementiert wird, wird auf die US-Patentschrift 5 173 852 mit dem Titel "Computed Tomography System With Translatable Focal Spot" verwiesen, die am 20. Juni 1990 angemeldet wurde und auf die hier ausdrücklich Bezug genom­ men wird.

Wenn Detektor-Wobbeln mit dem in der Scheibe lie­ genden Punkt-Wobbeln kombiniert wird, verdoppelt das System effektiv die Abtastfrequenzen in sowohl der Scheibenrich­ tung als auch der in der Scheibe liegenden Richtung. Wei­ terhin sorgt, wie es in Fig. 5B gezeigt ist, dieses "diagonale Wobbeln" für den gleichförmigsten Weg, um eine 2D Projektion abzutasten. Durch Betätigen der Schalteran­ ordnung 52 unter der Regie des Computers 38 können deshalb die Signalstärke und die Detektorauflösung gesteuert wer­ den, um die jeweiligen Anforderungen für jede Abtastung zu erfüllen.

Claims (3)

1. Computertomographie-Bildgebungseinrichtung, enthaltend:
eine zweidimensionale Array (20) von Detektorelementen (22) zum Empfangen von Photonen, die aus einer Röntgenquelle (12) austreten, und zum Erzeugen eines dazu proportionalen elektrischen Signals, wobei die Detektorelemente (22) in Reihen, die eine Richtung innerhalb der Scheibe definieren, und Spalten angeordnet sind, die eine Scheibenrichtung definieren,
ein Datengewinnungssystem (36) mit einem Satz von Vorverstärkern (50), die zum Empfangen der elektrischen Signale verbunden sind, die durch die Detektorelemente (22) in entsprechenden Spalten der zweidimensionalen Array (20) von Detektorelementen erzeugt sind,
eine Schalteranordnung (52), die mit der zweidimensionalen Array (20) von Detektorelementen (22) über Reihenfreigabeleitungen (53) verbunden sind und als Antwort auf Steuersignale betätigbar sind zum selektiven Freigeben der Detektorelemente (22) in einer oder mehr Reihen, um deren elektrische Signale an ihre entsprechenden Vorverstärker (50) anzulegen, und
eine Computereinrichtung (38) zum Betätigen der Computertomographie-Bildgebungseinrichtung, um eine Abtastung auszuführen, in der eine Reihe von Ansichten bzw. Views gewonnen werden durch Betätigen der Schalteranordnung (52), um sequentiell die Detektorelemente (22) in jeder Spalte freizugeben, um deren elektrische Signale an die entsprechenden Vorverstärker (50) jeweils eines zur Zeit oder zwei zur Zeit anzulegen.

2. Computertomographie-Bildgebungseinrichtung nach Anspruch 1, wobei die Detektorelemente (22) in jeder Spalte jeweils zwei zur Zeit freigegeben werden, um ein Detektor-Wobbeln entlang der Scheibenrichtung für jede gewonnene Ansicht zu erzeugen.

3. Computertomographie-Bildgebungseinrichtung nach Anspruch 1, wobei die Röntgenquelle (12) zwei Brennpunkte (P₁, P₂) hat, von denen Photonen austreten können, und die Computereinrichtung (38) die Röntgenquelle (12) während der Abtastung betätigt, um ein innerhalb der Scheibe liegendes Wobbeln zu erzeugen, um aufeinanderfolgende Ansichten mit Photonen zu gewinnen, die aus abwechselnden der zwei Brennpunkte (P₁, P₂) austreten.