DE69801937T2

DE69801937T2 - Röntgen-Computertomograph

Info

Publication number: DE69801937T2
Application number: DE69801937T
Authority: DE
Inventors: Junichi Ooi
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 1997-02-28
Filing date: 1998-02-05
Publication date: 2002-06-20
Anticipated expiration: 2018-02-06
Also published as: CN1155338C; JP3527381B2; EP0861631A2; DE69801937D1; EP0861631B1; US6014420A; JPH10234724A; CN1191710A; EP0861631A3

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

(1) Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Röntgen- CT-Vorrichtung, welche eine Röntgenquelle und einen ihr gegenüberliegenden Röntgendetektor mit einem Feld aus zahlreichen Röntgennachweiselementen enthält, wobei die Röntgenquelle und der Röntgendetektor zusammen um ein in Untersuchung befindliches Objekt bzw. einen Patienten gedreht werden können, um Schnittbilder des Patienten zu erhalten.

(2) Beschreibung des Standes der Technik

Bei einer Röntgen-CT-Vorrichtung führt ein Temperaturanstieg in einer Röntgenröhre zu Änderungen der Einfallsposition der Röntgenstrahlen. Dann ändert sich die Empfindlichkeit von Röntgennachweiselementen, was Anlass zu dem Problem von in den gewonnenen Schnittbildern erscheinenden Artefakten gibt. Für solche Änderungen der Empfindlichkeit von Röntgennachweiselementen sind verschiedene Gründe vorstellbar. Im Falle eines Festkörperdetektors können solche Änderungen auf die Transmittanz oder Zementierung eines Szintillators oder eine inkonstante Parallelität eines Kollimators zurückgehen. Im Falle eines Gasdetektors vom Typ Ionisationskammer können solche Änderungen dadurch bewirkt sein, dass die einzelnen Kanäle eine sich ändernde Breite in Richtung einer Körperachse aufweisen.
Nach einer herkömmlichen Technik wird daher die Empfindlichkeit eines jeden Nachweiselements in Bezug auf die Temperatur innerhalb der Röhre vorab beruhend auf Abtastbedingungen und Abschaltzeit der Röhre gemessen. Ein Empfindlichkeitsniveau wird gemäß den Einsatzbedingungen für das tatsächliche Abtasten eines Patienten geeignet ausgewählt, um vom Patienten gewonnene Daten zu korrigieren. Nach einer weiteren herkömmlichen Technik wird ein Überwachungsdetektor, zum Beispiel ein zweidimensionaler Detektor oder ein Liniendetektor mit einer Auflösung in Richtung der Körperachse des Patienten, zusätzlich vorgesehen, um eine Brennpunktverschiebung der Röntgenröhre festzustellen. Wenn der Patient tatsächlich abgetastet wird, werden vom Patienten gewonnene Daten mit einem vorgegebenen Empfindlichkeitskorrekturwert gemäß einer vom Überwachungsdetektor festgestellten Röntgenstrahlen-Einfallsposition korrigiert.
Wo jedoch eine Korrektur beruhend auf der Temperatur in der Röhre erfolgt, werden tatsächliche Größen einer Brennpunktsverschiebung nicht festgestellt. Insbesondere im Falle eines Auftretens von Hysterese zwischen der Temperaturzunahme und der Brennpunktsverschiebung der Röntgenröhre ist es unmöglich, eine zufriedenstellende Korrektur der Empfindlichkeit eines jeden Röntgennachweiselements durchzuführen.
Wo ein Überwachungsdetektor zusätzlich vorgesehen ist, hat die Vorrichtung einen komplizierten Gesamtaufbau mit zusätzlichen Steuerschaltungen und so weiter.
Eine Röntgen-CT-Vorrichtung gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 ist US-A-4 559 639 bekannt.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung wurde im Hinblick auf den oben ausgeführten Stand der Technik gemacht und ihre Aufgabe ist es, eine Röntgen-CT-Vorrichtung zu schaffen, welche einen einfachen Aufbau hat und dabei in der Lage ist, die Empfindlichkeit der einzelnen Röntgennachweiselemente ansprechend eine Brennpunktsverschiebung einer Röntgenröhre zu korrigieren.
Obige Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch eine Röntgen- CT-Vorrichtung, wie sie in Anspruch 1 definiert ist, gelöst.
Bei der obigen Vorrichtung gemäß der Erfindung werden die Abschirmmasken auf einen Teil der Röntgeneinfallsebene der vorgegebenen Röntgennachweiselemente angewandt. Wenn Röntgenstrahlung auf die Röntgenstrahlungseinfallsebene auftrifft, ändern sich Röntgenstrahlungseinfallsbereiche auf der Röntgenstrahlungseinfallsebene in von Röntgenabschirmmasken nicht abgedeckten Gebieten mit einer Änderung der Einfallsposition der Röntgenstrahlen. Die von den vorgegebenen Röntgennachweiselementen gewonnene Ausgabeinformation ändert sich infolgedessen, und ebenso ändert sich die aus dieser Ausgabeinformation hergeleitete Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation. Anhand der Änderung dieser Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation kann eine Röntgenstrahlungsbrennpunktverschiebung der Röntgenröhre festgestellt werden. Es ist also möglich, auf die Röntgenstrahlungsbrennpunktsverschiebung zurückgehende Änderungen der Empfindlichkeit von Röntgennachweiselementen, die Röntgenstrahlung empfangen, die den Patienten durchlaufen haben, zu erfassen. Die Vorrichtung hat einen vereinfachten Aufbau da die Röntgennachweiselemente des existierenden Röntgendetektors verwendet werden. Ohne eine Zunahme der Herstellungskosten können also genaue Schnittbilder von Patienten gewonnen werden, indem die Empfindlichkeit eines jeden Röntgennachweiselements korrigiert wird.
Mit den auf diese Weise auf die vorgegebenen Röntgennachweiselemente angewandten Abschirmmasken erhält man unterschiedliche Ausgabeinformation von den Röntgennachweiselementen einer jeden Gruppe. Änderungen der Einfallslage von Röntgenstrahlen können auf der Grundlage der aus der unterschiedlichen Ausgabeinformation hergeleiteten Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation erfasst werden. Eine Einfallsposition von Röntgenstrahlen auf den Röntgendetektor wird mit einem einfachen Aufbau genauer erfasst. Eine Brennpunktsverschiebung der Röntgenröhre kann mit erhöhter Genauigkeit erfasst werden.
Vorzugsweise sind die vorgegebenen Röntgennachweiselemente an dem einen Ende des Röntgendetektors für den Empfang von Röntgenstrahlung, die von der Röntgenquelle abgegeben wird und das eine Ende direkt ohne Durchgang durch den Patienten erreicht, angeordnet. Mit diesem Aufbau kann eine Brennpunktsverschiebung der Röntgenröhre in Echtzeit erfasst werden unabhängig davon, ob sich ein Patient in Stellung befindet oder nicht.
Alternativ können die vorgegebenen Röntgennachweiselemente an entgegengesetzten Enden der Röntgenröhre für einen Empfang von Röntgenstrahlung, die von der Röntgenquelle abgegeben wird und die entgegengesetzten Enden direkt ohne Durchgang durch den Patienten erreicht, angeordnet werden. Wenn sich der Patient nach rechts oder links bewegt, kann Röntgenstrahlung, die den Patienten durchlaufen hat, auf die vorgegebenen Röntgennachweiselemente an einem der Enden des Röntgendetektors auftreffen. Gleichermaßen trifft Röntgenstrahlung direkt auf die vorgegebenen Röntgennachweiselemente am anderen Ende. Eine effektive Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation kann also stets gewonnen werden.
Bei der Vorrichtung gemäß der Erfindung kann die Berechnungseinheit eine Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation-Herleitungsvorrichtung zur Herleitung der Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation aus erster Ausgabeinformation, die als Ergebnis von Röntgenstrahlung, die auf eine Gruppe von Röntgennachweiselementen unter den vorgegebenen Röntgennachweiselementen einfällt, gewonnen ist, und zweiter Ausgabeinformation, die als Ergebnis von Röntgenstrahlung, die auf die andere Gruppe von Röntgennachweiselementen einfällt, gewonnen ist, sowie eine Korrekturkoeffizienten- Herleitungsvorrichtung zur Herleitung von Korrekturkoeffizienten, die der Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation für jedes den Röntgendetektor bildendes Röntgennachweiselement entsprechen, enthalten. Mit diesem Aufbau ändert sich die Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation, die mit der Einfallspositionsinformations-Herleitungsvorrichtung aus der ersten Ausgabeinformation und der zweiten Ausgabeinformation hergeleitet wird, mit einer Differenz zwischen der ersten Ausgabeinformation und der zweiten Ausgabeinformation. Die Korrekturkoeffizienten-Herleitungsvorrichtung leitet einen Korrekturkoeffizienten für jedes Röntgennachweiselement des Röntgendetektors entsprechend dieser Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation her. Das heißt, die Empfindlichkeit eines jeden Röntgennachweiselements des Röntgendetektors kann gemäß einer Röntgenstrahlungsbrennpunktsverschiebung der Röntgenröhre korrigiert werden.
Die Einfallspositionsinformations-Herleitungsvorrichtung kann eine Differenz zwischen der ersten Ausgabeinformation und der zweiten Ausgabeinformation als die Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation herleiten. Die Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation kann dann anhand einer einfachen Berechnung hergeleitet werden.
Vorzugsweise leitet die Einfallspositionsinformations- Herleitungsvorrichtung als Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation eine Differenz zwischen der ersten Ausgabeinformation und der zweiten Ausgabeinformation geteilt durch eine Summe aus der ersten Ausgabeinformation und der zweiten Ausgabeinformation her. Mit einem solchen Aufbau kann die Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation als Änderungsrate der Ausgabeinformation der bestimmten Röntgennachweiselemente erfasst werden. Dabei tritt beispielsweise kein Einfluss einer Empfindlichkeitsverminderung als Folge einer Verschlechterung der Röntgennachweiselemente auf. Das heißt, die Empfindlichkeit eines jeden Röntgennachweiselements kann mit erhöhter Genauigkeit korrigiert werden.
Bei der Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung kann die Korrekturkoeffizientenherleitungsvorrichtung als Korrekturkoeffizienten für jedes Nachweiselement ein Verhältnis zwischen individueller Referenzausgabeinformation, welche individuelle Ausgabeinformation ist, die für jedes Röntgennachweiselement gewonnen wird, wenn Röntgenstrahlung direkt in den Röntgendetektor eindringt, und einer individuellen Ausgabeinformation, die für jedes Röntgennachweiselement gemäß einer Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation gewonnen wird, die als Ergebnis einer Brennpunktsverschiebung der Röntgenquelle gewonnen ist, die mit einem weiter fortgesetzten Eintritt von Röntgenstrahlung in den Röntgendetektor auftritt, herleiten. Mit diesem Aufbau leitet die Korrekturkoeffizientenherleitungsvorrichtung einen Korrekturkoeffizienten für jedes Röntgennachweiselement des Röntgendetektors entsprechend der Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation her. Die Empfindlichkeit eines jeden Röntgennachweiselements kann geeignet jedes Mal korrigiert werden, wenn sich die Einfallsposition von Röntgenstrahlen ändert, um so Schnittbilder eines Patienten mit erhöhter Genauigkeit zu gewinnen.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Zum Zwecke der Erläuterung der Erfindung sind in den Zeichnungen mehrere gegenwärtig bevorzugte Ausführungsformen gezeigt, wobei sich jedoch versteht, dass sich die Erfindung nicht auf die exakte Anordnung und Mittel, wie sie gezeigt sind, beschränkt.
Fig. 1 ist eine schematische Ansicht einer Röntgen-CT- Vorrichtung gemäß der Erfindung;
Fig. 2 ist eine Ansicht, welche einen Röntgendetektor und Röntgenabschirmmasken gemäß der Erfindung zeigt;
Fig. 3A und 3B sind Erläuterungsdarstellungen von Röntgenstrahlen, die sich auf dem Röntgendetektor mit einer Brennpunktsverschiebung der Röntgenröhre bewegen;
Fig. 4 ist eine Ansicht, die eine Beziehung zwischen einer Brennpunktsverschiebung und einem der Brennpunktsverschiebung entsprechenden Wert zeigt;
Fig. 5 ist eine Ansicht, die eine Beziehung zwischen einem einer Brennpunktsverschiebung entsprechenden Wert und einem Korrekturkoeffizienten zeigt;
Fig. 6 ist ein Flußdiagramm einer Arbeitsweise der Erfindung; und
Fig. 7 ist eine Ansicht, welche eine modifizierte Röntgenabschirmmaske zeigt, die kein Beispiel der Erfindung ist.

BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN

Ausführungsformen der Erfindung werden nachfolgend unter Bezug auf die Fig. 1 bis 6 beschrieben.
Fig. 1 ist eine schematische Darstellung einer die Erfindung verkörpernden Röntgen-CT-Vorrichtung, Die Vorrichtung enthält eine Röntgenröhre 1 und eine Röntgennachweiseinheit 3, die einander über einen Patienten 2 hinweg gegenüberliegen. Die Röntgenröhre 1 und die Röntgennachweiseinheit 3 können gemeinsam umlaufen, während der Patient 2 mit Röntgenstrahlung aus der Röntgenröhre 1 bestrahlt wird, wobei die Röntgennachweiseinheit 3 Röntgendurchdringungsdaten des Patienten 2 liefert, die von einer ungefähren 180º-Richtung und einer ungefähren 360º-Richtung genommen sind.
Die Röntgennachweiseinheit 3 enthält einen Kollimator 3c zur Kollimierung einfallender Röntgenstrahlung und einen Röntgendetektor mit einem abbildenden Röntgendetektor 3a und einem Überwachungsdetektor 3b zur Feststellung der Röntgenstrahlung. Der Röntgendetektor enthält Röntgennachweiselemente, die bogenförmig um die Röntgenröhre 1 herum angeordnet sind und ungefähr 500 bis 1000 Kanäle bilden. Die Nachweiselemente sind aus Szintillatorelementen zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in Licht sowie Photodioden zur Feststellung des durch die Szintillatorelemente umgewandelten Lichts und Ausgabe desselben als elektrische Signale aufgebaut.
Der abbildende Röntgendetektor 3a wird zur Aufnahme von Bildern des Patienten 2 verwendet. Der überwachende Detektor 3b wird zur Feststellung einer Brennpunktsverschiebung der Röntgenröhre 1 verwendet. Zu diesem Zweck ist der überwachende Detektor 3b aus vorgegebenen Röntgennachweiselementen gebildet, die in einer Position für den Empfang von den Patienten 2 nicht durchsetzenden Röntgenstrahlen angeordnet sind.
Eine Datensammel- und -verarbeitungseinheit 4 sammelt Daten aus den einzelnen Kanälen, führt notwendige Prozesse, wie etwa eine Verstärkung, durch und digitalisiert die Daten zur Ausgabe auf eine Host-CPU 5.
Neben der Durchführung einer Steuerung der gesamten Vorrichtung korrigiert die Host-CPU 5 die Empfindlichkeit eines jeden Röntgennachweiselements ansprechend auf eine Brennpunktsverschiebung der Röntgenröhre, beruhend auf in einem Speicher 6 gespeicherten Korrekturkoeffizienten, führt sie Berechnungen aus, die für eine Bildrekonstruktion erforderlich sind, und bewirkt sie dann, dass eine Bildanzeige 7 die gewonnenen Schnittbilder anzeigt. Die von der Host-CPU 5 durchgeführten Prozesse entsprechen den Funktionen der Recheneinheit bei der vorliegenden Erfindung.
Fig. 2 zeigt einen Teil des abbildenden Röntgendetektors 3a und des Überwachungsdetektors 3b, gesehen aus einer Röntgeneinfallsebene. Der Überwachungdetektor 3b ist aus acht Kanälen an einem Ende des Röntgendetektors für den Empfang von den Patienten 2 nicht durchsetzenden Röntgenstrahlen gebildet. Die acht Kanäle sind in zwei Gebiete F und R, die jeweils vier Kanäle aufweisen, unterteilt. Jedes der Gebiete F und R ist in zwei Teile längs der Richtung einer Körperachse durchdrungen. Abschirmplatten 3d etwa aus Blei (Pb), die von Röntgenstrahlung nicht durchdrungen werden können, sind an den Nachweiselementen an einem der zwei Teile des Gebiets F (d. h. im hinteren Teil in Fig. 2) und an denjenigen im anderen der beiden Teile des Gebiets R (d. h. dem vorderen Teil in Fig. 2) gebracht. Die Abschirmplatten 3d, die in den betreffenden Bereichen f und r angeordnet sind, entsprechen der ersten Abschirmmaske und zweiten Abschirmmaske der vorliegenden Erfindung.
Wie in Fig. 3A gezeigt, ist, wenn keine Brennpunktsverschiebung bei der Röntgenröhre 1 auftritt, d. h., wenn ein Röntgenbündel L in einen Mittelbereich des Röntgendetektors eintritt, eine Ausgabedifferenz S0 zwischen einer Gesamtausgabe F0 der Röntgennachweiselemente im Gebiet F und einer Gesamtausgabe R0 der Röntgennachweiselemente im Gebiet R null. Wie in Fig. 3B gezeigt, entspricht, wenn eine Brennpunktsverschiebung bei der Röntgenröhre 1 auftritt, d. h. wenn ein Röntgenbündel L um einen Betrag t nach vorne längs der Körperachse verschoben ist, eine Ausgabedifferenz S zwischen einer Gesamtausgabe Ft der Röntgennachweiselemente im Gebiet F und Gesamtausgabe Rt der Röntgennachweiselemente im Gebiet R dem Verschiebungsbetrag t. Es ist also möglich, einen Wert der der Röntgenstrahlungsbrennpunktsverschiebung entspricht (nachfolgend "der Brennpunktsverschiebung entsprechender Wert") aus den Ausgaben der Röntgennachweiselemente des Überwachungsdetektors 3b zu gewinnen. Üblicherweise stehen die Röntgenstrahlungsbrennpunktsverschiebung t (welche als eine Verschiebung des Röntgenbündels L der Einfachheit halber betrachtet wird) und die obige Ausgabedifferenz S (welche nachfolgend durch den "der Brennpunktsverschiebung entsprechenden Wert" simuliert wird) in im wesenltlichen linearer Beziehung zueinander, wie dies im Graphen der Fig. 4 gezeigt ist.
Die Gesamtausgabe Ft und Gesamtausgabe Rt entsprechen der ersten Ausgabeinformation bzw. der zweiten Ausgabeinformation gemäß der Erfindung. Der der Brennpunktsverschiebung entsprechende Wert, der aus den Ausgaben der Röntgennachweiselemente des Überwachungsdetektors 3b gewonnen wird und der Röntgenstrahlungsbrennpunktsverschiebung entspricht, entspricht der Röntgenstrahlungseinfallspositionsinformation der Erfindung.
Wo der Röntgendetektor ein Festkörperdetektor ist, sinkt seine Empfindlichkeit infolge einer Strahlungsdegradation als Ergebnis eines fortgesetzten Röntgenstrahlungseinfalls. Ein solcher Einfluß wird durch eine Korrektur bei der Empfindlichkeit über den gesamten Einfallsbereich von Röntgenstrahlen, insbesondere durch Verwendung eines einer Brennpunktverschiebung entsprechenden Werts St, korrigiert, der aus der folgenden Gleichung hergeleitet wird:
St = (Ft - Rt)/(Ft+Rt)
Obige Gleichung normiert die Ausgabedifferenz, die den Betrag der Verschiebung darstellt, mit Daten des gesamten Einfallsbereichs von Röntgenstrahlen L. Eine solche Korrektur korrigiert also auch Einflüsse von Empfindlichkeitsschwankungen des Detektors als Folge von Temperaturschwankungen.
Für den der Brennpunktsverschiebung entsprechenden Wert St können (Ft - Rt) oder (Ft - Rt)/(Ft + Rt) geeignet gemäß dem verwendeten Röntgendetektor ausgewählt werden. Es kann irgendein Wert hergenommen werden, solange er eindeutig einer Brennpunktverschiebung der Röntgenröhre entspricht.
Der Prozess der Berechnung des der Brennpunktverschiebung entsprechenden Wert St entspricht der Funktion der Einfallspositionsinformationsherleitungsvorrichtung der Erfindung.
Ein Korrekturkoeffizient Tik zur Korrektur der Brennpunktsverschiebung wird aus der folgenden Gleichung hergeleitet:
Tik = Ai0/Aik (i = 1 bis n)
wobei Ai0 der i-te (i-tes Röntgennachweiselement) Ausgabewert des abbildenden Röntgendetektors 3a im Falle keiner Brennpunktsverschiebung ist, Aik der i-te Ausgabewert des abbildenden Röntgendetektors 3a ist, wenn der der Brennpunktsverschiebung entsprechende Wert Sk ist, und n die Gesamtzahl von Kanälen im abbildenden Röntgendetektor 3a ist.
Die Host-CPU 5 bewirkt einen kontinuierlichen Einfall von Röntgenstrahlung bei Abwesenheit des Patienten 2, berechnet der Brennpunktsverschiebung entsprechende Werte Sk, die anhand von Ausgaben der Röntgennachweiselemente des überwachenden Detektors 3b über die Datensammel- und -verarbeitungseinheit 4 gewonnen sind, berechnet nacheinander Korrekturkoeffizienten Tik für die der Brennpunktverschiebung entsprechenden Werte Sk, bestimmt eine Beziehung, wie sie in Fig. 5 gezeigt ist, für jeden Kanal i und speichert solche Beziehungen im Speicher 6. Diese Operationen werden vor einer tatsächlichen Bildaufnahme des Patienten 2 durchgeführt.
Die der Brennpunktsverschiebung entsprechenden Werte werden als aufeinanderfolgende Werte gewonnen. Da Korrekturkoeffizienten Tik im Speicher 6 gespeichert sind, werden nur bestimmte diskrete Werte Sk (k = 0 bis m (wobei Sm der maximale einer Brennpunktsverschiebung entsprechende Wert ist, der bei einer tatsächlichen Bildaufnahme auftreten kann)) gespeichert werden.
Als nächstes wird eine Arbeitsweise der Erfindung zur Aufnahme von Bildern des Patienten 2 unter Bezugnahme auf das Flußdiagramm der Fig. 6 beschrieben, das Arbeitsvorgänge der Host-CPU 5 zeigt. Eine Röntgenbildaufnahme wird bei dem Patienten 2 durchgeführt, nachdem notwendige Korrekturkoeffizienten Tik im Speicher 6 gespeichert worden sind.
Zunächst wird der Patient 2 zwischen der Röntgenröhre 1 und der Röntgennachweiseinheit 3 angeordnet und mit Röntgenstrahlen bestrahlt, während sich die Röntgenröhre 1 und die Röntgennachweiseinheit 3 zusammen um den Patienten 2 umlaufen (S1).
Als nächstes erhält (S2) die Host-CPU 5 Nachweisdaten vom abbildenden Röntgendetektor 3a und Überwachungsdetektor 3b über die Datensammel- und -verarbeitungseinheit 4, die die Daten nacheinander ausgibt. Die Host-CPU 5 berechnet der Brennpunktsverschiebung entsprechende Werte 5 beruhend auf den Nachweisdaten, die vom Überwachungsdetektor 3b gewonnen sind (S3).
Wenn die der Brennpunktsverschiebung entsprechenden Werte S gewonnen sind, berechnet die Host-CPU 5 einen Korrekturkoeffizienten Ti für jeden Kanal i aus einer Entsprechungstabelle zwischen dem der Brennpunktsverschiebung entsprechenden Wert S und dem Korrekturkoeffizienten T, wie in Fig. 5 gezeigt, wobei diese vorab im Speicher 6 für die jeweiligen Kanäle des abbildenden Röntgendetektors 3a gespeichert worden ist (S4).
Der im Schritt S4 durchgeführte Vorgang der Berechnung der Korrekturkoeffizenten Ti entspricht der Funktion der Korrekturkoeffizientenherleitungsvorrichtung der Erfindung.
Die Korrekturkoeffizienten werden diskret in Beziehung zu den der Brennpunktsverschiebung entsprechenden Werten Sk gespeichert. Wenn daher die gewonnenen der Brennpunktsverschiebung entsprechenden Werte Sk zwischen Sp und Sp+1 beispielsweise liegen, können die tatsächlich verwendeten Korrekturkoeffizienten Ti aus der folgenden Gleichung hergeleitet werden:
Ti = (Tip + 1 - Tip)·(S - Sp)/(Sp + 1 - Sp) Wenn die Korrekturkoeffizienten Ti erhalten sind, werden alle vom abbildenden Röntgendetektor 3a bei der Bildaufnahme erhaltenen Nachweisdaten Biq (i = 1 bis n) auf der Grundlage der folgenden Gleichung korrigiert (55):
Big' = Ti·Biq (i = 1 bis n)
wobei i eine Kanalzahl des abbildenden Röntgendetektors 3a und q eine Datensammelzahl ist. Üblicherweise werden 1000 bis 2000 Daten für eine Bildaufnahme gesammelt.
Obiger Vorgang wird durchgeführt, bis alle Daten gesammelt sind (S6). Wenn alle Daten gesammelt sind, wird eine Bildrekonstruktionsverarbeitung beruhend auf den korrigierten Nachweisdaten des abbildenden Röntgendetektors 3a durchgeführt, um so ein Schnittbild zu gewinnen (S7).
Das gewonnene Schnittbild wird auf der Bildanzeige 7 angezeigt (S8).
Fig. 7 zeigt eine Abschirmmaske in einer anderen Ausführungsform. Eine Abschirmplatte M, etwa aus Blei (Pb), die von Röntgenstrahlen nicht durchdringbar ist, wird auf vorgegebene Röntgennachweiselemente an einem Ende eines Röntgendetektors für den Empfang von Röntgenstrahlen, die nicht durch den Patienten 2 hindurchgegangen sind, aufgebracht. Die Abschirmplatte M deckt diese Nachweiselemente bei sich schräg erstreckendem Rand der Abschirmplatte M ab. Bei dieser Ausführungsform werden, wie bei der in Fig. 2 gezeigten Ausführungsform, der Brennpunktsverschiebung entsprechende Werte erhalten, die eindeutig einer Brennpunktsverschiebung entsprechen.
Bei obigen Ausführungsformen ist der die vorgegebenen Röntgenelemente enthaltende Überwachungsdetektor 3b an einem Ende der Röntgennachweiseinheit 3 angeordnet. Die Erfindung beschränkt sich nicht auf einen solchen Aufbau. Beispielsweise können Überwachungsdetektoren 3b an entgegengesetzten Enden der Röntgennachweiseinheit 3 angeordnet sein.
Bei den obigen Ausführungsformen sind die acht vorgegebenen Nachweiselemente in zwei Gruppen mit jeweils vier Nachweiselementen unterteilt. Die vorliegende Erfindung beschränkt sich nicht darauf. Beispielsweise können zwei Röntgennachweiselemente zu jeweils einem unterteilt sein. Die Anzahl von vorgegebenen Röntgennachweiselementen gemäß der Erfindung kann also jede Anzahl sein, nur wenn sie zwei oder mehr ist.
Während bei obigen Ausführungsformen ferner die vorgegebenen Röntgennachweiselemente in zwei Gruppen unterteilt sind, können sie auch in drei oder mehr Gruppen beispielsweise unterteilt sein. Die Röntgenstrahlungseinfallsposition kann dann aus der Ausgabeinformation, die die Röntgennachweiselemente in den jeweiligen Gruppen liefern, hergeleitet werden.

Claims

1. Röntgen-Computertomographievorrichtung mit einer Röntgenquelle (1) und einem Röntgendetektor (3), der dieser gegenüberliegt und eine Anordnung aus zahlreichen Röntgennachweiselementen (3a, 3b) aufweist, wobei die Röntgenquelle und der Röntgendetektor zusammen um einen Patienten zur Gewinnung von Schnittbildern des Patienten umlaufen können, wobei die Vorrichtung aufweist:

wenigstens zwei vorgegebene Röntgennachweiselemente (3b) unter den Röntgennachweiselementen für eine Gewinnung von Ausgangsinformation zur Lieferung einer Röntgenstrahleinfallspositionsinformation, welche Information ist, die einer Einfallsposition von Röntgenstrahlen auf dem Röntgendetektor (3) entspricht;

Röntgenstrahlungsabschirmmaskenmittel zur Abdeckung eines Teils einer Röntgenstrahleinfallsebene der vorgegebenen Röntgennachweiselemente (3b), und

Berechnungsmittel zur Herleitung der Röntgenstrahleinfallspositionsinformation aus der Ausgangsinformation, die von den festgelegten Röntgennachweiselementen erhalten wird, und zur Korrektur eines Einflusses einer Fokusverschiebung der Röntgenquelle durch Verwendung der Röntgenstrahleinfallspositionsinformation, um so ein Schnittbild des Patienten zu gewinnen, dadurch gekennzeichnet, dass

die Röntgenstrahlungsabschirmmaskenmittel aufweisen:

eine erste Röntgenstrahlabschirmungsmaske zur Abdeckung einer Seite einer Röntgenstrahlungseinfallsebene von einer von zwei Gruppen der vorgegebenen Röntgenstrahlnachweiselemente (3b) zur Unterteilung der Röntgenstrahleinfallsebene in zwei Teile längs einer Körperachse;

eine zweite Röntgenstrahlungsabschirmmaske zur Abdeckung einer Seite einer Röntgenstrahlungseinfallsebene der anderen von zwei Gruppen der vorgegebenen Röntgennachweiselemente (3b), die der ersten Abschirmmaske längs der Körperachse gegenüberliegt, zur Unterteilung der Röntgenstrahlungseinfallsebene in zwei Teile längs der Körperachse.

2. Röntgen-Computertomographievorrichtung nach Anspruch 1, wobei die vorgegebenen Röntgennachweiselemente (3b) an einem Ende des Röntgendetektors (3) für den Empfang von Röntgenstrahlen, die von der Röntgenquelle (1) abgegeben werden und das eine Ende direkt ohne Durchgang durch den Patienten erreichen, angeordnet sind.

3. Röntgen-Computertomographievorrichtung nach Anspruch 1, bei welcher die vorgegebenen Röntgennachweiselemente (3b) an entgegengesetzten Enden des Röntgendetektors (3) für den Empfang von Röntgenstrahlen, die von der Röntgenquelle (1) abgegeben werden und die entgegengesetzten Enden direkt ohne Durchgang durch den Patienten erreichen, angeordnet sind.

4. Röntgen-Computertomographievorrichtung nach Anspruch 1, bei welcher die Berechnungsmittel Röntgenstrahleinfallspositionsinformationsherleitungsmittel zur Herleitung der Röntgenstrahleinfallspositionsinformation aus erster Ausgangsinformation, die als Ergebnis von Röntgenstrahlen gewonnen ist, die auf eine Gruppe von Röntgennachweiselementen unter den vorgegebenen Röntgennachweiselementen (3b) einfallen, und aus zweiter Ausgangsinformation, die als Ergebnis von Röntgenstrahlen gewonnen ist, die auf die andere Gruppe von Röntgennachweiselementen einfallen, sowie Korrekturkoeffizientenherleitungsmittel zur Herleitung von Korrekturkoeffizienten, die der Röntgenstrahleinfallspositioninformation entsprechen, für jedes den Röntgenstrahldetektor (3) bildendes Röntgenstrahlnachweiselement enthält.

5. Röntgen-Computertomographievorrichtung nach Anspruch 4, bei welcher die Einfallspositionsinformationsherleitungsmittel eine Differenz zwischen der ersten Ausgangsinformation und der zweiten Ausgangsinformation als die Röntgenstrahleinfallspositionsinformation herleiten.

6. Röntgen-Computertomographievorrichtung nach Anspruch 4, bei welcher die Einfallspositionsinformationsherleitungsmittel eine Differenz zwischen der ersten Ausgangsinformation und der zweiten Ausgangsinformation, geteilt durch eine Summe aus der ersten Ausgangsinformation und der zweiten Ausgangsinformation als die Röntgenstrahleinfallspositionsinformation herleiten.

7. Röntgen-Computertomographievorrichtung nach Anspruch 4, bei welcher die Korrekturkoeffizientenherleitungsmittel als Korrekturkoeffizienten für jedes Röntgennachweiselement ein Verhältnis zwischen individueller Referenzausgangsinformation, welche individuelle Ausgangsinformation ist, die für jedes Röntgennachweiselement (3b) gewonnen wird, wenn Röntgenstrahlen direkt in den Röntgendetektor (3) eintreten, und individueller Ausgangsinformation, die für jedes Röntgenstrahlnachweiselement gemäß einer Röntgenstrahleinfallspositionsinformation gewonnen wird, die als Ergebnis einer Fokusverschiebung der Röntgenquelle (1) gewonnen wird, die mit weiter fortgesetztem Eintritt von Röntgenstrahlen in den Röntgendetektor (3) auftritt, herleiten.