PatentDe  


Dokumentenidentifikation DE69629455T2 03.06.2004
EP-Veröffentlichungsnummer 0000808465
Titel ABBILDUNGSSYSTEM MIT RÖNTGENSTRAHLABTASTUNG
Anmelder NexRay, Inc., Los Gatos, Calif., US
Erfinder WILENT, W., John, Deceased, US;
MOORMAN, W., Jack, Los Gatos, US;
SKILLICORN, Brian, Saratoga, US;
SOLOMON, G., Edward, Menlo Park, US;
FIEKOWSKY, J., Peter, Los Altos, US;
MOORHOUSE, A., Abigail, San Jose, US;
MELEN, E., Robert, Saratoga, US
Vertreter White & Case, 20354 Hamburg
DE-Aktenzeichen 69629455
Vertragsstaaten AT, BE, CH, DE, DK, ES, FR, GB, GR, IE, IT, LI, LU, MC, NL, PT, SE
Sprache des Dokument EN
EP-Anmeldetag 06.02.1996
EP-Aktenzeichen 969063130
WO-Anmeldetag 06.02.1996
PCT-Aktenzeichen PCT/US96/01607
WO-Veröffentlichungsnummer 0096024860
WO-Veröffentlichungsdatum 15.08.1996
EP-Offenlegungsdatum 26.11.1997
EP date of grant 13.08.2003
Veröffentlichungstag im Patentblatt 03.06.2004
IPC-Hauptklasse G01T 1/20
IPC-Nebenklasse G21K 1/02   G02B 5/00   A61B 5/05   G06F 15/00   

Beschreibung[de]
Allgemeiner Stand der Technik 1. Gebiet der Erfindung

Das Gebiet der vorliegenden Erfindung betrifft diagnostische Röntgenabbildungsvorrichtungen. Insbesondere betrifft die vorliegende Erfindung Echtzeit-Abtaströntgenabbildungssysteme und Vorrichtungen, die einen Marker enthalten, wie einen medizinischen Katheter, der einen Röntgensensor enthält, der die Bestimmung der präzisen Position der Vorrichtung in einem anderen Objekt ermöglicht.

2. Beschreibung des Standes der Technik

Mit der Weiterentwicklung therapeutischer Technologie wird die Echtzeit-Röntgenabbildung zunehmend für medizinische Verfahren benötigt. Zum Beispiel beruhen viele elektrophysiologische kardiale Verfahren, periphere vaskuläre Verfahren, PCTA-Verfahren, (perkutane transluminale Katheter-Angioplastie), urologische Verfahren und orthopädische Verfahren auf einer Echtzeit-Röntgenabbildung. Zusätzlich erfordern moderne medizinische Verfahren häufig die Verwendung von Instrumenten, wie Kathetern, die in den menschlichen Körper eingesetzt werden. Diese medizinischen Verfahren verlangen häufig die Möglichkeit, die exakte Lage von Instrumenten zu erkennen, die in den menschlichen Körper eingeführt sind, und das häufig in Verbindung mit einem exakten Bild des umgebenden Körpers durch Verwendung einer Röntgenabbildung.

Gegenwärtige klinische Echtzeit-Röntgengeräte erzeugen hohe Werte an Röntgenstrahlenbelastungen sowohl für den Patienten als auch für das behandelnde Personal. Die United States Food and Drug Administration (FDA, US-Arzneimittelbehörde) hat von anekdotischen Anzeichen für akute Strahlenerkrankungen bei Patienten und Bedenken unter Ärzten hinsichtlich einer übermäßigen berufsbedingten Exposition berichtet. (Radiological Health Bulletin, Vol. XXVI, Nr. 8, August 1992).

Es ist eine Reihe von Echtzeit-Röntgenabbildungssystemen bekannt. Zu diesen zählen Systeme auf Fluoroskop-Basis, wobei Röntgenstrahlen in ein Objekt, das zu röntgen ist, projiziert werden und Schatten, die durch eine für Röntgenstrahlen relativ undurchlässige Substanz in dem Objekt verursacht werden, auf dem Fluoroskop angezeigt werden, das an der der Röntgenstrahlquelle gegenüberliegenden Seite des Objekts angeordnet ist. Abtaströntgenröhren sind in Verbindung mit der Technik der Fluoroskopie seit mindestens den frühen 1950ern bekannt. Moon, Amplifying and Intensifying the Fluoroscopic Image by Means of a Scanning X-ray Tube, Science, 6. Oktober 1950, S. 389-395.

Umkehrgeometrie-Abtaströntgenabbildungssysteme sind ebenso bekannt. In solchen Systemen wird eine Röntgenröhre zur Erzeugung von Röntgenstrahlung verwendet. In der Röntgenröhre wird ein Elektronenstrahl erzeugt und auf einen kleinen Fleck auf einer relativ großen Anode (Übertragungsziel) der Röhre fokussiert, wodurch eine Röntgenstrahlungsemission von diesem Fleck herbeigeführt wird. Der Elektronenstrahl wird (elektromagnetisch oder elektrostatisch) in einem Rasterabtastmuster über das Anodenziel abgelenkt. Ein kleiner Röntgenstrahldetektor ist mit Abstand zu dem Anodenziel der Röntgenröhre angeordnet. Der Detektor wandelt für gewöhnlich Röntgenstrahlen, die auf ihn treffen, in ein elektrisches Signal im Verhältnis zu dem erfassten Röntgenstrahlfluss um. Wenn ein Objekt zwischen der Röntgenröhre und dem Detektor platziert wird, werden Röntgenstrahlen durch das Objekt abgeschwächt und im Verhältnis zu der Röntgenstrahldichte des Objekts gestreut. Während sich die Röntgenröhre im Abtastmodus befindet, ist das Signal von dem Detektor zu der Röntgenstrahldichte des Objekts umgekehrt proportional.

Beispiele für bekannte Umkehrgeometrie-Abtaströntgensysteme umfassen jene, die im US-Patent Nr. 3,949,229 an Albert; US-Patent Nr. 4,032,787 an Albert; US-Patent Nr. 4,057,745 an Albert; US-Patent Nr. 4,144,457 an Albert; US-Patent Nr. 4,149,076 an Albert; US-Patent Nr. 4,196,351 an Albert; US-Patent Nr. 4,259,582 an Albert; US-Patent Nr. 4,259,583 an Albert; US-Patent Nr. 4,288,697 an Albert; US-Patent Nr. 4,321,473 an Albert; US-Patent Nr. 4,323,779 an Albert; US-Patent Nr. 4,465,540 an Albert; US-Patent Nr. 4,519,092 an Albert; und US-Patent Nr. 4,730,350 an Albert beschrieben sind.

Bei einer typischen bekannten Ausführungsform eines Umkehrgeometrie-Abtaststrahlsystems wird ein Ausgangssignal von dem Detektor an den z-Achsen-(Luminanz-)Eingang eines Videomonitors angelegt. Dieses Signal moduliert die Helligkeit des Anzeigeschirms. Der x- und der y-Eingang zu dem Videomonitor werden für gewöhnlich von dem Signal abgeleitet, das die Ablenkung des Elektronenstrahls der Röntgenröhre bewirkt. Daher ist die Luminanz eines Punktes auf dem Anzeigeschirm umgekehrt proportional zu der Absorption von Röntgenstrahlen, die von der Quelle durch das Objekt zum Detektor gehen.

Medizinische Röntgensysteme werden für gewöhnlich mit dem kleinstmöglichen Röntgenstrahlenbelastungsniveau beim Eintritt in den Patienten betrieben, das mit den Anforderungen an die Bildqualität (insbesondere Kontrastauflösungs- und räumliche Auflösungsanforderungen) für das Verfahren und das System vereinbar ist. Eine typische Patienteneintrittsbelastung im herkömmlichen 9-Zoll-Betrachtungsfeld von Bildverstärkungssystemen, die in kardialen Verfahren verwendet werden, liegt bei der AP-(anterior posterior) Betrachtung eines standardmäßigen Erwachsenebrustkorbs bei etwa 2,0 bis 2,8 R/min. Der Begriff "geringe Dosierung", wie hier verwendet, bezieht sich auf einen Faktor von 2 bis 20 weniger als dieses.

Zeit- und Flächenverteilungen des Röntgenstrahlflusses folgen einer Poisson-Verteilung und haben eine zugehörige Zufälligkeit, die unvermeidbar ist. Die Zufälligkeit wird für gewöhnlich als Standardabweichung des mittleren Flusses angegeben und ist gleich seiner Quadratwurzel. Das Signal-Rausch-Verhältnis eines Röntgenbildes ist unter diesen Bedingungen gleich dem mittleren Fluss dividiert durch die Quadratwurzel des mittleren Flusses, d. h., für einen mittleren Fluss von 100 Photonen ist das Rauschen ±10 Photonen, und das Signal-Rausch-Verhältnis ist 10.

Daher sind die räumliche Auflösung und das Signal-Rausch-Verhältnis von Röntgenbildern, die durch bekannte Umkehrgeometrie-Abtaströntgenabbildungssysteme gebildet werden, in großem Maße von der Größe der empfindlichen Fläche des Detektors abhängig. Wenn die Fläche der Detektoröffnung vergrößert wird, werden mehr divergierende Strahlen erfasst, wodurch die Empfindlichkeit effektiv erhöht und das Signal-Rausch-Verhältnis verbessert wird. Gleichzeitig jedoch verringert die größere Detektoröffnung die erreichbare räumliche Auflösung, da die "Pixelgröße" (gemessen in der Ebene des abzubildenden Objekts) größer wird. Dies ist notwendigerweise so, da die meisten abzubildenden Objekte bei medizinischen Anwendungen (z. B. Strukturen im Inneren des menschlichen Körpers) etwas von der Röntgenstrahlquelle entfernt sind. Bei den bekannten Systemen wurde daher die Detektoröffnungsgröße so gewählt, dass ein Kompromiss zwischen Auflösung und Empfindlichkeit erreicht wird, wobei es bisher nicht möglich war, sowohl die Auflösung als auch die Empfindlichkeit gleichzeitig zu maximieren.

Im medizinischen Bereich bewirken daher mehrere einander widersprechende Faktoren, darunter die Patientendosierung, die Frame-Rate (Häufigkeit pro Sekunde, mit der das Objekt abgetastet und das Bild aufgefrischt wird) und die Auflösung des Bildes des Objekts, dass die Nützlichkeit eines Röntgenabbildungssystems begrenzt ist. Zum Beispiel kann ein hoher Röntgenstrahlfluss leicht eine hohe Auflösung und eine hohe Frame-Rate ergeben, aber dennoch zu einer unannehmbar hohen Röntgenstrahlendosierung für den Patienten und das behandelnde Personal führen.

Ähnlich können geringere Dosierungen bei den bekannten Systemen erreicht werden, die aber von Bildern geringer Auflösung oder einer unangemessenen Auffrischungsrate begleitet sind. Ein bevorzugtes medizinisches Abbildungssystem sollte eine geringe Dosierung für den Patienten, eine hohe Auflösung und eine angemessene Auffrischungsrate von bis zu wenigstens etwa 15 Bildern pro Sekunde – und dies alles gleichzeitig – bieten. Daher sind Systeme, wie die bekannten Umkehrgeometrie-Abtaströntgenabbildungssysteme, die oben beschrieben wurden, für diagnostische medizinische Verfahren nicht annehmbar, in welchen Expositionszeiten relativ lang sind und wo – wie dies immer der Fall bei lebenden Patienten ist – die Röntgenstrahlendosis, die der Patient erhält, auf einem Minimum gehalten werden sollte.

Das US-Patent Nr. 5,267,296 von Albert (das '296er Patent) beschreibt ein Abtaströntgenabbildungssystem. Im '296er Patent wird angegeben, dass es die Behebung von Nachteilen betrifft, die mit der Rasterabtastfläche in einem Umkehrgeometrie-Röntgenabbildungssystem verbunden sind. Das '296er Patent beschreibt, dass einer der Nachteile, die mit einem solchen System verbunden sind, eine Verkleinerung der Rasterabtastfläche ist (zum Beispiel, wenn eine Vergrößerung einer bestimmten Region eines abzubildenden Objekts erwünscht ist).

Das '296er Patent gibt an, dass es eine Lösung beschreibt, um die Steuerungstätigkeit für den Bediener des Röntgenabbildungssystems zu vereinfachen. Insbesondere schlägt das '296er Patent vor, dass eine Abtastung mit hoher Auflösung auf ausgewählte Regionen von Interesse beschränkt werden kann (Spalte 4, Zeile 44 bis Spalte 5, Zeile 7). Wie in Spalte 7, Zeilen 44 bis 61 des '296er Patents beschrieben, erzeugt eine Detektorschaltung eine Sequenz serieller Datenbytes, die für Werte kodieren, die Änderungen der Röntgenstrahlintensität an einem Erfassungspunkt während einer Rasterabtastung an der Röhre anzeigen. Das '296er Patent beschreibt, dass serielle Datenbytes in einem Zwischenspeicher bei x-y-Adressen gespeichert werden, so dass sie aufeinander folgenden Punkten der Rasterabtaströhre entsprechen. Später wird eine Sequenz digitaler Datenbytes für aufeinander folgende Änderungen in den kumulierten Daten gebildet (Spalte 9, Zeile 44 bis Spalte 10, Zeile 11).

Daher ist es eine Aufgabe der Erfindung, ein Abbildungssystem bereitzustellen, das eine geringe Dosierung für den Patienten, eine hohe Auflösung und eine angemessene Auffrischungsrate von bis zu wenigstens 15 Bildern pro Sekunde, und das alles gleichzeitig, bietet.

Dies wird durch den Gegenstand, der in den unabhängigen Ansprüchen 1 und 7 beschrieben ist, erreicht. Weitere Ausführungsformen der Erfindung sind in abhängigen Ansprüchen beschrieben.

Das Röntgenabbildungssystem gemäß der vorliegenden Erfindung umfasst eine Abtaströntgenstrahlquelle und ein Multidetektorarray. Das Ausgangssignal des Multidetektorarrays wird in eine Bildrekonstruktionsmaschine eingegeben, welche die Ausgangssignale der mehreren Detektoren über ausgewählte Positionen des Röntgenstrahls verknüpft, um ein Echtzeitröntgenbild des Objekts zu erzeugen.

Eine Ausführungsform der Erfindung enthält eine Röntgenröhre, die eine Quelle für einen geladenen Teilchenstrahl und ein Anodenziel enthält. Eine Strahlsteuerungsschaltung fokussiert den geladenen Teilchenstrahl und lenkt oder führt den Strahl in einem vorbestimmten Muster über das Anodenziel. Zum Beispiel kann das vorbestimmte Muster ein Rasterabtastmuster sein, eine serpentinen- oder S-förmiges Muster, ein spiralförmiges Muster, ein regelloses Muster, ein Gaußsches Verteilungsmuster, das auf einem vorbestimmten Punkt der Anode zentriert ist, oder ein anderes Muster, das für die vorliegende Aufgabe zweckdienlich sein kann.

Ein kollimierendes Element, vorzugsweise in Form eines Gitters, kann zwischen der Röntgenröhre und einem zu röntgenden Objekt eingefügt sein. In einer bevorzugten Ausführungsform besteht das kollimierende Element aus einer runden Metallplatte mit einem Durchmesser von etwa 25,4 cm (10 Zoll) und enthält eine versetzte Anordnung von Öffnungen in einer Zahl von 500 mal 500 in der mittleren Reihe und Spalte des kollimierenden Elements. Das kollimierende Element wird vorzugsweise unmittelbar vor der Emissionsfläche der Röntgenröhre angeordnet. Es können auch andere Formen des kollimierenden Elements verwendet werden. In einer bevorzugten Ausführungsform ist jede der Öffnungen in dem kollimierenden Element so konstruiert, dass jede der Achsen jeder der Öffnungen auf einen Detektionspunkt gerichtet ist (oder auf diesen zeigt), z. B. die Mitte eines Multidetektorarrays, der mit ausgewähltem Abstand zu dem kollimierenden Element liegt. Dieser Abstand wird so gewählt, dass das zu röntgende Objekt zwischen dem kollimierenden Element und dem Multidetektorarray platziert werden kann. In der bevorzugten Ausführungsform ist die Aufgabe des kollimierenden Elements die Bildung dünner Röntgenbündelstrahlen, die alle von einem Brennfleck auf dem Anodenziel der Röntgenröhre zu dem Multidetektorarray gerichtet sind.

Ein Multidetektorarray, das vorzugsweise ein Array von Detektorelementen enthält (vorzugsweise ein Flächenarray, wie ein DETx mal DETy Rechteck oder Quadrat, oder vorzugsweise ein pseudorundes Array) ist am Detektionspunkt zentriert. Das Multidetektorarray umfasst vorzugsweise mehrere dicht gepackte Röntgenstrahldetektoren. Das Multidetektorarray ist gemäß der vorliegenden Erfindung so konstruiert, positioniert und angelegt, dass eine hohe Empfindlichkeit ohne Verlust an Auflösung erhalten wird. Dies führt zu einem Röntgensystem mit einer Auflösung, die mit herkömmlichen Röntgensystemen vergleichbar ist oder besser ist als jene, bei einer Exposition von wenigstens einer Größenordnung weniger als jene der bekannten Röntgensysteme. Diese Ausführungsform der vorliegenden Erfindung bietet wichtige Vorteile in medizinischen und anderen Anwendungen. Die Röntgenstrahlendosierung für Patienten und behandelndes medizinisches Personal ist geringer, wenn diese Ausführungsform zur Durchführung gegenwärtiger medizinischer Verfahren verwendet wird. Verfahren, von denen nun angenommen wird, dass sie ein zu hohes Strahlenbelastungsrisiko haben, könnten annehmbar werden.

Der Ausgang des Multidetektorarrays ist vorzugsweise ein Intensitätswert, für jeden Detektor des Multidetektorarrays, für jeden Röntgenstrahl, der durch eine Öffnung in dem kollimierenden Element emittiert wird. Da jede Öffnung an einem anderen Punkt im Raum in Bezug auf das Multidetektorarray und das untersuchte Objekt angeordnet ist, sind verschiedene Ausgänge von jedem Detektor des Multidetektorarrays für jede Öffnung verfügbar, durch die der Röntgenstrahl hindurchgeht. Der Ausgang des Multidetektorarrays kann auf zahlreiche Weisen zu einem Bild umgewandelt werden.

Das Abbildungssystem der vorliegenden Erfindung ist auch zur Verwendung in der Stereoabbildung geeignet. In einer Ausführungsform enthält das Kollimationselement zwei Gruppen von Öffnungen. Zur Stereoabbildung sind die Achsen einer Gruppe von Öffnungen so konstruiert, dass sie auf einen ersten Detektionspunkt auf einem ersten Multidetektorarray zeigen, und die Achsen einer zweiten Gruppe von Öffnungen sind so konstruiert, dass sie auf einen zweiten Detektionspunkt auf einem zweiten Multidetektorarray zeigen. Durch die Erzeugung von zwei Bildern aus den Ausgängen des Multidetektorarrays und durch die Verwendung herkömmlicher stereoskopischer Anzeigemethoden kann ein Stereobild gebildet werden.

Die Verwendung eines Multidetektorarrays, das den gesamten Röntgenstrahl auffängt, der aus jeder Öffnung des Kollimatorelements emittiert wird, und die Bildverarbeitung des Arrayausganges ist die bevorzugte Ausführungsform des Detektors. Sie stellt eine maximale Empfindlichkeit bereit, ohne auf die Auflösung verzichten zu müssen, die durch die Verwendung eines einzigen Kleinflächendetektors erreicht wird. Während ein einziger Detektor mit derselben Fläche wie das Multidetektorarray dieselbe Empfindlichkeit lieferte, geschähe dies auf Kosten der Auflösung.

Zusätzlich können Abtasttechniken, die Informationen von einem kleineren als 1 : 1 Bildpixel-Öffnungs-Verhältnis verwenden, zum Erzeugen von Daten von dem Multidetektorarray verwendet werden, wodurch die Komplexität des Systems, die notwendige Verarbeitungsgeschwindigkeit und der Energieverbrauch verringert werden können, während im Prinzip dieselbe Bildqualität bereitgestellt wird.

Gemäß der vorliegenden Erfindung ist das Abtaströntgenabbildungssystem zur Verwendung in medizinischen Diagnoseverfahren geeignet, die an lebenden menschlichen Patienten durchgeführt werden.

Gemäß der vorliegenden Erfindung bietet das Abtaströntgenabbildungssystem Bilder hoher Auflösung bei angemessenen Frame-Rates, während das untersuchte Objekt minimal Röntgenstrahlung ausgesetzt wird.

Gemäß der vorliegenden Erfindung hat das Abtaströntgenabbildungssystem eine verbesserte Auflösung bei einem Abstand zu der Ebene der Röntgenstrahlquelle, während verringere Röntgenstrahlflussniveaus aufrechterhalten werden.

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine verbesserte Bildqualität durch Verwendung einer Abtastung der Region von Interesse bereitgestellt.

Gemäß der vorliegenden Erfindung kann das Abtaströntgenabbildungssystem für nicht medizinische Anwendungen verwendet werden, wo eine Streuung die Bildqualität verschlechtern könnte, z. B. zur Darstellung wabenförmiger Flugzeugstrukturen, Korrosion und gedruckter Leiterplatten.

Die vorliegende Erfindung wird für den Durchschnittsfachmann bei Betrachtung der Zeichnungen und der Beschreibung der Erfindung, die hierin enthalten sind, offensichtlich. Die Prinzipien der Erfindung können in jeder medizinischen oder industriellen Anwendung angewandt werden. Prinzipien oder Aspekte der vorliegenden Erfindung können zum Beispiel angewandt werden, wenn die Position innerer Merkmale eines Objektes gewünscht wird. Industrielle Anwendungen werden verschieden als Röntgenuntersuchung, Röntgenanalyse, Fehleranalyse, nicht zerstörende Testung bezeichnet.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

In der folgenden Beschreibung der Zeichnungen ist der Inhalt von 3, 3A, 3B, 3C, 3D, 4, 26, 27, 28, 58 bis 72 und die entsprechenden Passagen in der Beschreibung nicht Teil der Erfindung.

1 ist ein Diagramm, das die Basiskomponenten eines bevorzugten Abtaströntgenabbildungssystems geringer Dosierung zeigt.

2 ist ein Diagramm, das die Verteilung von Röntgenstrahlen in Vorwärtsrichtung von einem Abtaströntgenabbildungssystem ohne Kollimatorgitter zeigt.

3 ist eine vergrößerte Darstellung im Querschnitt eines Abschnittes eines bevorzugten Kollimatorgitters und Ziels einer Röntgenröhre zur Verwendung in einem bevorzugten Abtaströntgenabbildungssystem geringer Dosierung.

3A, 3B, 3C und 3D sind Teilquerschnittsdarstellungen von Kollimatorgittern, die in der erfindungsgemäßen Vorrichtung nützlich sind.

4 ist ein perspektivisches, auseinander gezogenes Diagramm, das eine Anordnung für eine bevorzugte Ausführungsform eines Kollimatorgitters zeigt.

5 ist eine Funktionsdarstellung von Komponenten einer Röntgenröhre für ein Abtaströntgenabbildungssystem.

6 ist ein Diagramm, welches das Zielende einer bevorzugten Röntgenröhre für ein Abtaströntgenabbildungssystem geringer Dosierung zeigt.

7 ist ein Diagramm, das die Achsen von Röntgenstrahlen für ein stereoskopisches Abtaströntgenabbildungssystem zeigt.

8A zeigt einen einzelnen, nicht segmentierten Detektor, der eine geringere Breite als der Röntgenstrahl hat, der von einer gelochten Röntgenstrahlquelle ausgestrahlt wird.

8B zeigt einen Röntgenstrahl von einer einzelnen Öffnung einer gelochten Röntgenstrahlquelle, der mit einem Multidetektorarray interagiert.

8C zeigt die Achsen für Röntgenstrahlen von einer Reihe von Öffnungen einer gelochten Röntgenstrahlquelle, die durch dasselbe Bildpixel gehen, die mit einem segmentierten Detektorarray interagieren.

8D ist ein Diagramm von Röntgenstrahlen von zwei Öffnungen eines Röntgen-Kollimatorgitters, die mit einem untersuchten Objekt in verschiedenen Abständen zu der Röntgenstrahlquelle interagieren.

9 ist eine Vorderansicht eines 5 × 5-Detektorarrays.

10 ist eine Funktionsdarstellung einer Reihe oder Spalte von Detektorelementen für ein 5 × 5-Detektorarray für eine Ausführungsform eines Abtaströntgenabbildungssystems geringer Dosierung.

11 zeigt eine Ausführungsform eines Detektorelements für ein Abtaströntgenabbildungssystem geringer Dosierung.

12 ist ein Diagramm einer Vorderansicht eines 3 × 3-Multidetektorarrays für eine Ausführungsform eines Abtaströntgenabbildungssystems geringer Dosierung.

13 zeigt Röntgenstrahlpfade eines Röntgenstrahls, der aus einer einzigen Kollimatoröffnung herauskommt und durch eine Objektebene zu einem Mikroschalter geht.

14 zeigt Röntgenstrahlpfade, die aus mehreren Öffnungen herauskommen und durch ein einziges Pixel zu einem Multidetektorarray gehen.

15 ist eine Vorderansicht der gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform eines 96-Element-Szintillatorarrays.

16 ist eine Draufsicht auf eine bevorzugte Röntgenausrichtungsabschirmung.

17 ist ein Anordnungsplan für 18 bis 25. 18 bis 25 zeigen ein einzelnes Funktionsblockdiagramm von Komponenten eines bevorzugten Abtaströntgenabbildungssystems.

18 und 19 sind Teilfunktionsblockdiagramme, die eine bevorzugte Röntgenstrahlquelle für ein Abtastabbildungssystem umfassen.

20 ist ein Teilfunktionsblockdiagramm, das ein bevorzugtes Dual-Multidetektorarray für ein Abtastabbildungssystem umfasst.

21 und 22 sind Teilfunktionsblockdiagramme, die einen bevorzugten Monitor für ein Abtastabbildungssystem umfassen.

23 und 24 sind Teilfunktionsblockdiagramme, die einen bevorzugten Scangenerator für ein Abtastabbildungssystem umfassen.

25 ist ein Teilfunktionsblockdiagramm, das die Funktionsverbindung der Funktionsblöcke von 20, 22 und 23 zeigt.

26 ist eine Teilquerschnittsdarstellung einer bevorzugten Echtzeitsensoranordnung.

27 ist ein Diagramm einer Draufsicht auf eine bevorzugte 96-Kanal-Photovervielfacherröhre.

28 ist eine Teilquerschnittsseitenansicht der Photovervielfacherröhre von 27.

29 ist eine schematische Ansicht eines bevorzugten Signalaufbereitungsverstärkers.

30 ist ein Schaltdiagramm der Eingangs- und Ausgangsverbinder für einen bevorzugten Diskriminator.

31 ist eine schematische Ansicht eines bevorzugten Diskriminators.

32 ist eine schematische Ansicht bevorzugter Digital/Analog-Wandler, die Verstärkungs- und Schwellwertsteuersignale für den Signalaufbereiter bereitstellen.

33 ist ein Schaltdiagramm der bevorzugten Schnittstellenverbinder zwischen den DACs von 32 und der Signalaufbereitungsverstärkerschaltung von 29.

34 ist ein Schaltdiagramm eines bevorzugten Pufferverstärkers für Schwellwertsteuersignale.

35 ist ein Schaltdiagramm der bevorzugten Verbinder zwischen dem Diskriminator von 31 und der bevorzugten Bildrekonstruktionsplatte.

36 zeigt schematisch eine bevorzugte Detektoranordnung von 144 logischen Detektorelementen in der gegenwärtig bevorzugten Bildrekonstruktionsmaschine.

37 umfasst ein Teilfunktionsdiagramm eines Kettenzählers in einer bevorzugten Bildrekonstruktionsmaschine.

38 ist ein Diagramm, das die bevorzugte Strahlausrichtungsoktantenanordnung zeigt.

39 umfasst ein Teilfunktionsblockdiagramm einer Bildrekonstruktionsmaschine.

40 und 41 umfassen schematische Darstellung der bevorzugten optisch-elektrischen und elektrisch-optischen Echtzeitsensor-Umwandlungsschaltung.

42 ist eine schematische Darstellung der Steuerung für die Bildrekonstruktionsmaschine und Verstärker- und Ausrichtungsschaltung.

43 ist ein Diagramm, das die bevorzugten Eingangssensorverbinder zwischen der Photovervielfacherröhre und den Signalaufbereitungsschaltungen im Echtzeitsensor zeigt.

44A und B umfassen schematische Darstellungen der bevorzugten Oktantenzähler.

45 ist eine schematische Darstellung einer bevorzugten Verstärkungs- und Ausrichtungs-ALU.

46 ist eine schematische Darstellung einer bevorzugten Verstärkungs- und Ausrichtungsmaschine.

47 ist eine schematische Darstellung des bevorzugten Speichers für die bevorzugte Bildrekonstruktionsmaschine und Verstärkungs- und Ausrichtungsschaltung.

48A bis I sind schematische Darstellungen von Kettenzählern für die Ketten eins bis neun für eine bevorzugte Bildrekonstruktionsmaschine.

49 ist eine schematische Darstellung eines bevorzugten Normierungs-PROM für eine bevorzugte Bildrekonstruktionsmaschine.

50 ist eine schematische Darstellung der Steuerung der bevorzugten Bildrekonstruktionsmaschine.

51 ist eine schematische Darstellung der bevorzugten Ausgabe-FIFOs für die bevorzugte Bildrekonstruktionsmaschine.

52 ist eine schematische Darstellung der bevorzugten Ausgabe-FIFO-Steuerung für die bevorzugte Bildrekonstruktionsmaschine.

53 ist ein Schaltdiagramm der bevorzugten Steuerlogik für die Detektorsteuerung.

54A ist ein Schaltdiagramm der Steuerlogik für die bevorzugte Röhrensteuerung.

54B ist ein Diagramm der bevorzugten Schnittstellenschaltung, welche die Röhrensteuerungsschaltungen mit dem PC-Bus innerhalb des Steuerungscomputers verbindet.

55A bis E umfassen schematische Darstellungen der bevorzugten Strahlsteuerungsschnittstelle.

56A und B umfassen schematische Darstellungen des bevorzugten x-Ablenkungstreibers.

57A und B umfassen schematische Darstellungen des bevorzugten x-Schritttreibers.

58 ist ein Diagramm, das eine gegenwärtig bevorzugte Ausführungsform eines Katheters zeigt, der eine Röntgensensor-Positioniervorrichtung enthält.

59 ist eine Querschnittsansicht des Katheters von 58.

60 ist eine detaillierte Ansicht des distalen Endes einer bevorzugten Ausführungsform des Katheters von 58.

61 ist eine Draufsicht entlang der Ebene 1-1 der Multidetektorarrayanordnung von 26.

62 ist ein Blockdiagramm, das eine Ausführungsform eines Abtaströntgenabbildungssystems zeigt, das mit Ausführungsformen des Katheters von 58 interagiert.

63 ist ein Blockdiagramm der bevorzugten Röntgendetektionsmethoden zur Katheterpositionierung.

64 zeigt graphisch einen theoretischen Datensatz von dem Röntgensensor in dem manövrierbaren Positionierelement gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.

65 zeigt Röntgenstrahlen, die von einem Röntgenröhrenziel durch ein Kollimatorgitter zu einem Detektor gehen, und ein manövrierbares Positionierelement mit einem Röntgensensor in einem Abtaströntgenabbildungssystem.

65A, 65B, 65C und 65D sind für die Überlappung von Röntgenstrahlen repräsentativ, die von einzelnen Detektoren eines Multidetektorarrays an den Stellen A1-A2, B1-B2, C1-C2 beziehungsweise D1-D2 von 65 erfasst werden.

66 ist ein Blockdiagramm, das eine Anwendung von Kathetern zeigt, die Röntgensensoren enthalten, mit zwei Abtaströntgenssystemen.

67 ist eine Querschnittsansicht durch eine zweidimensionale Anordnung regelmäßig beabstandeter Röntgenstrahlquellen und eine zweidimensionalen Array regelmäßig beabstandeter Detektoren.

68 ist ein Diagramm das eine Brennpunktsebene für eine Ausführungsform eines Abtaströntgenabbildungssystems zeigt.

69 ist eine perspektivische Teilquerschnittsansicht einer anderen Ausführungsform einer Multidetektorarrayanordnung.

70 ist eine auseinander gezogene Ansicht der Multidetektorarrayanordnung von 69.

71 ist eine orthogonale Ansicht einer bevorzugten Szintillatoranordnung.

72 zeigt ein bevorzugtes Drahtgitter für die Szintillatoranordnung von 71.

Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen

Die folgende Beschreibung der Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung dient nur der Veranschaulichung und ist in keiner Weise als Einschränkung der hierin offenbarten und beanspruchten erfinderischen Konzepte zu verstehen.

Systemüberblick

Unter Bezugnahme auf 1 ist ein Abtaströntgenabbildungssystem gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dargestellt. Die Röntgenstrahlquelle ist vorzugsweise eine Abtaströntgenstrahlquelle 10, die vorzugsweise eine Leistungsversorgung umfasst, die imstande ist, etwa –100 kV bis –120 kV zu erzeugen, die eine Röntgenröhre 10 bei etwa –70 kV bis –100 kV betreiben kann. Bei diesem Spannungswert erzeugt die Röntgenstrahlquelle 10 ein Spektrum von Röntgenstrahlen, das bis zu 100 keV reicht. Wie hierin verwendet, bezieht sich der Begriff 100 keV Röntgenstrahlen auf dieses Spektrum. Die Röntgenstrahlquelle 10 enthält einen Ablenkungsbügel 20 unter der Steuerung eines Scangenerators 30. Ein Elektronenstrahl 40, der in der Röntgenstrahlquelle 10 erzeugt wird, wird über ein geerdetes Anodenziel 50 innerhalb der Röntgenstrahlquelle 10 in einem vorbestimmten Muster geführt. In der Folge wird der Einfachheit wegen das Anodenziel 50 als Ziel 50 bezeichnet. Zum Beispiel kann das vorbestimmte Muster ein Rasterabtastmuster sein, ein Serpentinen- (oder "S"-förmiges) Muster, ein spiralförmiges Muster, ein regelloses Muster, ein Gaußsches Verteilungsmuster, das auf einem vorbestimmten Punkt des Ziels zentriert ist, oder ein anderes Muster, das für die vorliegende Aufgabe zweckdienlich sein kann. Gegenwärtig bevorzugt ist das Serpentinen- (oder "S"-förmige) Muster, bei dem es in einem Rasterabtastmuster nicht notwendig ist, horizontal "zurückzufahren".

Ein Elektronenstrahl 40 trifft auf das Ziel 50 am Brennfleck 60, eine Kaskade von Röntgenstrahlen 70 wird emittiert und bewegt sich außerhalb der Röntgenstrahlquelle 10 zu dem zu untersuchenden Objekt 80. Zur Optimierung der Systemleistung der gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform sollte ein Konus von Röntgenstrahlphotonen erzeugt werden, der in einer Weise divergiert, dass er gerade das Multidetektorarray 110 bedeckt.

Dies wird vorzugsweise durch Anordnen einer kollimierenden Anordnung zwischen dem Ziel 50 der Abtaströntgenstrahlquelle 10 und dem Multidetektorarray 110 erreicht, und bevorzugter zwischen dem Ziel 50 und dem abzubildenden Objekt. Die gegenwärtig bevorzugte kollimierende Anordnung ist ein Kolimationsgitter 90, das ein Gitter Röntgenstrahlen durchlässiger Öffnungen 140 enthält. Das Kollimatorgitter 90 ist so konstruiert, dass nur jene Röntgenbündelstrahlen 100 hindurchgehen können, deren Achsen in einem Pfad liegen, den das Multidetektorarray 110 direkt auffängt. Das Kollimatorgitter 90 bewegt sich nicht in Bezug auf das Multidetektorarray 110, während das System in Betrieb ist. Somit gibt es immer nur einen einzigen Röntgenbündelstrahl 100, der durch das Objekt 80 zu dem Multidetektorarray 110 hindurchgeht, während ein Elektronenstrahl 40 das Ziel 50 überstreicht. Dieses bevorzugte Ergebnis steht im Gegensatz zu dem Ergebnis von 2, das die Verteilung von Röntgenstrahlen 70 von einer Röntgenabtastquelle ohne Kollimatoranordnung zeigt. Die Streuung von Röntgenstrahlen 70, die auf das Multidetektorarray 110 treffen, ist in 2 nicht dargestellt, die nur dem Zweck der Veranschaulichung dient.

Der Ausgang des Multidetektorarrays 110 wird am Monitor 120 verarbeitet und in Form von Luminanzwerten angezeigt. Bildverarbeitungstechniken können verwendet werden, um ein computerunterstütztes Bild auf einer geeigneten Anzeige oder einem photographischen oder anderen Medium anzuzeigen.

Die Ausführungsform des erfindungsgemäßen Systems, das hierin offenbart ist, ist ein System mit geringer Exposition, da es den Kardiologie-Patienten für gewöhnlich einer Rate von etwa 0,09 bis 0,33 R/min bei einer Auffrischungsrate von 30 Bilder/sec aussetzt, gemessen am Eintritt in den Patienten, wobei in herkömmlichen Systemen unter denselben Bedingungen die Werte üblicherweise zwischen 2,0 und 2,8 R/min lägen. Auch die Gesamtkörperbelastung mit einer Auffrischungsrate von 30 Bilder/sec ist bei dem System der vorliegenden Erfindung geringer als bei herkömmlichen Systemen.

Die Röntgenröhre

3 zeigt eine vergrößerte schematische Ansicht einer bevorzugten Kollimatorgitter- und Zielstruktur. Das Ziel 50 besteht vorzugsweise aus einer Zielschicht 129 aus einem Material mit guten Vakuumeigenschaften und der Fähigkeit, großer Wärme und einem Elektronenbombardement zu widerstehen, die dann auf einem Berylliumzielträger 53 gebildet ist. Aluminium oder andere relativ Röntgenstrahlen durchlässige Materialien können ebenso zur Herstellung des Zielträgers 53 verwendet werden. Eine bevorzugte Konstruktion der Zielschicht 129 ist eine erste Schicht aus Niob 51 mit einer Dicke von etwa 1 Mikron, die durch Sputtern auf dem Berylliumzielträger 53 abgeschieden ist, auf der dann eine zweite Schicht aus Tantal 52, die etwa 5 Mikron dick ist, durch Sputtern abgeschieden wird. Diese Struktur ist gegenwärtig bevorzugt, da Niob einen Wärmeausdehnungskoeffizienten zwischen den Wärmeausdehnungskoeffizienten von Tantal und Beryllium hat, wodurch Mikrorisse auf Grund der Temperaturwechselbeanspruchung des Ziels, während der Elektronenstrahl 40 über das Ziel streicht, verringert oder verhindert werden. Eine weitere Ausführungsform ist eine Schicht aus Tantal, die etwa 5 Mikron dick durch Sputtern direkt auf dem Berylliumzielträger 53 abgeschieden wird. Eine weitere Ausführungsform ist eine Schicht aus Wolfram-Rhenium, die etwa 5 Mikron dick durch Sputtern direkt auf dem Berylliumzielträger 53 abgeschieden wird. Eine weitere Ausführungsform ist eine Schicht aus Wolfram, die etwa 5 bis 7 Mikron dick durch Sputtern direkt auf dem Berylliumzielträger 53 abgeschieden wird. Tantal, Wolfram und Wolfram-Rhenium sind gegenwärtig zur Verwendung in der Zielschicht 129 bevorzugt, da sie relativ hohe Kernladungszahlen und Dichten haben und leicht Röntgenstrahlen emittieren, wenn sie von einem Elektronenstrahl bombardiert werden. Der hohe Schmelzpunkt von 3370°C und die guten Vakuumeigenschaften von Wolfram machen es für die hohe Temperatur und die harten Vakuumbedingungen in der Röntgenstrahlquelle geeignet. Tantal und Wolfram-Rhenium haben ähnliche Eigenschaften, wie dem Fachmann bekannt ist. Die Dicken der Zielschicht sind vorzugsweise so gewählt, dass sie etwa gleich der Strecke sind, die zur effizienten Umwandlung von 100 keV Elektronen in Röntgenstrahlen notwendig ist.

Beryllium ist gegenwärtig für den Zielträger 53 bevorzugt, da es stark ist und die Röntgenstrahlen, die von der Zielschicht 129 emittiert werden, nicht signifikant abschwächt oder streut. Die Dicke des Berylliumzielträgers 53 ist vorzugsweise etwa 0,5 cm. In der gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sollte der Zielträger 53 so dünn wie möglich konstruiert sein, wobei er aber der physikalischen Einschränkung unterliegt, dass er stark genug sein muss, um dem Druckgradienten einer Atmosphäre über ihm zu widerstehen.

Zwischen dem Zielträger 53 und dem Kollimatorgitter 90 ist vorzugsweise eine Kühlkammer 54 angeordnet.

Das Kollimatorgitter 90 besteht vorzugsweise aus einem Array von Öffnungen 140, deren Achsen jeweils gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zu dem Multidetektorarray 110 ausgerichtet oder gerichtet sind. Das heißt, dass die Achsen von Öffnungen in dem Kollimatorgitter 90 nicht parallel zueinander sind und einen spitzen Winkel zu der Linie senkrecht zu der Ausgangsfläche 260 des Kollimatorgitters 90 bilden. Zum Beispiel kann ein Kollimatorgitter für eine Bruströntgenanwendung Öffnungen umfassen, die einen Winkel mit einer Linie senkrecht zu der Ausgangsfläche 260 des Kollimatorgitters 90 zwischen 0° in der Mitte des Kollimatorgitters 90 bis zu 20° am Rand des Gitters 90 bilden. Eine Mammogrammanwendung kann andererseits ein Kollimatorgitter 90 haben, das Öffnungen umfasst, die einen Winkel mit einer Linie senkrecht zu der Ausgangsfläche 260 bilden, der bis zu 45° am Rand des Gitters reicht. Somit können für verschiedene medizinische Anwendungen unterschiedliche Kollimatorgitter 90 gewählt und eingesetzt werden.

Die Anzahl von Öffnungen 140 im Kollimatorgitter 90 kann der Anzahl von Bildpixeln entsprechen, die auf dem Monitor erzeugt werden. Zum Beispiel 500 mal 500 bis 1024 mal 1024. Als Alternative kann das Bildpixel/Öffnung-Verhältnis bei der Technik der "Subabtastung", die in der Folge besprochen wird, erhöht werden, d. h., es können weniger Öffnungen als Bildpixel verwendet werden. Die räumliche Auflösung des Systems kann teilweise durch den Abstand der Öffnungen im Kollimatorgitter 90 bestimmt werden. Die präzise Anzahl von Öffnungen, die zuvor angegeben wurde, dient nur der Veranschaulichung und ist in keiner Weise als Einschränkung gedacht.

Einige der Faktoren, die vorzugsweise zur Bestimmung der Dicke des Kollimatorgitters 90 und des Durchmessers der Öffnungen 140 verwendet werden, sind der Abstand des Multidetektorarrays 110 von dem Ziel 50, der gegenwärtig vorzugsweise 94,5 cm (37,2 Zoll) beträgt, der Wunsch, alle Röntgenstrahlen 70, die nicht auf das Multidetektorarray 110 gerichtet sind, signifikant abzuschwächen, und die Größe des Multidetektorarrays 110 (in dieser Figur nicht dargestellt). Die Öffnungen 140, von der Ausgangfläche 260 betrachtet, sind vorzugsweise in einem rechteckigen Reihen- und Spaltenmuster angelegt, das eine im Wesentlichen kreisförmige Grenze mit einem Durchmesser von 25,4 cm (10 Zoll) enthält, die eine kreisförmige aktive Fläche bildet. Das Öffnungsarray kann jedoch jede passende Anordnung aufweisen, um das Bild von Objekt 80 aufzulösen. Ferner kann der Elektronenstrahl 40 in einem Muster geführt werden, das nur einen Abschnitt der Öffnungen 140 verwendet. Die kreisförmige aktive Fläche gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung hat einen Durchmesser von etwa 500 Öffnungen.

Der Röntgenstrahlen absorbierende Abschnitt 150 des bevorzugten Kollimatorgitters 90 ist so konstruiert, dass er erratische Röntgenstrahlen absorbiert, so dass sie das Objekt 80 nicht beleuchten. Dies wird erreicht, indem das bevorzugte Kollimatorgitter 90 mit ausreichender Dicke hergestellt wird, so dass die Röntgenstrahlung, die durch eine Öffnung 140 zu dem Multidetektorarray 110 geht, deutlich größer ist als die kumulative Röntgenstrahlung, die durch den Röntgenstrahlen absorbierenden Abschnitt 150 in alle anderen Richtungen als zu dem Multidetektorarray 110 geht. Solche erratischen Röntgenstrahlen würden das Objekt 80 und das behandelnde Personal einer Röntgenstrahlendosierung aussetzen, aber dem Bild keine bedeutsame Information hinzufügen.

Das Kollimatorgitter 90, wie in 3A dargestellt, wird vorzugsweise aus einer Reihe von Schichten 147 Röntgenstrahlen absorbierender Materialien mit hindurchgehenden Öffnungen 140 hergestellt, um einen Röntgenbündelstrahl 100 zu bilden, wenn die Röntgenstrahlen durch das Kollimatorgitter zu dem Multidetektorarray 110 hindurchgehen. Das Material, das für die Schichten 147 verwendet wird, kann aus Röntgenstrahlen undurchlässigen Materialien gebildet sein, wie Molybdän, Messing, Blei, Kupfer, Wolfram, Tantal, Gold oder aus einer Kombination derselben. Das Kollimatorgitter 90 ist vorzugsweise aus 50 Dünnschichten aus 0,0254 cm (0,010 Zoll) dickem Molybdän gebildet, die gestapelt und durch Endplatten 258 und 259 zusammengehalten sind. Molybdän ist ein bevorzugtes Material für die Schichten 147, da es Röntgenstrahlen leicht absorbiert, so dass Röntgenstrahlen, die von der Röntgenstrahlquelle 10 erzeugt werden, die nicht zu dem Multidetektorarray 110 gerichtet sind, absorbiert werden, bevor sie auf das Objekt 80 treffen, das natürlich ein menschlicher Patient sein kann. Die Endplatten 258 und 259 sind aus Röntgenstrahlen durchlässigem Material gebildet, vorzugsweise Aluminium. Aluminium ist ein bevorzugtes Material für die Platte 259, um die Röntgenstrahlerzeugung in Molybdänkollimatorschichten 147 zu minimieren.

Als Alternative kann das Kollimatorgitter 90 aus Schichten 147 gebildet sein, die sowohl aus Material hoher Kernladungszahl als auch Materialien niederer Kernladungszahl gebildet sind, um die Menge an fluoreszierenden K-Röntgenstrahlen zu minimieren, die zu dem Patienten ausgestrahlt werden. Fluorszierende K-Röntgenstrahlen, die durch die Wechselwirkung der Röntgenstrahlen, die von dem Ziel 50 ausgehen, mit den Materialien der Kollimatorschichten 147 entstehen, sind für gewöhnlich unerwünscht, da sie die Patientenbelastung erhöhen, ohne zur Bildung eines Röntgenbildes beizutragen. Die K-Röntgenstrahlen können durch die Platte 259 abgeschwächt werden, aber die Platte 259 sollte auch für den Bündelstrahl 100 durchlässig sein. Dies wird vorzugsweise durch die Verwendung von Materialien geringer Kernladungszahl für die Schichten 147 erreicht, vorzugsweise Messing, da Materialien mit niederer Kernladungszahl K-Röntgenstrahlen geringer Energie erzeugen, die durch die Platte 259 stark abgeschwächt werden können. Zum Beispiel verringert eine Schicht aus 1 mm dickem Aluminium für die Platte 259 für gewöhnlich die K-Röntgenstrahlenintensität von Messing um etwa 99,9%, während sie relativ durchlässig für die Röntgenstrahlen höherer Energie des Bündelstrahls 100 sind. Messing ist daher vom Standpunkt des Stoppens der K-Röntgenstrahlen ein besseres Material für die Schichten 147, stellt aber selbst eine unangemessene Dämpfung der Röntgenstrahlen bereit, die von dem Ziel 50 ausgesendet werden, die nicht durch die Kollimatoröffnung 140 hindurchgehen. Daher umfassen Kollimatorschichten 147 vorzugsweise eine Kombination von Materialien, wobei sich Materialien mit höherer Kernladungszahl, wie Wolfram, Blei oder Molybdän, an der Seite des Kollimatorgitters 90 befinden, die dem Ziel 50 am nächsten ist, und Material niederer Kernladungszahl, wie Messing, an der Seite die dem abzubildenden Objekt 80 am nächsten ist. Gegenwärtig bevorzugt ist eine Kombination aus Molybdän und Messing, die für eine hohe Kollimatorgittereffizienz sorgt, während K-Röntgenstrahlen geringer Energie erzeugt werden, die durch die Platte 259 stark abgeschwächt werden.

Die Öffnungen 140 des Kollimatorgitters 90 haben vorzugsweise entweder einen runden oder quadratischen Querschnitt. Es können auch andere Formen verwendet werden, insbesondere sechseckige, obwohl die Form der Öffnungslöcher vorzugsweise mit der Form des Multidetektorarrays übereinstimmen sollte, da die Öffnungsform die Form beeinflusst, zu der Röntgenstrahlen zu divergieren neigen. Zum Beispiel neigt das gegenwärtig bevorzugteste, runde Öffnungsloch dazu, einen Röntgenstrahl zu erzeugen, der zu einem kreisförmigen Strahl am Multidetektorarray divergiert. Wenn daher runde Öffnungen verwendet werden, ist das Multidetektorarray vorzugsweise kreisförmig, um die Exposition und den Erfassungsbereich für die kreisförmigen Röntgenstrahlen zu maximieren.

Wenn quadratische Öffnungen 140 verwendet werden, sollten sie vorzugsweise eine Dimension von 0,0381 cm (0,015 Zoll) mal 0,0381 cm haben, während runde Öffnungen vorzugsweise einen Durchmesser von 0,0381 cm (0,015 Zoll) haben. Sowohl quadratische als auch runde Öffnungen ergeben eine Querschnittsfläche am Multidetektor 110, die etwa 1/100 der Querschnittsfläche von Detektoren bekannter Röntgenfluoroskope ist. Die Querschnittsfläche der Stirnfläche des Multidetektorarrays 110 ist viel kleiner als jene in bekannten herkömmlichen Systemen. Infolgedessen verfehlen Röntgenstrahlen, die am Objekt gestreut werden, das Multidetektorarray und neigen nicht zur Verschleierung des Bildes, wie dies in herkömmlichen Systemen der Fall ist, die für gewöhnlich Detektoren mit relativ großen Oberflächen verwenden.

Die gegenwärtig bevorzugte Methode zur Herstellung des Kollimatorgitters 90 ist photochemisches Fräsen oder Ätzen. Das photochemische Ätzen wird gegenwärtig bevorzugt, da es kosteneffektiv und exakt ist. Gemäß einer Ausführungsform dieser Methode wird ein Satz von 50 Photomasken erzeugt, um Löcher oder Zwischenräume in 50 Dünnschichten aus 0,0254 cm (0,010 Zoll) dickem Material zu ätzen. In einer anderen Ausführungsform wird ein Satz von 100 Photomasken erzeugt, um Löcher oder Zwischenräume in jede Seite der 50 Dünnschichten aus 0,0254 cm (0,010 Zoll) dickem Material zu ätzen. Die geätzten Schichten werden dann vorzugsweise gestapelt, ausgerichtet und zusammengehalten, um eine Gitteranordnung mit mehreren abgestuften Öffnungen zu erzeugen, von welchen jede ein vorbestimmtes Winkelverhältnis in Bezug auf die Schichten hat. 3A zeigt eine Ausführungsform des bevorzugten Kollimatorgitters 90. Diese Variation enthält eine Reihe Röntgenstrahlen absorbierender Schichten 147 mit einzelnen Öffnungen mit konstantem Querschnitt (der Querschnitt muss jedoch nicht konstant sein). Die erhaltene Öffnung 140 hat eine abgestufte Form, wie dargestellt, während der Röntgenbündelstrahl 100 zu dem Multidetektorarray 110 hindurchgehen kann. Die Variation, die in 3B dargestellt ist, ist jener, die in 3A dargestellt dahingehend ziemlich ähnlich, dass die einzelnen Öffnungen, die in den Röntgenstrahlen absorbierenden Schichten 148 gebildet sind, selbst abgestuft sind. Diese abgestuften Öffnungen können durch Fräsen oder chemisches Ätzen von jeder Seite der Schicht 148 mit einem leichten Versatz, wie zuvor beschrieben, hergestellt werden, so dass die dargestellte Form erhalten wird. Die Form von 3B ist besonders erwünscht, da weniger Röntgenenergie in den abgestuften Öffnungen 140 des Kollimatorgitters 90 absorbiert werden muss und folglich der Röntgenstrahlfluss am Rand des Röntgenstrahls 100 nicht so stark wie in der in 3A dargestellten Variation abgeschwächt wird. Röntgenstrahlen sind im Allgemeinen durch die Rauheit der Kanäle auf Grund der abgestuften Oberfläche nicht beeinträchtigt, und selbst wenn sie in der Öffnung gestreut werden, beeinträchtigt die Streuung den erhaltenen Strahl nicht messbar. Die abgestuften Öffnungen, die in 3A und 3B dargestellt sind, können auch zur Steuerung der K-Röntgenstrahlenintensität nützlich sein, wie im U.S. Patent 2,638,554, erteilt an Bartow et al., mit dem Titel "Directivity Control of X-rays", besprochen ist.

4 zeigt eine bevorzugte Methode für den Zusammenbau der bevorzugten Kollimatorgitteranordnung 90 aus geätzten Schichten 91. Vorzugsweise werden 50 geätzte Schichten 91 jeweils mit Ausrichtungslöchern oder Ausrichtungsöffnungen 94 bereitgestellt. Ausrichtungsstifte 95 werden in jede Ausrichtungsöffnung 94 gesetzt, um die geätzten Schichten 91 auszurichten. Die zusammengefügten Schichten 91 und Stifte 95 werden in einen Aluminiumring 359 gelegt. Der Aluminiumring 359 ist mit einem Vakuumanschluss 370 versehen, der nach dem Zusammenfügen mit einer Abschnürung 375 verschlossen werden kann. Eine Aluminiumschicht 365, die vorzugsweise 0,1 cm dick ist, wird mit Vakuumklebstoff an eine obere Oberfläche 380 des Ringes 359 gebunden und versiegelt. Eine Aluminiumschicht 360 wird ebenso an eine untere Oberfläche 385 des Ringes 359 gebunden. Dann wird ein Teilvakuum durch den Anschluss 370 gezogen und der Anschluss 370 wird dann an der Abschnürung 375 verschlossen. Das Teilvakuum bewirkt, dass die Aluminiumschichten 360 und 365, die relativ Röntgenstrahlen durchlässig sind, eine Klemmwirkung bereitstellen, die dazu neigt, die geätzten Schichten 91 zusammen und in Ausrichtung zu halten, um ein Kollimatorgitter 90 zu bilden. Die gegenwärtig bevorzugte Toleranz für den Mitte-zu-Mitte-Abstand der Öffnung ist ±0,00127 cm (0,0005 Zoll) ohne kumulativen Fehle. Die gegenwärtig bevorzugte Toleranz für die Öffnungsgröße ist ±0,00254 cm (0,001 Zoll). Für ein leichteres Zusammenfügen können die Durchmesser von Öffnungen in jeder zweiten Schicht größer als der Durchmesser an der Ausgangsfläche des Kollimators gebildet werden. Somit muss nur jede zweite Schicht sorgfältig ausgerichtet werden. Das Material, das für die Schichten 91 verwendet wird, kann, wie zuvor besprochen, Molybdän, Messing, Blei, Kupfer, Wolfram, Tantal, Gold oder eine Kombination derselben sein. Molybdän ist ein bevorzugtes Material zur Verwendung in den Schichten 91, aber bevorzugter ist gegenwärtig eine Kombination aus Molybdän und Messing.

In einer anderen Methode zur Herstellung des Kollimatorgitters 90 werden die Ausrichtungslöcher 94 gemeinsam mit den Öffnungen 140 geätzt. Aufgrund des Unterschiedes zwischen den Größen der Öffnungen 140 und der Ausrichtungslöcher 94 tritt jedoch eine Unterätzung der Öffnungen 140 auf, da die Zeit zum Ätzen durch die Zeit bestimmt wird, die notwendig ist, um die großen Löcher zu ätzen. In einer gegenwärtig bevorzugten alternativen Methode werden Führungsausrichtungslöcher, die kleiner als die Endgröße der Ausrichtungsstifte sind, in die Schichten 91 geätzt. Die geätzten Schichten 91 werden dann einem zusätzlichen Verfahren unterzogen, wie Ausräumen, um die Führungsausrichtungslöcher auf den gewünschten Durchmesser zu vergrößern. Die fertigen Schichten werden ausgerichtet und zusammengeklemmt, wie zuvor beschrieben wurde.

Mehr Einzelheiten der bevorzugten Röntgenstrahlquelle 10 sind in 5 und 6 dargestellt. Ein gittergesteuerter Elektronenstrahler 185 ist vorzugsweise gegenüber der Stirnfläche der Röntgenröhre 10 angeordnet und wird bei einem Potenzial zwischen -70 kV bis –120 kV betrieben. Der Elektronenstrahl 40, der aus dem Elektronenstrahler 185 austritt, kann in seiner Amplitude gesteuert und rasch auf Null verringert werden, indem eine geeignete Spannung an ein Steuergitter 182 angelegt wird. Das geerdete Ziel 50 ist vorzugsweise an der Stirnfläche der Röhre angeordnet, und der Elektronenstrahl 40 wird vorzugsweise von dem Elektronenstrahler 185 zu dem Ziel 50 emittiert. Eine geerdete Anode 186 ist vorzugsweise nahe dem Elektronenstrahler 185 angeordnet und enthält eine Öffnung 187 in ihrer Mitte für den Elektronenstrahl 40, um die Elektronen zu beschleunigen, wenn sie hindurchgehen. Der divergente Elektronenstrahl 40 wird zu der Anode 186 beschleunigt und geht durch die Öffnung 187. Eine Linse mit magnetischer Fokussierung 188, vorzugsweise mit fester Vergrößerung, veranlasst, dass der Elektronenstrahl 40 konvergent wird, so dass er auf das Ziel 50 am Brennfleck 60 auftrifft. Der Brennfleck 60 hat vorzugsweise einen Durchmesser von 0,3 mm. Verschiedene Ströme, die in den Spulen des magnetischen Ablenkbügels 20 strömen, lenken den Elektronenstrahl 40 vorzugsweise so, dass der Brennfleck 60 sich über die Oberfläche des Ziels 50 in dem zuvor erwähnten bevorzugten Serpentinenmuster bewegt. Eine dynamische Fokussierspule 183 wird durch einen Strom erregt, der synchron mit dem variierenden Strom in dem Ablenkbügel 20 variiert, um den bevorzugten Durchmesser von 0,3 mm für den Brennfleck 60 aufrechtzuerhalten, wenn der Elektronenstrahl 40 über die Oberfläche des Ziels 50 streicht. Die Röhre ist vorzugsweise so hergestellt, dass sie eine Überstreichungsfläche mit 25,4 cm (10 Zoll) Durchmesser hat, so dass sie der kreisförmigen aktiven Fläche des Kollimatorgitters 90 entspricht. Der Elektronenstrahl 40 schneidet das Ziel 50 in einem Winkel von bis zu etwa 30° an den Rändern der kreisförmigen aktiven Flächen. Wenn die Röntgenstrahlquelle 10 benutzt wird, lässt nicht mehr als eine Öffnung 140 (möglicherweise zwei für Stereo) des Kollimatorgitters 90 einen Röntgenbündelstrahl 100 zu einem bestimmten Moment durch. Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform kann der Elektronenstrahl 40 durch Anlegen eines kurzen Anstiegsspannungsimpulses an das Steuerungsgitter 182 abgeschaltet werden, wenn der Brennfleck 60 nicht direkt vor einer Öffnung 140 angeordnet ist. So kann die Röntgenröhre effektiv in einem Abtastimpulsmodus betrieben werden, um den Leistungsverbrauch etwa 25% und die Erwärmung des Ziels 50 zu senken.

Unter Bezugnahme auf 6 ist eine Querschnittsansicht des vorderen Abschnittes der bevorzugten Röntgenstrahlquelle 10 dargestellt. Das Innere der Röntgenstrahlquelle 10 wird bei einem Vakuum gehalten. Das Ziel 50 besteht, wie zuvor besprochen, aus einem geeigneten Zielmaterial, das auf einem Berylliumzielträger 53 abgeschieden ist, der 0,5 cm dick ist. Vor dem Berylliumzielträger 53 befindet sich ein Kühlmantel 54, der vorzugsweise 0,2 cm dick ist und zum Führen von Wasser, Druckluft oder vorzugsweise FluorinertTM ausgebildet sein kann. Aluminiumgitterträger 360 und 365 sind vorzugsweise jeweils 0,1 cm dick und helfen, das Kollimatorgitter 90 zu stützen, das vorzugsweise 1,27 cm (0,5 Zoll) dick ist. Die Aluminiumgitterträger 360 und 365 bilden gemeinsam mit dem Berylliumzielträger 53 und dem Kühlmittel im Kühlmantel 54 vorzugsweise ein Röntgenfilter, das energiearme Röntgenstrahlen herausfiltert. Die gegenwärtig bevorzugte Röntgenstrahlquelle ist ausführlicher in der gleichzeitig anhängigen Patentanmeldung, Seriennr. [lakune], beschrieben.

Stereoskopische Röntgenabbildung

Unter Bezugnahme nun auf 7 kann ein Kollimatorgitter mit mehr als einem Brennpunkt bereitgestellt werden, so dass stereoskopische Röntgenbilder erhalten werden können. Wenn zum Beispiel die Achsen 101 der Röntgenbündelstrahlen 100, die den Öffnungsachsen jeder zweiten Reihe von Öffnungen 140a im Gitter 90 entsprechen, auf den Brennpunkt F1 in der Mitte des Multidetektorarrays 92 gerichtet sind, und die Öffnungsachsen der übrigen Öffnungen auf den Brennpunkt F2 in der Mitte des Multidetektorarrays 93 gerichtet sind, können die Öffnungen in einem Raster oder Serpentinenmuster abgetastet werden und eine "Linie" von Daten von dem ersten Multidetektorarray und eine Linie von Daten von dem zweiten Multidetektorarray erzeugen. Durch Wiederholen dieses Vorganges ist es möglich, zwei vollständige, aus zwei verschiedenen Winkeln betrachtete Bilder aufzubauen, und diese dadurch mit herkömmlichen stereoskopischen Bildanzeigesystemen anzuzeigen, um ein stereoskopisches Röntgenbild zu erhalten.

3C zeigt, wie eine solches stereoskopisches Kollimatorgitter aus Schichten 147 aus Röntgenstrahlen absorbierendem Material konstruiert werden kann. In dieser Ausführungsform können Öffnungen 140A, 140B von einer gemeinsamen ersten Öffnung 140 divergieren, um ein "V" zu bilden, wie dargestellt, wodurch getrennte Pfade entlang der "Schenkel" des "V" für Röntgenbündelstrahlen 100A, 100B bereitgestellt werden. Es ist jedoch nicht notwendig, dass die Öffnungen 140A, 140B von einer gemeinsamen Öffnung divergieren, wie dargestellt, sondern ein Vorteil der "V"-förmigen Öffnung, bei welcher die Röntgenstrahlen an der gemeinsamen Öffnung oder dem Scheitel des "V" eintreten, ist, dass beide Multidetektorarrays 92 und 93 gleichzeitig beleuchtet werden, wobei das "V" als Röntgenstrahlenteiler dient, wobei einige der Röntgenstrahlen zu dem Multidetektorarray 92 gehen und einige zu dem Multidetektorarray 93. Dadurch wird die Leistung, die für den Strahlstrom erforderlich ist, um 50% gesenkt.

Zusätzlich kann das System so konstruiert sein, dass die gemeinsamen benachbarten Löcher in der ersten Schicht gemeinsame Löcher in der letzten Schicht oder in den letzten zwei Schichten teilen, wie in 3D dargestellt ist.

Das Multidetektorarray

Um Auflösungen von mehreren Linienpaaren pro Millimeter oder mehr in der Objektebene zu erreichen, die in einigen medizinischen Anwendungen erforderlich sind, wird das räumliche Auflösungslimit in bekannten Umkehrgeometriesystemen weitgehend durch die Größe des einzelnen, nicht segmentierten Detektors bestimmt. Allgemein gesagt, ein kleiner, nicht segmentierter Detektor kann eine hohe räumliche Auflösung bereitstellen, während ein großer, nicht segmentierter Detektor einen hohen elektronenoptischen Wirkungsgrad bereitstellt. Zum Teil war es dieser Kompromiss, der in der Entwicklung von Röntgenabbildungssystemen geringer Dosierung ein Problem war. Andere Faktoren waren die Unfähigkeit, einen geeigneten Kollimator herzustellen und der Mangel an einem hocheffizienten Röntgenszintillator, der auch eine rasche Abklingzeit hat.

Wenn ein solcher Detektor klein ist, um die Auflösung zu erhöhen, wird ein großer Teil der Röntgenstrahlen, die von dem Ziel 50 emittiert werden, von dem einzelnen Detektor 250 nicht verwendet, wie in 8A dargestellt ist, selbst wenn ein Kollimatorgitter 90 verwendet wird. Dies ist im Prinzip so, wie industrielle Umkehrgeometrie-Röntgenabtastuntersuchungssysteme konstruiert sind, wo die Dosis für gewöhnlich keine Überlegung ist. Während also die Größe eines Detektors verringert werden kann, indem zum Beispiel eine Bleiunterlegscheibe vor dem einzelnen Detektor 250 platziert und somit die räumliche Auflösung erhöht wird, müsste die Röntgenstrahlintensität und/oder Bestrahlungszeit erhöht werden, um die Kontrastauflösung beizubehalten.

Durch Herstellen eines Multidetektorarrays mit einer großen Fläche, die in mehrere kleinere Detektorarrayelemente unterteilt ist (z. B. wie durch die Vorderansicht des Multidetektorarrays 110 in 9 dargestellt), wird eine große Erfassungsfläche erreicht, während gleichzeitig durch Bildrekonstruktionstechniken, die hierin beschrieben sind, eine Bildauflösung erhalten wird, die mit der Größe eines einzigen kleinen Detektorelements vergleichbar ist, ohne die Röntgenstrahlintensität und/oder Bestrahlungszeit zu erhöhen.

Die Auflösung, die durch die einzelnen Detektorelemente 160 definiert ist, wird durch Verteilen und Summieren der Ausgänge von den einzelnen Detektorelementen 160 in einen Speicherpuffer aufrechterhalten, in dem jede Adresse, d. h., jedes Bildpixel, einer spezifischen Stelle in der Objektebene 280 entspricht. Wenn ein Elektronenstrahl 40 diskret über das Ziel 50 bewegt wird, wobei die Fläche hinter ausgewählten Öffnungen 140 des Kollimatorgitters 90 beleuchtet wird, ändert sich die Adresse, zu welcher der Ausgang eines bestimmten einzelnen Detektorelements 160 addiert wird. Die Abbildungsgeometrie ist in 8B und 8C dargestellt. In 8B ist ein einzelner Röntgenstrahl 100 dargestellt, sowie die Art, in der er Informationen für 5 Bildpixel erzeugt. Tatsächlich wird der einzelne Röntgenbündelstrahl 100, der aus der einzelnen Öffnung 141 austritt, in Röntgenmikrostrahlen geteilt, wobei die Anzahl erzeugter Röntgenmikrostrahlen der Anzahl einzelner Detektorelemente 160 entspricht, die das Multidetektorarray 110 umfasst. In dem in 8B dargestellten Fall sind die Achsen von fünf Röntgenmikrostrahlen 141a, 141b, 141c, 141d und 141e dargestellt. In 8C sind die sequenziellen Positionen der Achsen der Röntgenmikrostrahlen von Röntgenbündelstrahlen 100, die aus fünf aufeinanderfolgenden Öffnungen 141 bis 145 austreten und ein einziges Bildpixel ("image Pixel" – IP) beleuchten, dargestellt. Die Ausgänge von den fünf einzelnen Detektorelementen 161, 162, 163, 164 und 165, die den Röntgenstrahlfluss von den fünf Röntgenmikrostrahlen 145a, 144b, 143c, 142d beziehungsweise 141e empfangen, werden addiert, um die Luminanz für das einzelne Pixel IP zu erhalten.

Anders gesagt, der Ausgang für jedes der einzelnen Detektorelemente 160 wird für eine spätere Summierung in einem Bildpuffer an einer Speicheradresse gespeichert, die einer sehr kleinen, spezifischen Region in der Objektebene 280, z. B. einem einzelnen Bildpixel, entspricht.

Daher ändert sich in einer Ausführungsform die Speicheradresse im Speicher für den Ausgang jedes einzelnen Detektorelements 160 mit der Position des Abtaströntgenstrahls 40 in geordneter Weise, so dass jede Speicheradresse die Summe der Strahlung enthält, die durch ein spezifisches Bildpixel oder einen Fleck in der Objektebene 280 geht. Auf diese Weise wird die räumliche Auflösung des Systems durch die Größe eines einzigen einzelnen Detektorelements 160 bestimmt, während die Kontrastauflösung des Systems durch die Fläche aller einzelnen Detektorelemente bestimmt wird, die das Multidetektorarray 110 umfasst.

Ein zusätzlicher Vorteil dieser Multidetektorarray-Abbildungsgeometrie ist, dass die Schärfentiefe der Objektebene 280 eng definiert ist. Strukturen, die davor oder dahinter liegen, verschwimmen (sind unscharf). Röntgenbündelstrahlen von einer ersten Öffnung 141 und einer zweiten Öffnung 142 sind in 8D dargestellt, wie sie durch eine Objektebene 280 mit einem Abstand S0 zu den Öffnungen 141, 142 gehen und durch eine Ebene 281 mit einem Abstand S1 zu den Öffnungen 141, 142 gehen, wobei S1 > S0. Die Ringe stellen Bildpixel IP1 bis IP10 dar. Wie sofort erkennbar ist, ist die Auflösung bei S1 geringer als jene, die bei S0 verfügbar ist. Dieses Merkmal sorgt für eine bessere Lokalisierung und Visualisierung detaillierter Strukturen in der Ebene von Interesse 280, während eine angemessene Schärfentiefe bereitgestellt wird, die durch die Systemgeometrie verändert werden kann.

Das Multidetektorarray 110 der gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform umfasst 96 einzelne Detektorelemente 160, die in einem pseudorunden Array quadratischer Szintillatorelemente mit einer Seitenlänge von 0,135 cm angeordnet sind, die in einem Kreis mit einem Durchmesser von 1,93 cm (0,72 Zoll) liegen. Diese Anzahl einzelner Detektorelemente dient nur der Veranschaulichung. Das bevorzugte Multidetektorarray 13 wird in der Folge in dem Abschnitt mit dem Titel "Echtzeitsensor" ausführlicher beschrieben.

Die Detektorelemente

Herkömmliche Bildverstärkertechnologie hat für gewöhnlich grundlegende Einschränkungen, welche die Empfindlichkeit eines Systems begrenzen. Eine der Aufgaben der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines Abtaströntgenabbildungssystems, das dazuführt, dass das untersuchte Subjekt dem geringstmöglichen Maß an Röntgenstrahlen ausgesetzt wird, während zugleich eine Bildqualität erreicht wird, die angemessen ist, um die Anforderungen des ausgeführten Verfahrens zu erfüllen. Dies bedeutet, dass das System, das zum Erfassen der Röntgenstrahlphotonen verwendet wird, die aus dem Subjekt austreten, vorzugsweise den höchstmöglichen Quantenerfassungswirkungsgrad hat. Um dies zu erreichen, hat das Szintillationsmaterial, das in den einzelnen Detektorelementen verwendet wird, vorzugsweise eine Länge in der Richtung, in der sich die Röntgenstrahlphotonen bewegen, die ausreichend ist um sicherzustellen, dass keine Röntgenstrahlphotonen aus dem Ende austreten, das den einfallenden Röntgenstrahlen gegenüberliegt, d. h., die Röntgenstrahlphotonenenergie sollte angemessen in dem Material verteilt sein, um den Ausgang des Detektors zu maximieren.

Es gibt mehrere Arten einzelner Detektorelemente, die in dem hier beschriebenen Abtaströntgenabbildungssystem verwendet werden können. Jenes, das gegenwärtig bevorzugt ist, umfasst einen Szintillator, in dem Röntgenstrahlphotonenenergie in sichtbare Lichtenergie umgewandelt wird und die Lichtintensität dann durch einen Photovervielfacher, eine Photodiode, eine CCD oder ähnliche Vorrichtung in ein elektrisches Signal umgewandelt wird. Da die Informationen von jeder Öffnung in einem sehr kurzen Zeitraum erhalten werden müssen, sollte das szintillierende Material sehr rasch ansprechen und eine minimale Nachleuchtzeit haben. Nachleuchten ist das Phänomen, dass der Szintillator weiterhin Licht aussendet, nachdem die Stimulierung einfallender Röntgenstrahlen geendet hat. Ein noch rascheres Ansprechen und noch kürzere Nachleuchtzeiten sind erforderlich, wenn Röntgenstrahlintensitätsmessungen unter Verwendung der bevorzugten Röntgenstrahlphotonenzähltechnik erhalten werden.

Kunststoffszintillatoren, wie organisch beladenes Polystyrol, sind vom Standpunkt der Geschwindigkeit geeignet, da sie die erforderlichen raschen Ansprech- und minimalen Nachleuchteigenschaften aufweisen. Kunststoffszintillatoren haben jedoch einen relativ kleinen Röntgenstrahlphotoneninteraktionsquerschnitt, so dass ihre linearen Röntgenabsorptionskoeffizienten auch einen kleinen Wert haben. Die Folge ist, dass eine beachtliche Dicke erforderlich ist, um Röntgenstrahlphotonen zu absorbieren. For 100 keV Röntgenstrahlen sollte ein typischer Kunststoffszintillator etwa 28 cm (11 Zoll) dick sein, um 99% der einfallenden Röntgenstrahlen zu erfassen. Bevorzugtere Materialien sind gegenwärtig (in der Reihenfolge der Präferenz): (1) YSO (Zer-dotiertes Yttrium-oxyorthosilicat, erhältlich von Airtron, Litton, Charlotte, NC); (2) LSO (Zer-dotiertes Lutetium-oxyorthosilicat, erhältlich von Schlumberger, Inc.); und (3) BGO (Wismuthgermanat, erhältlich von Rexon Components, Inc, Beachwood, OH). YSO und LSO sind vorteilhaft, da sie bei Raumtemperatur verwendet werden können. BGO muss auf etwa 100°C erwärmt werden, um eine geeignete Lichtausgangsabklingperiode in der Größenordnung von 50 Nanosekunden zu erreichen. Diese szintillierenden Materialien müssen nicht so lange wie der Kunststoffszintillator sein und stellen für gewöhnlich hohe Quantenwirkungsgrade bereit, und vorzugsweise bei einer Länge von mehreren Millimetern. Für 100 keV Röntgenstrahlen ist die bevorzugte Länge für 450 0,5 cm.

Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das Multidetektorarray 110 an seiner Eingangsstirnfläche ein pseudorundes Array von 96 dicht gepackten Szintillatoren, das zwei Reihen von 12 und zwei Spalten von 12 in seinen horizontalen und vertikalen Mittelebenen enthält, die mit einem Abstand von 91,4 cm (36 Zoll), und vorzugsweise 94,5 cm (37,2 Zoll) zu der Röntgenstrahlquelle 50 angeordnet sind. (15). Ein quadratisches 5-mal-5- und ein quadratisches 3-x-3-Array werden ebenso in Betracht gezogen wie auch ein nicht quadratisches Array von Szintillatoren, wobei quadratische Querschnitte einen Kreis um die Mitte des Multidetektorarrays füllen. Wenn die Szintillatoren 170 parallele Seiten haben, können Röntgenstrahlen, die nahe den Rändern eintreten, auf die Szintillatorwände treffen und zu einem benachbarten Szintillator eines angrenzenden Detektorelements hindurchgehen, wodurch das Detektorelement veranlasst wird, einen Ausgang zu erzeugen, der anscheinend von der falschen räumlichen Position im Subjekt stammt, mit einer daraus folgenden Verschlechterung der Bildqualität. Dieses Problem wird durch Platzieren von Abschirmmaterialien zwischen den benachbarten Szintillatoren behoben. Während einige Röntgenstrahlphotonen auf Grund der verwendeten Bildrekonstruktionsmethode verloren gehen, da sie kein Lichtphoton erzeugen können, wird das erhaltene Bild nicht in einem wesentlichen Ausmaß beeinträchtigt.

Unter Bezugnahme nun auf 10 steht gemäß einer gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform des Detektorelements 160 jedes Szintillatorelement 170 vorzugsweise mit einem Lichtleiter oder faseroptischen Koppler 180 in Kontakt, der jedes Szintillatorelement 170 optisch mit einer entsprechenden Photovervielfacherröhre 190 oder einem Festkörperdetektor koppelt. Vorzugsweise wird ein Kopplungsöl zwischen jedem Ende des faseroptischen Kopplers verwendet um für eine gute Übertragung an den Schnittstellen zu sorgen. Als Alternative können Szintillatoren 170 in unmittelbarer physischer Nähe zu ihren entsprechenden Photodetektoren angeordnet sein, so dass der faseroptische Koppler entfällt.

11 zeigt eine alternative Konfiguration eines Detektorelements 160 ohne den optischen Koppler. Eine für Röntgenstrahlen undurchlässige Schicht 200 mit Öffnungen 210, die jedem Detektorelement 160 entsprechen, ist vor dem Multidetektorarray 110 angeordnet. Jedes Detektorelement 160 ist in einem lichtdichten Gehäuse 220 eingeschlossen, das auch Röntgenstrahlen undurchlässig sein kann. Ein lichtblockierendes Fenster 230, das vorzugsweise aus Aluminiumdünnblech besteht, ist an der Vorderseite des lichtdichten Gehäuses 220 angeordnet. Das lichtblockierende Fenster 230 ist für Röntgenstrahlen durchlässig. Innerhalb des lichtdichten Gehäuses 220 befindet sich ein Szintillatorelement 170 in unmittelbarer Nähe zu einer Photovervielfacherröhre 190, die vorzugsweise elektrisch an einen Vorverstärker 240 gekoppelt ist.

Als Alternative könnten Szintillatoren in direktem oder engem Kontakt mit einem Array von Photodioden, Phototransistoren oder ladungsgekoppelten Vorrichtungen ("charge coupled devices" – CCDs) angeordnet werden, um einen robusten und kompakten Detektor zu erhalten. Wenn Festkörpervorrichtungen, insbesondere CCDs, verwendet werden, kann eine Kühlung, wie mit einem Peltierartigen Kühler oder dergleichen, verwendet werden, um das Signal-Rausch-Verhältnis der Vorrichtung zu erhöhen. Als Alternative könnte das Szintillatorarray in direktem oder engem Kontakt mit einer oder mehreren positionsempfindlichen Photovervielfacherröhren platziert werden, die ein Ausgangssignal bereitstellen, das die Positionskoordinaten der Lichtquelle wie auch ihre Amplitude identifiziert.

Gemäß einer gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform sind die Szintillatoren an 5 Seiten mit Aluminium beschichtet, das vorzugsweise durch in vacuo Verdampfung aufgebracht wird. Die unbeschichtete Seite ist jene, von welcher das Szintillationslicht zu einem Lichtdetektor austritt. In einer alternativen Ausführungsform sind die Szintillatoren an 5 Seiten mit Titandioxidfarbe beschichtet. In diesen beiden Ausführungsformen reflektieren die Beschichtungen das Szintillationslicht im Inneren des Szintillatorkristalls, so dass es am Austreten gehindert wird, außer an der unbeschichteten Seite, wodurch eine hohe Lichtübertragungseffizienz zum Lichtdetektormittel bereitgestellt wird, das optisch an die unbeschichtete Seite gekoppelt ist.

Röntgenstrahlphotonen, die auf einen Szintillator 170 treffen, sollten zu dem fertigen Röntgenbild mit der räumlichen Positionsreferenz beitragen, die der Position nur dieses einen Szintillators entspricht. Licht- oder Röntgenstrahlen, die auf einen Szintillator treffen, der in benachbarten Szintillatoren koppelt, können eine Verschlechterung der Bildqualität verursachen. Eine solche Kreuzkopplung zwischen Szintillatoren kann durch einige oder alle der folgenden Mechanismen verursacht werden: direkte Lichtübertragung, gestreute, einfallende Röntgenstrahlen, Röntgenstrahlen, die nahe der Szintillatorkante eintreten, die einen Einfallswinkel größer Null haben, und fluoreszierende Röntgenstrahlen, die innerhalb des Szintillatormaterials erzeugt werden. Dieses Problem wird vorzugsweise durch Anordnen von Trennwänden 171 zwischen benachbarten Szintillatoren gelöst, die aus einem Material bestehen, das Licht undurchlässig ist und Röntgenstrahlen deutlich abschwächt. Ein Beispiel einer bevorzugten Positionierung der Trennwände 171 ist in 12 dargestellt. Während der elektronenoptische Röntgenwirkungsgrad durch die finite Dicke der Trennwände 171 verringert sein kann, die einige Röntgenstrahlphotonen auffängt, wird die Qualität des fertigen Röntgenbildes nicht in einem wesentlichen Ausmaß beeinträchtigt. Bevorzugte Materialien für die Trennwände 171 sind jene mit einer hohen Kernladungszahl, wie Gold, Platin, Tantal, Wolfram oder Blei. In der bevorzugten Ausführungsform, die in der Folge ausführlicher beschrieben wird, ist das Trennwandmaterial Wolfram beladenes Epoxid. Die Dicke der Trennwände 171 liegt vorzugsweise im Bereich von 0,005 cm (0,002 Zoll) bis 0,013 cm (0,005 Zoll). Die Wahl der Dicke und des Materials für die Trennwände 171 ist bis zu einem gewissen Grad von der Wahl des Szintillatormaterials abhängig. Die vorherrschenden fluorszierenden Röntgenstrahlen von YSO werden mit einer Energie von etwa 15 keV emittiert und werden durch die Trennwände am unteren Ende des genannten Dickenbereichs angemessen gestoppt, während die vorherrschenden Röntgenstrahlen von LSO eine Energie von etwa 54 keV haben und eine größere Trennwanddicke erforderlich ist.

Die Fläche der kreisförmigen aktiven Fläche des Kollimatorgitters 90 ist vorzugsweise größer als die Fläche des Multidetektorarrays 110. Somit konvergieren die Achsen der Röntgenbündelstrahlen 100, die von den entsprechenden Öffnungen 140 des Kollimatorgitters 90 emittiert werden, alle zu dem Multidetektorarray 110, während jeder einzelne Röntgenbündelstrahl 100 wie ein Blitzlichtstrahl divergiert oder sich ausbreitet, so dass er die Stirnfläche des Multidetektorarrays 110 bedeckt.

Bildrekonstruktion

Eine wichtige Entwicklung der vorliegenden Erfindung betrifft die Anwendung eines Bildrekonstruktionssystems, um qualitativ hochwertige Röntgenbilder zu erhalten. Der Ausgang des Multidetektorarrays wird vorzugsweise nicht direkt zu dem Luminanzeingang eines Videomonitors geleitet. Statt dessen werden digitalisierte Intensitätsdaten für jedes Bildpixel in einer diskreten Adresse in einem "Frame-Speicherpuffer" gespeichert. In bestimmten Anwendungen kann mehr als ein solcher Puffer verwendet werden. Auf Pixeladressen innerhalb des Puffers kann wahlfrei zugegriffen werden und der Intensitätswert kann mathematisch manipuliert werden. Diese Funktion findet in der Anwendung verschiedener Bildverstärkungsalgorithmen Anwendung und ermöglicht eine Pixelzuordnung der Daten diskreter Segmente des Detektorarrays.

Unter Bezugnahme auf 13 zeigt dieses Diagramm die Divergenz eines einzigen Röntgenbündelstrahls 100 von der Öffnung 140 zu dem Multidetektorarray und wie er ein Objekt 80 (nicht dargestellt) in der Objektebene 280 schneidet. Das Bildpixel 121 ist nur eines der Bildpixel, welche die Röntgenbündelstrahlschnittfläche 122 der Objektebene 280 bilden. Eine repräsentative Abtastung der Achsen 102 der Röntgenmikrostrahlen, die durch eine segmentierte Anordnung erzeugt wird, ist ebenso dargestellt. In 13 ist ein Röntgenbündelstrahl 100 dargestellt, der durch eine einzige Öffnung 140 des Kollimatorgitters 90 emittiert wird. Der Röntgenbündelstrahl 100 divergiert, wenn er aus der Öffnung 140 austritt, und bildet einen Kegel, der beim Austritt aus der Öffnung einen Querschnitt in der Größe der Öffnung hat, und sobald er das Multidetektorarray 110 aus 96 Elementen erreicht, einen Querschnitt aufweist, der die Szintillatoren der Detektorelemente des Multidetektorarrays bedeckt. Das Multidetektorarray 110 aus 96 Elementen ist vorzugsweise so positioniert und konstruiert, dass die Fläche des Kegels des Röntgenstrahls 100 gerade die Oberfläche des Multidetektorarrays 160 bedeckt, wenn der Röntgenbündelstrahl 100 die Fläche des Multidetektorarrays schneidet.

Wenn der Röntgenbündelstrahl 100 durch ein Objekt 80 geht, werden Informationen über das Objekt 80 von dem Multidetektorarray 110 als Röntgenstrahlintensitätswerte erfasst. Da das Multidetektorarray 110 aus 96 separaten Detektorelementen besteht, erfasst jedes Detektorelement 160 nur den Intensitätswert für den bestimmten Röntgenmikrostrahl 101 eines Segments des Röntgenbündelstrahls 100, mit dem es schneidet. Die Querschnittsform und -fläche der Röntgenmikrostrahlen entspricht der Querschnittsfläche und -form an der Eingangsfläche der Detektorelemente. Wenn zum Beispiel die Eingangsflächen quadratisch sind, hat der Röntgenmikrostrahl einen quadratischen Querschnitt. Der Röntgenbündelstrahl 100, der von jeder Öffnung 140 an dem Kollimatorgitter 90 emittiert wird, erzeugt daher eine Gruppe von 96 separaten oder diskreten Informationen (den Intensitätswert an jedem Detektorelement) über 96 Flächen des Objekts 80 in dem Pfad 122 des Röntgenbündelstrahls 100. Die Intensitätsinformationen von jedem der Röntgenmikrostrahlen liefern Teilbildpixelinformationen, die dazu verwendet werden können, vollständige Bildpixelinformationen für jedes Bildpixel in einer gewünschten Ebene des Objekts 80 zusammenzustellen.

14 zeigt die Achsen 102 aller Röntgenmikrostrahlen von allen Öffnungen 140, die ein einzige Bildpixel 121 in der Objektebene 280 schneiden, während sie sich zu dem Multidetektorarray 110 bewegen. Diese Bildpixelgruppe von Röntgenmikrostrahlen wird schließlich zur Erzeugung eines Bildpixels auf einem Videomonitor verarbeitet. In einer bevorzugten Ausführungsform des Röntgenabtastsystems erzeugen die Öffnungen 140 an dem Kollimatorgitter 90 Röntgenbündelstrahlen 100 in einem vorbestimmten Muster. Wenn die Röntgenbündelstrahlen 100 durch ein Objekt gehen, schneiden Röntgenmikrostrahlen 101 von benachbarten oder nahen Öffnungen zum Beispiel an Punkt 121 (z. B. einem Bildpixel) in dem Objekt. Die Intensität jedes dieser Röntgenmikrostrahlen 101 von diesen Röntgenbündelstrahlen 100 liefert, nachdem sie durch das Objekt gegangen sind, Informationen über diese Schnittpunkte im Objekt. In dieser bevorzugten Ausführungsform kann daher jeder Schnittpunkt an dem Objekt als einzelnes "Bildpixel" 121 betrachtet werden. Gemäß den Techniken, die hierin ausführlicher erklärt werden, ist jedes Bildpixel 121 vorzugsweise mathematisch aus den Intensitätsinformationen der separaten Röntgenmikrostrahlen 101 rekonstruiert, die von den Detektorelementen 160 für jeden der emittierten Röntgenbündelstrahlen 100 von zum Beispiel der Bildpixelgruppe von Öffnungen erzeugt werden, die Röntgenmikrostrahlen erzeugen, deren Achsen durch das Objekt an diesem Punkt, Bildpixel 121, gehen.

Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung bestünde das Ausgangsbild vorzugsweise aus bis zu etwa 250 000 Pixeln, die in 500 Reihen und 500 Spalten angeordnet sind. Für das folgende erklärende Beispiel wird angenommen, dass die Abtaströntgenstrahlquelle momentan auf dem Punkt P zentriert ist, der in Reihe 100 und Spalte 100 des Kollimatorgitters 90 angeordnet ist. In Bezug auf diese Ausführungsform wird ferner angenommen, dass das Detektorarray 110 aus einer quadratischen 3-mal-3-Multidetektorarray 110 besteht, die 9 Detektoren 179 (12) enthält, und dass jeder Detektor 179 so groß ist, dass er alle Röntgenemissionen, die mit einem einzigen Bildpixel in Zusammenhang stehen, auffängt. Es können natürlich andere Arrayformen verwendet werden, als die hierin detailliert angeführten.

Die erhaltenen, vorzugsweise digitalisierten Intensitätswerte von den einzelnen Detektoren des Multidetektorarrays 110, können Pixelpufferadressen wie folgt zugeordnet werden:

Detektor 1 – Reihe 99, Spalte 99

Detektor 2 – Reihe 99, Spalte 100

Detektor 3 – Reihe 99, Spalte 101

Detektor 4 – Reihe 100, Spalte 99

Detektor 5 – Reihe 100, Spalte 100

Detektor 6 – Reihe 100, Spalte 101

Detektor 7 – Reihe 101, Spalte 99

Detektor 8 – Reihe 101, Spalte 100

Detektor 9 – Reihe 101, Spalte 101

In diesem Beispiel wird ein entsprechendes Muster an Datenzuordnung wiederholt, während der Röntgenstrahl hinter allen Pixeln vorbeiläuft.

In dem angezeigten Bild ist bei einem Sub-Abtastverhältnis von 1 : 1 der numerische Wert jedes Bildpixels gleich der Summe von "n" Teilen, wobei "n" die Anzahl von Detektoren 179 in dem Multidetektorarray 110 ist (in diesem Beispiel, n = 9).

Wenn das Multidetektorarray 110 so konstruiert ist, wie in diesem Beispiel, hat es gemeinsam mit der gewählten Bildrekonstruktionsmethode die Wirkung, den Arbeitsabstand, bei dem ein optimaler Fokus erreicht wird, zu fixieren und eine optimale Brennebene bereitzustellen, die bei Abtastabbildungssystemen mit nicht segmentiertem Detektor nach dem Stand der Technik nicht verfügbar war.

Die folgenden Parameter müssen bei der Konstruktion des Multidetektorarrays berücksichtigt werden.

  • 1. Die Größe und Form des kollimierten Strahls von der Röntgenstrahlquelle (Ziel 50);
  • 2. Der Abstand zwischen dem Ziel 50 und dem Multidetektorarray 110, "SD" (8);
  • 3. Der Abstand zwischen der Quelle 50 und dem Mittelpunkt des Objekts von Interesse 280, "SO";
  • 4. Die gewünschte Auflösung oder Pixelgröße beim Objekt von Interesse 80; und
  • 5. In medizinischen Anwendungen muss die Gesamtfläche des Multidetektorarrays 110 groß genug sein, um alle Röntgenstrahlen in einem Röntgenbündelstrahl 100, die von dem Kollimatorgitter 90 austreten, aufzufangen, um eine Exposition des Patienten mit Röntgenstrahlung zu vermeiden, die nicht zu dem Bild beiträgt.

In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist der Abstand zwischen dem Ziel 50 und der Austrittsseite 260 des Kollimatorgitters 90 etwa 2,271 cm (0,894 Zoll) und insbesondere 2,54 cm (1,00 Zoll) siehe (3 und 6). Die Öffnungen 140 sind vorzugsweise rund, mit einem Durchmesser von 0,0381 cm (0,015 Zoll). Wenn die Öffnungen quadratisch sind, haben sie vorzugsweise eine Seitenlänge von 0,0381 cm. Die Fleckgröße des Elektronenstrahls 40 am Ziel 50 ist vorzugsweise etwa 0,0254 cm (0,010 Zoll) im Durchmesser. Das Multidetektorarray 110 ist vorzugsweise etwa 91,4 cm (36 Zoll) und insbesondere etwa 94,5 cm (37,2 Zoll) vom Ziel 50 entfernt. Der bevorzugte Strahldivergenzwinkel des Röntgenbündelstrahls 100 wird durch 2 ARCTAN((Fleckdurchmesser/2)/((Öffnungsbreite/2) (Fleckdurchmesser/2))*(Fleckdurchmesser) berechnet. Der Durchmesser des projizierten Röntgenbündelstrahls 100 ist SD*TAN(Divergenzwinkel). Es wurde bestimmt, dass die bevorzugte Größe des Multidetektorarrays 110 etwa 2,54 cm (1 Zoll) im Durchmesser für die bevorzugtere Ausführungsform sein soll.

Wenn zum Beispiel bei einer Multidetektorarraygröße von 2,54 cm (1 Zoll) im Quadrat die abzubildende Objektebene 22,86 cm (9 Zoll) vom Ziel 50 entfernt ist und die gewünschte Bildpixelgröße 0,0508 cm (0,020 Zoll) an der Objektebene ist, und der Abstand von dem Ziel 50 zu dem Multidetektorarray 91,4 cm (36 Zoll) ist, ist die projizierte Größe von Bildpixeln an der Detektorebene 270 (SD/SO)*Pixelgröße am Objekt oder 0,2032 cm (0,080 Zoll). Die gewünschte Auflösung kann durch Dividieren von 2,54 cm (1 Zoll) durch 0,2032 cm (0,080 Zoll) erhalten werden, wodurch ein quadratisches Multidetektorarray mit 12 bis 13 Detektorelementen an einer Seite erhalten wird. Andere Anordnungen sind möglich, abhängig von den Umständen, unter welchen die Erfindung verwendet werden soll.

Außerhalb der Ebene der optimalen räumlichen Auflösung, SO (280 in 8D und 14) verschlechtert sich die räumliche Auflösung. In einigen Anwendungen, wie der Abbildung des menschlichen Herzens, kann eine verschlechterte räumliche Auflösung außerhalb der Schärfentiefe des Systems als vorteilhaft angesehen werden, da ein Verschwimmen von Details außerhalb der Fläche von Interesse dazu tendieren kann, die Wahrnehmung von Details innerhalb der Fläche von Interesse zu verbessern.

Während zuvor eine Reihe von Ausführungsformen für verschiedene Anordnungen der vorliegenden Erfindung besprochen wurden, dienen die folgenden Beschreibungen zur Veranschaulichung eines gegenwärtig bevorzugten Abtastabbildungssystems gemäß der vorliegenden Erfindung:

TABELLE I

Daher wurde eine Ausführungsform des Abtastabbildungssystems, das ein Multidetektorarray enthält, dargestellt und beschrieben, das gleichzeitig eine hohe Auflösung, hohe Empfindlichkeit und geringe Röntgenstrahldosierung für das untersuchte Objekt bereitstellt. Das System ermöglicht auch, dass die optimale Brennebene zwischen dem Ziel 50 und dem Multidetektorarray 110 verändert wird und stellt eine effektive Arbeitsschärfentiefe bereit.

Sub-Abtasttechnik

Das Folgende bezieht sich auf eine besonders bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, welche die Technik der Sub-Abtastung verwendet, welche die Computerverarbeitungszusatzbelastung und den Leistungsverbrauch das Abtastabbildungssystem verringert.

Standardvideoqualitätsbilder verwenden für gewöhnlich 640 × 480 Pixel und werden bei 30 Hz aktualisiert. Dies erfordert für gewöhnlich eine Pixelabtastrate von etwa 12 Mhz. Die Positionierung des Hochspannungselektronenstrahls der Röntgenröhre exakt hinter 250 000 verschiedenen Öffnungen bei dieser Rate erfordert für gewöhnlich eine hohe Präzision und einen relativ hohen Leistungsverbrauch. Die Digitalisierung von Signalen von einem großen Array von Röntgenstrahldetektoren bei einer 12 MHz Rate ist ähnlich teuer und leistungsintensiv. Somit ist eine Verringerung der Pixelabtastrate unter 12 Mhz ohne signifikante Verringerung der räumlichen oder zeitlichen Auflösung eines Abtastabbildungssystems zur Verringerung der anfänglichen Einheitskosten, der Betriebskosten auf Grund des elektronischen Leistungsverbrauchs und Kühlanforderungen für die Abwärme, die durch Röntgenröhre erzeugt wird, nützlich.

Daher wurde ein Verfahren zur Verringerung der Pixelabtastrate bei gleichzeitiger Bereitstellung von im Prinzip derselben räumlichen und zeitliche Auflösung entwickelt. Dieses Verfahren wird hierin als "Sub-Abtastung" bezeichnet und wird am besten mit der hierin beschriebenen Ausführungsform des Abtastabbildungssystems implementiert, obwohl es zur Verwendung mit anderen Konfigurationen implementiert werden könnte. Vorteile dieser Ausführungsform umfassen einen geringeren Leistungsverbrauch und eine einfachere Schaltung für die Elektronenstrahlablenkung innerhalb der Röntgenröhre 10, verringerte Herstellungskosten des Kollimatorgitters 90, verringerte Komplexität der Berechnungen, die zur Auflösung eines Bildes des Objekts 80 notwendig sind, und andere Vorteile, die für den Fachmann offensichtlich sind.

Gemäß dieser Ausführungsform wird ein Kollimatorgitter 90 mit einer Zahl von Öffnungen, die geringer als die Zahl der gewünschten Bildpixel ist, konstruiert. Mit anderen Worten, beim Sub-Abtasten ist das Verhältnis der Anzahl von Öffnungen ("apertures" – AP) zu der Anzahl von Bildpixeln ("IP") kleiner Eins (Gesamt-AP/Gesamt-IP < 1). Vorzugsweise APx = APy = 166 und nicht 500, obwohl andere Zahlen im Umfang der Erfindung liegen. Der Vorteil dieser Verringerung vom rechnerischen Standpunkt wird in der Folge offensichtlich. Vom Standpunkt der Herstellung betrachtet, ist es eine viel einfachere Struktur, die hergestellt werden muss, mit etwa einem Neuntel der Zahl von Öffnungen. Da dieses sub-abgetastete System weniger Öffnungen benötigt als ein voll abgetastetes System, ist es leichter, Gitter mit höheren Ablenkwinkeln herzustellen (d. h., der Winkel, den die Öffnung in Bezug auf die Vorderfläche 260 des Kollimatorgitters bildet), ohne dass die Probleme auftreten, dass Öffnungen 90 mit benachbarten Öffnungen interferieren. Dies ist besonders nützlich, wenn Stereogitter hergestellt werden sollen, da benachbarte Öffnungen in einem Stereogitter zu verschiedenen Detektorarrays gerichtet sind und somit eine stärkere physische Trennung benötigen als Nicht-Stereogitter, um eine Öffnungsinterferenz zu vermeiden.

In der gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform haben die Öffnungen 140 des Kollimatorgitters 90 vorzugsweise eine kreisförmige Anordnung mit einer maximalen Dimension von APx Reihen mal APy Spalten. Für rechnerische Zwecke wird in der gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform diese Anordnung als Rechteck mit den Dimensionen von APx Reihen mal APy Spalten behandelt, wobei die Öffnungen außerhalb der kreisförmigen Grenzen keine Informationen beitragen, d. h., niemals zum Hindurchlassen von Röntgenbündelstrahlen 100 verwendet werden.

Die Eingangsfläche der Detektorelemente 160 des Multidetektorarrays 110 sind vorzugsweise auch in einem kreisförmigen Array einer maximalen Dimension von DETx Reihen mal DETy Spalten angeordnet, wie in 15 dargestellt. Für rechnerische Zwecke wird in der gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform diese Anordnung als Rechteck von Detektorelementen 160 mit den Dimensionen von DETx Reihen mal DETy Spalten behandelt, wobei die Detektoren außerhalb der kreisförmigen Grenzen keine Informationen beitragen, d. h., immer "dunkel" oder nicht von Röntgenstrahlen beleuchtet sind.

Die Pixelabtastrate wird durch Beleuchten von weniger als allen Öffnungen 140 des Kollimatorgitters verringert, wenn die Gesamtzahl von Öffnungen gleich der Anzahl von Bildpixeln ist, d. h., durch Sub-Abtasten. Vorzugsweise wird ein Kollimatorgitter ohne die nicht zu beleuchtenden Öffnungen verwendet, z. B. enthält das Kollimatorgitter die Anzahl von Öffnungen, die dem gewünschten Öffnung/Bildpixel-Verhältnis entsprechen. In einem Kollimatorgitter 90 mit mehr Öffnungen als notwendig, um das gewünschte Öffnung/Bildpixel-Verhältnis zu erhalten, wird ein Bild unter Verwendung des Multidetektorarrays 110 gebildet, indem nur die Kollimatorlöcher in jeder Reihe und nur die Kollimatorlöcher in jeder Spalte beleuchtet werden, die beleuchtet werden müssen, um das gewünschte Öffnung/Bildpixel-Verhältnis zu erreichen. So kann das Bild aus Bildpixelkacheln aufgebaut werden, die der Anzahl von Detektorelementen in einer Reihe im Multidetektorarray 110 entsprechen, die Informationen für ein einziges Bildpixel (VDETx) liefern, und der Anzahl von Detektorelementen in einer Spalte des Multidetektorarrays 110 entsprechen, die Informationen für dasselbe Bildpixel (VDETy) liefern, während der Elektronenstrahl 40 über das Ziel 50 streicht. Dies entspricht einem Sub-Abtastverhältnis von (DETx × DETy/VDETx × VDETy) : 1, das sich für eine Nicht-Sub-Abtastung auf ein Sub-Abtastverhältnis von 1 : 1 verringert. Das Sub-Abtastverhältnis kann somit durch Ändern der Anzahl virtueller Detektorelemente von DETx zu VDETx in der x-Richtung (Reihen) und von DETy zu VDETy in der y-Richtung (Spalten) eingestellt werden. Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform ergibt VDETx = VDETy = 4, wie in 36 dargestellt, ein Bildpixel/Öffnung-Verhältnis von (12 × 12/4 × 4) : 1, d. h., 9 : 1.

Wenn ein 12 × 12 Detektor verwendet wird, und das Sub-Abtastverhältnis 144 : 1 ist, wird das Bild aus mehreren nicht überlappenden Bildern hergestellt, die im Prinzip, ähnlich einem Photomosaik, "zusammengepastet" sind. Da reale Szintillatoren und Detektoren für gewöhnlich nicht alle perfekt und identisch ansprechen, ist der Röntgenbündelstrahl 100 für gewöhnlich nicht perfekt gleichmäßig, die Öffnungen des Kollimatorgitters sind für gewöhnlich nicht alle exakt identisch mit identischen Flächen, und da ein kreisförmiger und kein quadratischer Detektor in der bevorzugten Ausführungsform verwendet wird, ist ein gewisses Maß an Überlappung äußerst erwünscht, um Nichtlinearität und Rauschen des Detektors durch Durchschnittsbildung zu entfernen.

Wenn das Sub-Abtastverhältnis geringer als die Detektorgröße in Bildpixeln ist (das heißt, geringer als 144 : 1 in dieser Ausführungsform), wird das Bild aus überlappenden "Kacheln" aufgebaut, die summiert oder gemittelt werden. Wenn die Sub-Abtastungsverhältnisse nicht "gerade" Vielfache der Detektorgröße (in Bildpixeln) sind oder wenn das Multidetektorarray 110 nicht rechteckig ist, wie in der bevorzugten Ausführungsform, werden verschiedene Anzahlen von Abtastungen jedem Pixel hinzugefügt. Um ein gleichförmigeres Bild zu erhalten, werden die Werte von jedem der virtuellen Detektoren normiert, wobei verschiedene Divisoren verwendet werden, um den Durchschnitt aus den erhaltenen Werten zu bilden, um jedes Bildpixel zu erzeugen.

In den folgenden Berechnungen stellt VDETx den Sub-Abtastwert in der x-Richtung (Reihen) dar und VDETy stellt den Sub-Abtastwert in der y-Richtung (Spalten) dar. Wenn zum Beispiel VDETx = VDETy = 12, gibt es keine Sub-Abtastung. Auch wenn VDETx=VDETy=1, sind in dieser Ausführungsform die Pixeln gekachelt. Wenn jede dritte Öffnung des Kollimatorgitters 90, das ein Array von 500 × 500 Öffnungen hat, beleuchtet wird, werden 166 × 166 Öffnungen abgetastet, d. h., ein Drittel in der x-Richtung und ein Drittel in der y-Richtung, wodurch die erhaltenen Daten um einen Faktor 9 verringert werden, wobei mit dem 12 × 12 Detektor ein Sub-Abtastverhältnis von (12 × 12/4 × 4) : 1 oder 9 : 1 erhalten wird. Es ist zu beachten, dass wenn jederzeit nur 166 × 166 Öffnungen verwendet werden, kein Bedarf an 500 × 500 Öffnungen besteht, und nur 166 × 166 in dem Kollimatorgitter enthalten sein müssen.

Gemäß einer Ausführungsform werden nur 1/9 der Öffnungen in dem Kollimatorgitter (500 × 500 Öffnungen) verwendet oder von dem Elektronenstrahl 40 beleuchtet, um ein Bild zu erzeugen. Wenn die Frame-Rate konstant gehalten wird, z. B. 30 Hz, wird die Anzahl von Elektronenstrahlschritten um 9 verringert, wie auch der Frequenzgang der Schaltung, die den Elektronenstrahl antreibt. Die Anzahl von Abtastlinien wird um 1/3 verringert, so dass die durchschnittliche horizontale Strahlgeschwindigkeit über das Ziel um 1/3 verringert wird. Die Bildrekonstruktionspixelrate ist dieselbe wie die Kollimatorgitteröffnungsrate (Rate, bei der Öffnungen abgetastet oder beleuchtet werden), und wird auch um 1/9 verringert.

Gemäß dieser Ausführungsform, in der das Kollimatorgitter 90 ein 500 × 500 Array von Öffnungen enthält, und das Multidetektorarray 112 ein 12 × 12 Array von Detektorelementen 160 enthält, die so angeordnet sind, dass, wenn jede Öffnung beleuchtet ist, ein Bildpixel/Öffnung-Verhältnis von 1 : 1 erreicht wird, ist die Anzahl von Detektorelementausgängen, die zu jedem Bildpixel gemittelt wird, VDETx*VDETy. Wenn das Sub-Abtastverhältnis von 144 : 1 verwendet wird, wobei VDETx und VDETy = 1, wird nur eine Digitalisiererabtastung für jedes Bildpixel verwendet. Die Normierung der Detektorelementausgänge glättet Ungleichförmigkeiten im Strahl, den Szintillatoren, den Detektoren und den Verstärkern. Das Sub-Abtastverhältnis sollte auf einen geeigneten Wert für die vorherrschenden Bedingungen eingestellt sein, um eine annehmbare Bildqualität zu garantieren. Dies kann gemäß der Präferenz des Benutzers für die Bildqualität und den Bedingungen, die von einer bestimmten Gruppe von Umständen geboten werden, eingestellt werden.

M,N-Bildrekonstruktion

Eine alternativ bevorzugte Bildrekonstruktionsmethode kann zum Rekonstruieren von Bildern entlang mehrerer Brennebenen verwendet werden. Diese bevorzugte Bildrekonstruktionsmethode wird als m,n-Bildrekonstruktion bezeichnet. 67 zeigt eine Querschnittsansicht durch ein zweidimensionales Array von regelmäßig beabstandeten Röntgenstrahlquellen und ein zweidimensionales Array von regelmäßig beabstandeten Detektoren. Es wird festgehalten, dass es zahlreiche Ebenen parallel zu der Quellenebene 271 und der Detektorebene 270 gibt, wo mehrere Strahlen durch regelmäßig beabstandete Punkte in der Ebene gehen. Diese Ebenen werden als Brennebenen oder Bildebenen bezeichnet. Die regelmäßig beabstandeten Punkte werden als Bildpixel bezeichnet. Jede Brenn- oder Bildebene umfasst Merkmale, die sich von anderen Brennebenen unterscheiden, einschließlich des Abstandes von der Quelle, der Abstandes der Bildpixel und der Größe der Bildebene. Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum Rekonstruieren jeder dieser Bildebenen bereitgestellt.

Zur Veranschaulichung einer Ausführungsform dieses Verfahrens wird ein Array von Quellen, vorzugsweise ein rechteckiges Array von SOURCEx mal SOURCEy Quellen mit einer Teilung &lgr;s sowohl in x- als auch y-Richtung mit einem Array von Detektoren, vorzugsweise einem rechteckigen Array von DETx mal DETy Detektoren mit einer Teilung &lgr;d sowohl in x- als auch y-Richtung verwendet. Jede Quelle erzeugt einen Röntgenbündelstrahl 100, der alle Detektoren im Array beleuchtet. Jeder Röntgenbündelstrahl 100 ist daher in ein Array von Röntgenmikrostrahlen segmentiert, mit einem Röntgenmikrostrahl pro Detektor. In diesem Beispiel sind DETx*DETy Mikrostrahlen pro Bündelstrahl und SOURCEx*SOURCEy Bündelstrahlen für insgesamt DETx*DETy* SOURCEx*SOURCEy Mikrostrahlen vorhanden.

INTENSITY (i, j, k, l) ist die Intensität der Röntgenstrahlbeleuchtung, die am Detektor DET (i, j) erfasst wird, wenn die Quelle SOURCE (k, l) beleuchtet wird. Für dieses Beispiel ist i = [1, DETx], j = [1, DETy], k = [1, SOURCEx] und 1 = [1, SOURCEy].

Jede Brennebene kann durch ein Paar natürlicher Zahlen (ganze Zahlen ≥ 1) m und n beschrieben werden, wobei m*&lgr;d und n*&lgr;s die Grundlinienlänge der gleichen Dreiecke sind, wie in 68 dargestellt, welche die Position der Brennebene bestimmen. Für dieses Beispiel ist Zd gleich dem Abstand von der Quelle zum Detektor, während Zfp gleich dem Abstand von der Quelle zur Brennebene ist. Daher kann der Abstand Zfp von der Quellenebene 271 zu einer bestimmten Brenn- oder Bildebene, die durch die Werte m, n beschrieben wird, wie folgt dargestellt werden:

Gemäß diesem Verfahren kann die Rekonstruktion eines Bildes auf einer bestimmten Brennebene m, n durch Bildung des zweidimensionalen Arrays IMAGEm,n durch Summieren jedes Werte INTENSITY(i,j,k,l) zu dem jeweiligen Bildpixel IMAGEm,n (i*n + k*m, j*n + l*m) durchgeführt werden.

Die maximalen x- und y-Indizes des Arrays IMAGEm,n können ausgedrückt werden als: DETx*n + SOURCEx*m und DETy*n + SOURCEy*m.

Für die besonderen Parameter dieser Ausführungsform sind nicht alle Werte der natürlichen Zahlen m und n geeignet. Wenn zum Beispiel m und n einen gemeinsamen Faktor haben (z. B. m = 6, n = 2), wird das Array IMAGEn,m schwach gefüllt. Das Bild, das unter Verwendung von m = 6, n = 2 rekonstruiert wird, ist gleich dem Bild, das unter Verwendung von m = 3, n = 1 rekonstruiert wird. Obwohl das Array IMAGE6,2 vier mal so viele Elemente hat wie IMAGE3,1, ist nur ein Viertel der Elemente in IMAGE6,2 ungleich Null. Bei Entfernung aller Null-Reihen und -Spalten in IMAGE6,2 wird IMAGE3,1 erhalten.

Unter Bezugnahme auf 68 wird in diesem Beispiel auch festgestellt, dass z. B. ein Verdoppeln oder Verdreifachen beider Grundlinien der gleichen Dreiecke die Position der erhaltenen Brennebene nicht verändert.

Das Rastermaß der Bildpixel an der Brennebene &lgr;fp kann wie folgt ausgedrückt werden:

Unter Bezugnahme auf 68 wird festgestellt, dass jeder m-te Detektor in x- und y-Richtung zum Rekonstruieren eines bestimmten Bildpixels verwendet wird. Daher gibt es im Durchschnitt DETx*DETy/m2 Mikrostrahlen pro Bildpixel. Da die Gesamtanzahl an Mikrostrahlen in diesem Beispiel DETx*DETy*SOURCEx*SOURCEy ist, kann die Anzahl von Bildpixeln wie folgt ausgedrückt werden:

Auf Grund der teilweisen Bildrekonstruktion um den Umfang des Bildes ist die Anzahl voll rekonstruierter Bildpixel etwas geringer als die oben genannte Zahl und die Gesamtzahl vollständig und teilweise rekonstruierter Bildpixel ist etwas höher als die oben genannte Zahl.

Wenn in diesem Beispiel die Größe des Quellenarrays SOURCEx*&lgr;s mal SOURCEy*&lgr;s ist, kann die Größe des Bildfeldes (in der Brennebene) wie folgt ausgedrückt werden:

Die m, n Bildrekonstruktionsmethode ist flexibler als die zuvor beschriebenen Rekonstruktionsmethoden. Wie 67 zeigt, kann eine m, n Bildrekonstruktion eine Reihe von Brennebenen an zahlreichen Positionen zwischen der Quellen- und Detektorebene erzeugen. Viele der Brennebenen haben einen kleinen Abstand zwischen Bildpixeln, die zur Erzeugung von Bildern mit hoher räumlicher Auflösung verwendet werden können.

Die Möglichkeit, eine Reihe von Brennebenen zu rekonstruieren, kann dazu verwendet werden, die Brennebene in Bezug auf die Quelle und den Detektor zu bewegen, indem einfach eine geeignete Bildebene nahe der Region von Interesse des abzubildenden Objekts gewählt wird.

Die m, n Bildrekonstruktionsmethode kann auch zur Erhöhung der effektiven Schärfentiefe eines Bildes verwendet werden, indem gleichzeitig mehrere Brennebenen um eine Region von Interesse rekonstruiert werden. Die rekonstruierten Ebenen können zur Erzeugung eines einzigen Bildes mit hoher räumlicher Auflösung über einen größeren Bereich von Distanzen von der Röntgenstrahlquellenebene kombiniert werden. Die mehreren rekonstruierten Ebenen können zum Beispiel durch Addieren nur der hoch räumlichen Frequenzkomponenten von jeder rekonstruierten Ebene kombiniert werden.

Systembeschreibung

18 bis 25 sind Funktionsblockdiagramme eines bevorzugten stereoskopischen Abtaströntgenabbildungssystems gemäß der vorliegenden Erfindung. 17 zeigt die Art, in der 18 bis 25 angeordnet werden können, um ein einziges Blockdiagramm dieses gegenwärtig bevorzugten Systems zu erhalten. Für medizinische Anwendungen sind die Röntgenstrahlquelle und die Multidetektorarrays vorzugsweise auf einem beweglichen C-Arm montiert, wobei die Röntgenstrahlquelle über einem einstellbaren Patiententisch montiert ist und die Multidetektorarrays unter dem Tisch angeordnet sind.

18 enthält ein repräsentatives Blockdiagramm eines Hochspannungsanschlusses 803, der Teil der Röntgenstrahlquelle 798 ist. Der Hochspannungsanschluss 803, der vorzugsweise in einem Gehäuse (nicht dargestellt) angeordnet ist, enthält elektrische Komponenten zum Erzeugen und Steuern des Elektronenstrahls 1240. Die Hochspannung, die notwendig ist, um die Röntgenstrahlquelle zu speisen, wird zu dem Hochspannungsanschluss von einer externen Hochspannungsleistungsversorgung 790 durch ein einziges Kabel 1010 geleitet. Alle elektronischen Komponenten in dem Hochspannungsanschluss 803 schweben vorzugsweise bei dem Ausgangspotenzial der Hochspannungsleistungsversorgung. Die einzigartige Konstruktion des Hochspannungsanschlusses ergibt nur diese eine elektrische Verbindung mit dem Hochspannungsanschluss. Alle anderen Daten- und Leistungsübertragungen zu und von dem Hochspannungsanschluss erfolgen vorzugsweise mittels faseroptischer Verbindungen und über einen Isolierungstransformator. Eine ausführlichere Beschreibung der Struktur und des Betriebs des gegenwärtig bevorzugten Hochspannungsanschlusses ist in der gleichzeitig anhängigen U.S. Patentanmeldung Seriennr. 08/381,884 bereitgestellt.

Auf Grund der hohen Betriebsspannungen in Bezug auf die Erde im Hochspannungsanschluss 803 (–100 kV bis –120 kV) ist das Gehäuse vorzugsweise mit einem elektrisch isolierenden Medium gefüllt, vorzugsweise mit Druck beaufschlagtem SF6- (Schwefelhexafluorid-) Gas, um den Hochspannungsanschluss 803 elektrisch von seiner Umgebung zu isolieren.

Ein Hochspannungsisolierungstransformator 744 leitet Leistung zu der Schaltung im Hochspannungsanschluss 803. Die sekundäre Wicklung 1271 des Trenntransformators 744 ist Teil des Hochspannungsanschlusses 803, während die primäre Wicklung 1270 von dem Anschluss durch einen Spalt getrennt ist, der mit dem Druck beaufschlagten SF6-Gas gefüllt ist. Die primäre Wicklung 1270 bildet vorzugsweise einen Teil des Hochspannungsanschlussgehäuses und wird mit Leistung von dem Hochspannungsanschluss-Leistungsversorgungstreiber 772 versorgt, der im C-Arm-Schlitten angeordnet ist. Die bevorzugte Konstruktion des Trenntransformators ist vollständig in der gleichzeitig anhängigen U.S. Patentanmeldung Seriennr. 08/381,884 beschrieben.

Zusätzlich zu den Komponenten, die zum Erzeugen und Steuern eines Elektronenstrahls notwendig sind, enthält der Hochspannungsanschluss vorzugsweise Komponenten zum Aufzeichnen gewisser Parameter, die in dem Hochspannungsanschluss angeordnet sind. Die aufgezeichneten Informationen werden vorzugsweise außerhalb des Gehäuses mittels faseroptischer Kabel übertragen. Die Schaltung zum Umwandeln der elektrischen Signale in Lichtsignale und der Lichtsignale in elektrische Signale ist ausführlicher in Verbindung mit der ausführlichen Beschreibung von 40 und 41 beschrieben, und ist in dem Hochspannungsanschlussgehäuse enthalten.

Ein Drucksensor 722 überwacht vorzugsweise den Druck des SF6-Gases in dem Gehäuse, um eine angemessene elektrische Isolierung zu garantieren. Zusätzlich wird die Temperatur des mit Druck beaufschlagten SF6-Gases vorzugsweise durch einen Temperatursensor 724 überwacht. Diese Informationen werden über einen Multiplexer 732 und eine I/O-Steuerung 762 zur Steuerung des Computers 890 übertragen. Wenn der Druck unter einen vorbestimmten Schwellwert fällt oder die Temperatur über einen vorbestimmten Schwellwert steigt, schaltet der Steuerungscomputer das System ab.

Der elektrische Strom von der Hochspannungsleistungsversorgung wird vorzugsweise erfasst, in dem der Strom durch einen Strahlstromsensor 736 geleitet wird, der Informationen an einen Stromerfassungsmonitor 788 liefert, der vorzugsweise in dem C-Arm-Schlitten angeordnet ist.

Zusätzlich liefert die Heizungssteuerung 734, welche die Heizvorrichtung 726 steuert, die im Elektronenstrahler 728 angeordnet ist, Informationen bezüglich des Heizvorrichtungsstroms und der Spannung an den Multiplexer 732 zur Übertragung zum Steuerungscomputer 890.

Die Spannung des Elektronengitters 730, das vor der Emissionsfläche des Elektronenstrahlers 728 angeordnet ist, wird von einer Gittersteuerung 738 gesteuert. Der Spannungspegel des Elektronengitters 730 kann vorzugsweise zwischen Null und –2000 V in Bezug auf die Kathode variiert werden, um den Strom des Elektronenstrahls 1240 einzustellen, wodurch der Röntgenstrahlfluss gesteuert wird, der von dem Ziel 1250 emittiert wird. Wenn das Elektronengitter bei einem Potenzial von etwa –2000 V ist, wird der Elektronenstrahl effektiv abgeschaltet. Das Strahl-Einschalt-Steuersignal 1024 weist die Gittersteuerung 738 an, entweder –2000 V an das Gitter anzulegen, um den Elektronenstrahl abzuschalten, oder die Strahl-Einschalt-Gitterspannung, die über die faseroptische Verbindung 1030 eingestellt ist, an das Gitter anzulegen, um den Elektronenstrahl auf einen voreingestellten Strom einzuschalten. Die Gittersteuerung 738 leitet auch die Strahl-Einschalt- und Strahl-Ausschalt-Gitterspannungen zu dem Multiplexer 732. Störungszustände in der Gittersteuerung lösen den Hochspannungsanschlussstörungslatch 742 aus, der den Elektronenstrahl abschaltet, indem die Heizvorrichtung 726 über die Heizvorrichtungssteuerung 734 abgeschaltet wird und die Spannung der Elektronengitteranordnung 730 über die Gittersteuerung 738 auf –2000 V eingestellt wird. Die gesamte Röntgenstrahlquelle wird auch durch ein faseroptisches Kabel 1020 und die Sicherheitssteuerung 760 abgeschaltet.

Die Statusinformationen von verschiedenen Komponenten innerhalb des Hochspannungsanschlusses 803, die dem Multiplexer 732 eingegeben werden, werden zur I/O-Steuerung 762 übertragen. Der Multiplexer 732 enthält einen Spannungs/Frequenz-Wandler, der eine LED zur Umwandlung der elektrischen Statussignale von einer ausgewählten Komponente zu Lichtimpulsen antreibt und diese Signale über ein faseroptisches Kabel 1016 zu der I/O-Steuerung 762 überträgt. Die I/O-Steuerung 762 steuert die Sequenz der Übertragung der Statusinformationen von jeder Komponente, die über den Multiplexer 732 gesendet werden, indem sie ein Kanalwählsignal über ein faseroptisches Kabel 1018 zu dem Multiplexer 732 sendet.

Eine Ionenpumpe 720 hält das Vakuum innerhalb der Röntgenstrahlquelle 798 auf reicht. Die Ionenpumpe 720 wird von einer Ionenpumpenleistungsversorgung 758 gespeist, die in der bevorzugten Ausführungsform in dem C-Arm-Schlitten 811 angeordnet ist. Die Ionenpumpenleistungsversorgung 758 hat auch einen Ausgang, der dem Steuerungscomputer 890 den Vakuumdruck über die I/O-Steuerung 762 anzeigt. Unter Bezugnahme nun auf 19 emittiert der Elektronenstrahler 728 einen Elektronenstrahl 1240 zu dem geerdeten Ziel 1250, der vorzugsweise durch Fokussierspulen 746 und Ablenkspulen 748 geht, um den Elektronenstrahl 1240 auf einer gewünschten Stelle am Ziel 1250 zu fokussieren und zu positionieren. Die Ablenkspulen 748 richten den Elektronenstrahl 1240 auf eine bestimmte Stelle an der Oberfläche des Ziels 1250. Das Ziel 1250 emittiert Röntgenstrahlen 1241 an dem Fleck, der von dem Elektronenstrahl 1240 beleuchtet ist. Ein Infrarottemperatursensor 750 überwacht konstant die Temperatur des Ziels 1250 auf anomale Temperaturanstiege, die durch eine Fehlfunktion der Strahlabtastung verursacht werden. Wenn der Infrarottemperatursensor 750 einen Übertemperaturzustand erfasst, löst er die Sicherheitssteuerung 760 aus, um die Röntgenstrahlquelle abzuschalten. Zur Überprüfung eines einwandfreien Betriebs des Temperatursensors ist eine Infrarottestquelle bereitgestellt, die durch den Steuerungscomputer aktiviert werden kann, um einen Übertemperaturzustand zur Überprüfung zu simulieren, ob der Infrarottemperatursensor einen Fehler erfasst und die Röntgenstrahlquelle abschaltet.

Eine Kühlkammer 754 zum Kühlen des Ziels 1250 ist vorzugsweise zwischen dem Ziel 1250 und dem Kollimatetor 1290 angeordnet. Das Kühlmittel von der Kühlkammer 754 wird vorzugsweise durch einen Wärmeaustauscher 756 (24) zirkuliert, der vorzugsweise im C-Arm angeordnet ist. Da der Kollimator 1290 mit dem Patienten während der Abbildungsprozeduren in Kontakt gelangen kann, wird der Kollimator 1290 vorzugsweise von dem Kollimatortemperatursensor 752 auf übermäßige Temperaturen überwacht. In dieser bevorzugten Ausführungsform prüft der Kollimatortemperatursensor 752 auf Temperaturen von mehr als 40°C. Wenn die Temperatur diesen Schwellwert übersteigt, wird der Fehler der Sicherheitssteuerung 760 übermittelt, welche die Röntgenstrahlquelle abschaltet. Zur Überprüfung des einwandfreien Betriebs des Temperatursensors ist eine Testheizvorrichtung bereitgestellt, die durch den Steuerungscomputer aktiviert werden kann, um einen Übertemperaturzustand zur Überprüfung zu simulieren, ob der Temperatursensor einen Fehler erfasst und die Röntgenstrahlquelle abschaltet.

23 ist ein Blockdiagramm, umfassend die Strahlsteuerung 796 und einen Abschnitt des C-Arm-Schlittens. Die Strahlsteuerungsschnittstelle 794 empfängt Daten von der Röhrensteuerung über eine faseroptische Hochgeschwindigkeitsverbindung 1000. Folglich enthält die Strahlsteuerungsschnittstelle 794 die Lichtsignal/elektrisches Signal-Umwandlungsschaltung, die ausführlicher in Verbindung mit 40 und 41 beschrieben wird.

Die Strahlsteuerung 796 steuert vorzugsweise die Fokussierspulen 746 durch zwei separate Treiber, einen statischen Fokussierungstreiber 774 und einen dynamischen Fokussiertreiber 776. Der statische Fokussiertreiber 774 wird vorzugsweise nur einmal für eine bestimmte Betriebsspannung der Hochspannungsleistungsversorgung eingestellt. Der dynamische Fokussiertreiber 776 stellt die präzise Fokussierung des Elektronenstrahls 1240 ein, während dieser über das Ziel 1250 streicht.

Die Strahlsteuerung 796 steuert vorzugsweise die Ablenkspulen 748 durch fünf separate Treiber: x-Ablenkungstreiber 778, x-Schritttreiber 780, y-Ablenkungstreiber 782, 45° Stigmatortreiber 784 und 0° Stigmatortreiber 786.

Der x-Ablenkungstreiber 778 überträgt ein herkömmliches lineares Eingangsmuster zu den Ablenkspulen über Drähte 1046, um den Elektronenstrahl horizontal über das Ziel anzutreiben, während der x-Schritttreiber 780 ein neuartiges Sägezahn-Eingangssignal über Drähte 1048 zu den Ablenkspulen 748 überträgt. Die Nettowirkung ist eine abgestufte Bewegung des Elektronenstrahlers über das Ziel. Der y-Ablenkungstreiber 782 überträgt ein herkömmliches y-Ablenkungsmuster über Drähte 1050 zu den Ablenkspulen 748, um den Elektronenstrahl 1240 vertikal über die Fläche der Anode anzutreiben. Der 45° Stigmatortreiber 784 und der 0° Stigmatortreiber 786 und ihre entsprechenden Spulen korrigieren Abberationen im Elektronenstrahlfleck, um einen kreisförmigen Fleck an dem Ziel aufrechtzuerhalten. Genauere Informationen über diese Schaltungen finden sich in der gleichzeitig anhängigen U.S. Patentanmeldung Seriennr. 08/381,884.

Ein Stromerfassungsmonitor 788 wird vorzugsweise zum Aufzeichnen der Ausgänge jedes der Strahlsteuerungstreiber verwendet, um deren korrekten Betrieb zu überprüfen, wie auch den Elektronenstrahlstrom, wie zuvor besprochen, zu messen.

Eine Störung in dem Ablenkungssystem könnte dazu führen, dass der Elektronenstrahl nicht über das Ziel in der x-Richtung oder der y-Richtung tastet. Dies könnte zu einer Beschädigung durch Wärme an dem Ziel führen. Ein Ablenkungsstörungssensor 770 empfängt vorzugsweise x-Abtastungs- und y-Abtastungsaufzeichnungsinformationen vom x-Ablenkungstreiber 778 und y-Ablenkungstreiber 782. Der Ablenkungsstörungssensor 770 überträgt vorzugsweise ein Störungsstatussignal über ein faseroptisches Kabel 1072 zur Sicherheitssteuerung 760. Wenn ein Ablenkungsstörungszustand eintritt, schaltet die Sicherheitssteuerung 760 die Röntgenstrahlquelle ab.

23 und 24 enthalten ein Funktionsblockdiagramm der Komponenten, die vorzugsweise in dem C-Arm-Schlitten 811 angeordnet sind. Der C-Arm-Schlitten 811 wird vorzugsweise von einer 208 Volt, 3-phasigen Wechselstromversorgung über ein Kabel 763 mit Leistung versorgt. Gleichstrom wird vom C-Arm-Schlitten zur Strahlsteuerung 796 über ein Kabel 1078 geleitet.

Die I/O-Steuerung 762 (23 und 24) kommuniziert vorzugsweise mit dem Steuerungscomputer 890 über faseroptische Hochgeschwindigkeitskabel 1002 und 1004 und enthält die elektrisches Signal/Lichtsignal- und Lichtsignal/elektrisches Signal-Umwandlungsschaltung, die ausführlicher in Verbindung mit 40 und 41 beschrieben ist. Die Strahlsteuerungsschnittstelleninformationen, umfassend Gitterspannung, statischen Fokussierungsstrom, Strommesswahl, Strommessungsabtastwählinformationen und Strommessungsabtastinformationen, werden von der I/O-Steuerung 762 über das Kabel 1080 zu der Strahlsteuerungsschnittstelle 794 übertragen. Wie besprochen empfängt die Sicherheitssteuerung 760 vorzugsweise Statusinformationen von verschiedenen Komponenten des Systems und zeichnet diese auf, und ist so konstruiert, dass das System beim Erfassen eines möglichen Sicherheitsproblems abgeschaltet wird. Wenn die Sicherheitssteuerung 760 ein solches mögliches Problem erfasst, führt sich vorzugsweise folgendes durch: (1) sie signalisiert der Gittersteuerung 738, den Elektronenstrahl zu sperren (abzuschalten); (2) sie schaltet die Hochspannungsleistungsversorgung 790 ab; und (3) sie schaltet den statischen Fokussiertreiber 774 ab, um den Elektronenstrahl zu defokussieren. In der bevorzugten Ausführungsform empfängt die Sicherheitssteuerung 760 Störungsstatussignale von: dem Wärmeaustauscher 756 über Leiter 1120; dem Kollimatortemperatursensor 752 über Leiter 1066; dem IR-Zieltemperatursensor über Leiter 1068; dem Hochspannungsanschlussstörungslatch 742 über das faseroptische Kabel 1020; und dem Ablenkungsstörungssensor 770 über das faseroptische Kabel 1072. Die Sicherheitssteuerung 760 leitet auch die Störungsstatussignale zu dem Steuerungscomputer über die I/O-Steuerung 762 weiter, so dass Störungszustände angezeigt und von dem Steuerungscomputer registriert werden können.

Die Hochspannungsleistungsversorgung 790 ist vorzugsweise am C-Arm-Schlitten 811 angeordnet. Das Signal zum Einschalten der Hochspannungsleistungsversorgung 790 wird von der I/O-Steuerung 762 zu der Hochspannungsleistungsversorgung 790 über Leiter 1144 gesendet. Der Spannungseinstellpunkt wird zu der Hochspannungsleistungsversorgung 790 über Leiter 1140 gesendet und die Stromgrenze wird über Leiter 1142 gesendet. Ein Spannungsaufzeichnungssignal wird von der Hochspannungsversorgung über Leiter 1146 zu der I/O-Steuerung gesendet und ein Stromaufzeichnungssignal wird über Leiter 1148 gesendet.

In 20 sind manövrierbare und platzierbare Katheter 1285 dargestellt, wie sie in den Patienten 1280 eingesetzt sind. Die proximalen Ende 1284 der Katheter 1285 sind vorzugsweise an einen Katheterverbinder 970 angeschlossen. Die Katheterverbindung 970 ist vorzugsweise an eine Multikanal-Photovervielfacherröhre 900 (22) durch ein faseroptisches Kabel 980 angeschlossen.

20 ist auch ein Funktionsdiagramm bevorzugter rechter 822 und linker 1522 Detektoren der vorliegenden Erfindung. Da beide Detektoren in 20 auf gleiche Weise funktionieren, wird nur der rechte Detektor 822 ausführlich besprochen. Die Komponenten, die mit Nummern versehen sind, die wenigstens dieselben letzten zwei Stellen aufweisen, führen dieselbe Funktion aus.

Eine Szintillatorarrayanordnung 802 umfasst vorzugsweise 96 Elemente und erzeugt als Reaktion auf Röntgenstrahlphotonen sichtbare Lichtenergie, die über ein konisches faseroptisches Bündel 804 zu einer Photovervielfacherröhre 806 übertragen wird, die 96 Kanäle umfasst. Die Photovervielfacherröhre 806 wandelt die empfangene Lichtenergie in elektrische Signale um, die zu der Signalaufbereitung 810 über 96 separate elektrische Verbindungen 836 geleitet werden. Diese Signale werden hierin als Teilbildpixel-Rohinformationen bezeichnet. Das Multidetektorarray umfasst vorzugsweise eine Szintillatorarrayanordnung 802, ein faseroptisches Taper 804 und eine Photovervielfacherröhre 806. Es sollte festgehalten werden, dass die bevorzugte Ausführungsform zwar 96 Kanäle enthält, aber mehr oder weniger als diese Anzahl im Wesen und Umfang der vorliegenden Erfindung liegen. Die Photovervielfacherröhre 806 wird von einer Photovervielfacherröhre-Leistungsversorgung 808 angetrieben.

Der Signalaufbereiter 810 besteht vorzugsweise aus 48 Schaltungsplatten 1343. Jede Schaltungsplatte 1343 umfasst zwei Sätze von Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830, wobei jede Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 ihren Ausgang zu einem entsprechenden Diskriminator 1832 leitet. Somit werden 96 Sätze von Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 und Diskriminatoren 1832 verwendet, wobei jeder Satz mit einem entsprechenden Photovervielfacherröhrenkanal gepaart ist. Der Signalaufbereiter 810 gibt 96 separate Signale für jeden Schritt des Elektronenstrahls aus. Diese Informationen werden als Teilbildpixelinformationen bezeichnet.

Die Ausgänge der Signalaufbereiter werden vorzugsweise in den Strahlausrichtungsextraktor 816 eingegeben. Der Strahlausrichtungsextraktor 816 verarbeitet die Informationen von jeder Position des Elektronenstrahls auf dem Ziel und sendet verarbeitete Ausrichtungsdaten zu einem Datensender 818. Taktsignale werden zu dem Strahlausrichtungsextraktor von einem Datenempfänger 812 gesendet.

Der Strahlausrichtungsextraktor 816 sendet die Teilbildpixelinformationen vom Signalaufbereiter 810 zur Bildrekonstruktionsmaschine 814. Zu diagnostischen Zwecken können die Teilbildpixelinformationen, die vom Signalaufbereiter 810 gesendet werden, durch den Strahlausrichtungsextraktor 816 modifiziert werden, bevor sie zu der Bildrekonstruktionsmaschine 814 gesendet werden. Die Bildrekonstruktionsmaschine 814 verarbeitet die Teilbildpixelinformationen und sendet Bildpixeldaten zum Datensender 818. Die Bildrekonstruktionsmaschine 814 empfängt Taktsignale vom Datenempfänger 812 über die elektrische Verbindung 834.

Die Detektorsteuerung 805 (21) für die Detektoren 822 und 1522 sendet und empfängt vorzugsweise optische Signale zu und von den Detektoren. Ein rechter Empfänger 880 empfängt Bildpixeldaten und Strahlausrichtungsdaten vom rechten Detektor 822 durch ein faseroptisches Hochgeschwindigkeitskabel 826. Der rechte Detektor 822 sendet diese Daten durch einen Datensender 818 (20), der vorzugsweise eine Schaltung zur Umwandlung der Signale von der Bildrekonstruktionsmaschine 814 und dem Strahlausrichtungsextraktor 816 in ein serielles Signal enthält. Dieses serielle Signal wird unter Verwendung einer LED zu Lichtimpulsen umgewandelt. Der rechte Empfänger 880 umfasst auch einen Lichtdetektor und eine zugehörige Schaltung zum Empfangen und Dekodieren der Lichtimpulse von einem seriellen Signal zu parallelen Signalen. Die Strahlausrichtungsdaten werden zum Steuerungscomputer 890 übertragen. Die Bildpixeldaten werden vorzugsweise zu einem Frame-Puffer 872 übertragen. Der linke Empfänger 846 arbeitet auf gleiche Weise, um Bildpixeldaten und Strahlausrichtungsdaten vom linken Detektor 1522 zu empfangen.

Der rechte Sender 886 umfasst eine Schaltung zur Umwandlung paralleler Signale in serielle Signale. Der rechte Sender 886 empfängt, neben anderen Signalen, Signale zur Einstellung der Kanalverstärkungen und Schwellwerte von dem Steuerungscomputer 890. Der rechte Sender 886 empfängt auch Taktsignale von einer Strahlablenkungsverweistabelle 918 (25). Diese Signale werden in serielle Signale umgewandelt, die dann als Lichtimpulse durch ein faseroptisches Hochgeschwindigkeitskabel 824 zu dem rechten Detektor 822 gesendet werden. Der rechte Datenempfänger 812, der einen Lichtdetektor und eine Schaltung zum Umwandeln von Lichtimpulsen zu parallelen Signalen enthält, empfängt diese Signale. Das Signal zur Einstellung der Kanalverstärkung wird zu dem Signalaufbereiter 810 über Leiter 828 gesendet. Der linke Sender 848 arbeitet auf gleiche Weise zur Übertragung von Steuersignalen zum linken Detektor 1522.

Bildpixeldaten, die zu dem rechten Frame-Puffer 872 übertragen werden, werden anschließend zu einem Videoprozessor 858 übertragen, wo sie in einem stereoskopischen System vorzugsweise mit Bildpixeldaten vom linken Frame-Puffer 850 kombiniert werden. Helligkeits- und Kontrastinformationen werden vom rechten Frame-Puffer 872 und vom linken Frame-Puffer 850 zum Steuerungscomputer 890 übertragen. Diese Informationen werden zur Einstellung des Ausgangs der Röntgenstrahlquelle für eine optimale Bildqualität und Röntgenstrahlexpositionssteuerung verwendet. Der Steuerungscomputer 890 sendet Informationen zu dem Videoprozessor 858 zur Kommentierung der Bildanzeige. Der Ausgang des Videoprozessors 858 wird vorzugsweise zu einem Bildanzeigeschirm 862 gesendet, wo das Bild angezeigt wird.

Der Steuerungscomputer 890 steuert vorzugsweise den Betrieb des Systems über eine Detektorsteuerung 805, eine Röhrensteuerung 807 und eine Strahlsteuerung 796. Der Steuerungscomputer 890 kann Bedieneranweisungen von Eingabequellen, wie einer Tastatur 894, einem Trackball (einer "Standmaus"), und einem Bedienfeld 898 erhalten. Der Bediener empfängt Systeminformationen von dem Steuerungscomputer durch einen Steuerungsmonitor 892 und einen Lautsprecher 899.

Unter Bezugnahme auf 22 empfängt der Katheterprozessor 809 vorzugsweise Informationen von bis zu acht Kathetern 1285 über faseroptische Kabel 980. Die Lichtimpulse, die über die faseroptischen Kabel 980 empfangen werden, werden vorzugsweise von der Katheter-Multikanal-Photovervielfacherröhre 900 empfangen. Die Katheter-Multikanal-Photovervielfacherröhre 900 wird von einer Leistungsversorgung 906 gespeist. Die Informationen, die von der Katheter-Multikanal-Photovervielfacherröhre 900 empfangen werden, werden vorzugsweise über eine elektrische Verbindung 910 zu einer Kathetersignalaufbereitungsschaltung 902 gesendet. Die Kathetersignalaufbereitungsschaltung 902 gibt Daten an den Katheterdatenextraktor 904 über die elektrische Verbindung 908 aus. Die Katheterinformationen vom Katheterdatenextraktor 904 werden zu dem Steuerungscomputer 890 übertragen.

Die Röhrensteuerung 807 überträgt Daten zu und von der I/O-Steuerung 762 und der Strahlsteuerung 796, um den Betrieb der Röntgenstrahlquelle 798 zu steuern. Die Röhrensteuerung 807 umfasst vorzugsweise eine Strahlablenkungsverweistabelle 918, eine programmierbare Abtaststeuerung 920, einen Strahlsender 916, einen I/O-Sender-Empfänger 964 und einen I/O-Störungs-Latch 958.

Die programmierbare Abtaststeuerung 920 wird vorzugsweise vom Steuerungscomputer 890 eingestellt, um eine bestimmte Abtastung zu erzeugen. Diese Einstellung kann zum Beispiel Abtastrate, serpentinenförmige oder Rasterabtastung, und runde oder quadratische Abtastung umfassen. Die programmierbare Abtaststeuerung 920 überträgt eine Sequenz gewünschter Strahlpositionen zur Strahlablenkungsverweistabelle 918. Für jede gewünschte Position des Elektronenstrahls enthält die Strahlablenkungsverweistabelle 918 vorzugsweise Werte für die Ablenkung und den Brennpunkt, die notwendig sind, um einen gut fokussierten Fleck an der richtigen Stelle am Ziel zu erzeugen. Die Daten in der Strahlablenkungsverweistabelle 918 sind vorzugsweise vom Steuerungscomputer 890 programmiert.

Die Daten von der Strahlablenkungsverweistabelle 918 werden vorzugsweise zu der Strahlsteuerungsschnittstelle 794 über den Strahlsender 916 und die faseroptische Hochgeschwindigkeitsverbindung 1000 gesendet. Diese Daten enthalten: (1) Strommessungsabtastsignale; (2) dynamische Fokussierung; (3) x-Schritt; (4) x-Ablenkung; (5) y-Ablenkung; (6) 45° Stigmator; (7) 0° Stigmator; und (8) "Strahl auf Anforderung"-Signale. Vorzugsweise wird etwa jede 1,28 Mikrosekunden ein neuer Datensatz von der Strahlablenkungsverweistabelle 918 zu der Strahlsteuerungsschnittstelle 794 gesendet.

Der I/O-Sender-Empfänger 964 stellt die Kommunikationsverbindungen zwischen dem Steuerungscomputer 890 und der I/O-Steuerung 762 her. Der Steuerungscomputer 890 sendet Daten und Steuersignale zur I/O-Steuerung 762. Informationen von der Röntgenstrahlquelle 798 werden über den I/O-Sender-Empfänger 964 zum Steuerungscomputer 890 gesendet.

Wenn ein Störungszustand während der Übertragung von Informationen von dem Strahlsender 916 zur Strahlsteuerungsschnittstelle 794 auftritt, erfasst der Ablenkungsstörungssensor die Störung und schaltet die Röntgenstrahlquelle über die Sicherheitssteuerung 760 ab. Wenn ein Störungszustand während der Übertragung von Informationen vom I/O-Sender-Empfänger 964 zur I/O-Steuerung 762 eintritt, erfasst die I/O-Steuerung die Störung und schaltet die Röntgenstrahlquelle über die Sicherheitssteuerung 760 ab. Wenn ein Störungszustand während der Übertragung von Informationen von der I/O-Steuerung 762 zum I/O-Sender-Empfänger 964 eintritt, stellt der I/O-Sender-Empfänger 964 den I/O-Störungs-Latch 958 ein, der die Übertragungen über die faseroptischen Kabel 1000 und 1002 sperrt. Dies wird von dem Ablenkungsstörungssensor und von der I/O-Steuerung als Störung erfasst, welche die Röntgenstrahlquelle wie zuvor beschrieben abschalten.

Echtzeitsensor

26 ist eine Darstellung des bevorzugten "Echtzeitsensors" oder der Multidetektorarrayanordnung 402 gemäß einer gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Die Multidetektorarrayanordnung 402 umfasst eine Szintillatorarrayanordnung 802, eine Multikanal-Photovervielfacherröhre 416, eine faseroptische Verbindung 412, integrale Ausrichtungsmittel und ein äußeres Detektorgehäuse 418. Die Multidetektorarrayanordnung 402 enthält vorzugsweise eine lichtdichtes äußeres Detektorgehäuse 418, um Rauschen, das durch Streulicht erzeugt werden könnte, zu minimieren. Röntgenstrahlen treten in die Multidetektorarrayanordnung 402 durch ein Röntgenstrahlfenster 404 in der Bleiabschirmung 406. Das Röntgenstrahlfenster 404 ist vorzugsweise kreisförmig und etwa 1,91 cm (0,75 Zoll) im Durchmesser, so dass ein gerichteter Strahl von Röntgenstrahlen auf das Szintillatorarray 112 treffen kann, während gestreute Röntgenstrahlen abgeschwächt werden. Eine Lichtabschirmung 408 wird vorzugsweise zum Abschirmen der Anordnung von Umgebungslicht verwendet. Die Lichtabschirmung 408 kann aus einem Dünnblech aus Aluminium oder Beryllium bestehen, das so gewählt ist, dass es Licht abschwächt, ohne die Röntgenstrahlen wesentlich abzuschwächen, und vorzugsweise 0,0125 cm dick ist.

Die Szintillatorarrayanordnung 802 ist vorzugsweise so positioniert, dass das pseudokreisförmige Szintillatorarray 112 im Wesentlichen mit dem Röntgenstrahlfenster 404 ausgerichtet ist. Wie in 61 dargestellt, ist die Szintillatorarrayanordnung 802, die in Phantomlinien dargestellt ist, vorzugsweise an einer Einstellplatte 323 mit Befestigungsschrauben 312, 313, 314 und 315 befestigt. Wenn BGO-Szintillatoren verwendet werden, ist ein Heizelement 410, vorzugsweise ein Widerstandsheizelement, das so konstruiert ist, dass es die Szintillatoranordnung 820 bei einer Betriebstemperatur von etwa 100°C hält, auf der Einstellplatte 323 positioniert. Die bevorzugte Szintillatorarrayanordnung 802 ist in Verbindung mit der ausführlichen Beschreibung von 71 und 72 näher beschrieben.

Eine optische Verbindung, vorzugsweise ein faseroptischer Abbildungs-Taper 412, richtet Lichtphotonen, die aus dem Boden 414 der Szintillatorarrayanordnung 802 austreten, auf eine Multikanal-Photovervielfacherröhre ("photomultiplier tube" – PMT) 416. Der bevorzugte faseroptische Abbildungs-Taper 412 ist von Collimated Holes, Campbell, Kalifornien, erhältlich und hat einen kreisförmigen Eingangsöffnungsdurchmesser von etwa 2,03 cm (0,8 Zoll) und einen kreisförmigen Ausgangsöffnungsdurchmesser von etwa 3,38 cm (1,33 Zoll). Der faseroptische Abbildungs-Taper 412 passt jede Szintillatorkristall-Rasterdimension (0,06'') an jene der PMT 416 (0,10'') an, d. h., er hat eine 1,667fache Vergrößerung. Hochviskoses optisches Kopplungsfluid, das von Dow Corning (Typ 200) erhältlich ist, mit einem Brechindex, der annähernd zu jedem des Glases passt, kann an den zwei Stirnflächen des Tapers als optisches Kopplungsmedium verwendet werden, um die Lichtübertragungseffizienz von den Szintillatorkristallen 170 zum faseroptischen Abbildungs-Taper 412 und vom faseroptischen Abbildungs-Taper 412 zur PMT-Eingangsfläche 424 zu maximieren.

Die bevorzugte PMT 416 ist eine 96-Kanal-Röhre (ein Kanal entspricht jedem Szintillatorkristall 170), Modell Nummer XP 1724A, erhältlich von Philips Corporation. Wie in 27 und 28 dargestellt, hat sie vorzugsweise einen Faserboden 1340, so dass die räumliche Anordnung des Szintillatorarrays 112 exakt zu der PMT-Photokathode übertragen wird, die in der PMT an der anderen Seite des Faserbodens angeordnet ist. 96 Photokathodenelemente 1339 sind in einem pseudokreisförmigen Array in der Mitte des Faserbodens der PMT 416 angeordnet. Jedes Photokathodenelement ist vorzugsweise von quadratischer Form, mit Dimensionen von 2,54 mm × 2,54 mm. Ein Röntgenstrahlphoton, das auf einen der Szintillatoren 170 auftrifft, erzeugt viele Lichtphotonen, von welchen einige zu der PMT-Photokathode gekoppelt werden. Dies erzeugt einen entsprechenden Elektronenimpuls an der Photokathode, und der Impuls wird in einem Kanal der PMT-Dynodenstruktur bis zum etwa 1 000 000-Fachen verstärkt.

Das pseudokreisförmige Array von 96 Photokathodenelementen erzeugt eine lichtempfindliche kreisförmige Fläche 1338 auf der PMT 416 mit einem Durchmesser von 30,5 mm. Diese lichtempfindliche Fläche 1338 schneidet mit dem konischen faseroptischen Bündel 412. Jedes PMT-Photokathodenelement 1339 hat einen entsprechenden elektrischen Ausgangsverbinder 1342. Wenn Lichtphotonen die PMT 416 erreichen, erzeugen die Photokathodenelemente 1339 Signale, die durch die Dynodenstruktur verstärkt und bei den PMT-Verbindern 1342 ausgegeben werden.

Unter erneuter Bezugnahme auf 61 sind drei Positionierschrauben 306, 422 und 425 für die lineare und drehende Ausrichtung der Szintillatorarrayanordnung 802 in Bezug auf die PMT 416 bereitgestellt. Die Einstellplatte 323 ist an der PMT-Befestigung 426 mit drei Ansatzschrauben 420, 428 und 430 durch Ausrichtungslöcher befestigt, deren Durchmesser größer als der Durchmesser der Ansatzschrauben ist. Die Ansatzschrauben 420, 428 und 430 sind federbelastet (in 26 dargestellt), so dass die Einstellplatte 323 auf Grund der Spannung, die durch die Ansatzschraubenfedern ausgeübt wird, fixiert ist, aber zu Positionierzwecken weiter manipuliert werden kann.

An der Seite des Detektorgehäuses 418 ist eine y-Achsen-Positionierschraube 422 befestigt. Ein federbelasteter Feinstellstift 423 ist an der Seite des Detektorgehäuses 418 direkt gegenüber der y-Achsen-Positionierschraube 422 angeordnet und spannt die Einstellplatte gegen die y-Achsen-Positionierschraube 422. Die Drehung der y-Achsen-Positionierschraube 422 bewegt die Einstellplatte 323 entlang der y-Achse, wodurch eine entsprechende Verschiebung in der y-Achsenposition des befestigten Szintillatorarrays 112 hervorgerufen wird. Eine x-Achsen-Positionierschraube 425 und ein federbelasteter Feinstellstift 427 arbeiten in identischer Weise zur Einstellung der x-Achsenposition des Szintillatorarrays 112.

Zur Einstellung der Drehposition des Szintillatorarrays 112 ist eine Zunge 409 des äußeren Detektorgehäuses 418 zwischen einer Drehpositionierschraube 306 und einem federbelasteten Feinstellstift 309 positioniert. Die Zunge 409 ist zwischen den Enden des Drehbügels 411 angeordnet und wird durch die Spannung des belasteten Feinstellstiftes 309 gegen die Rotationspositionierschraube 306 vorgespannt. Die Einstellung der Drehpositionierschraube 306 bewirkt eine Rotationsverschiebung in der Zunge 409 des äußeren Detektorgehäuses 418, wodurch eine entsprechende Verschiebung in der befestigten Einstellplatte 323 hervorgerufen wird, die zu einer Einstellung des Szintillatorarrays 112 in Bezug auf die PMT 416 führt.

Eine andere Ausführungsform einer Multidetektorarrayanordnung 350, die mit anderen Ausrichtungsmitteln dargestellt ist, ist in 69 und 70 dargestellt. Röntgenstrahlen treten durch ein kreisförmiges Röntgenstrahlfenster 351 ein, vorzugsweise mit einem Durchmesser von 1,19 cm, das in einem Röntgenstrahlen undurchlässigen Detektorgehäuse 360 angeordnet ist. Eine Lichtabschirmung (nicht dargestellt) kann neben dem Röntgenstrahlfenster angeordnet sein, um die Anordnung von Umgebungslicht abzuschirmen. Eine Szintillatorarrayanordnung 802, vorzugsweise die Szintillatorarrayanordnung, die ausführlicher in Verbindung mit der ausführlichen Beschreibung von 71 und 72 beschrieben ist, ist fest mit der inneren Oberfläche des Detektorgehäuses 360 verschraubt. Das Detektorgehäuse 360, mit der fest befestigten Szintillatorarrayanordnung 802, ist an der PMT-Halterung 362 mit vier Ansatzschrauben 364, 366, 368 und 370 (370 nicht dargestellt) durch Ausrichtungslöcher befestigt, deren Durchmesser größer als der Durchmesser der Ansatzschrauben ist. Die Ansatzschrauben 364, 366, 368 und 370 sind federbelastet, so dass sich das Detektorgehäuse 360 auf Grund der Spannung, die durch die Ansatzschraubenfedern ausgeübt wird, axial bewegt, um die Szintillatorarrayanordnung 802 in Kontakt mit dem faseroptischen Abbildungs-Taper 412 zu halten, und den faseroptischen Abbildungs-Taper 412 in Kontakt mit der Eingangsfläche der PMT 416 zu halten.

Ein Einstellkranz 372, der vorzugsweise mit einer zylindrischen äußeren Oberfläche und einer konischen inneren Oberfläche gebildet ist, ist in der oberen Öffnung der PMT-Halterung 362 positioniert. Der faseroptische Abbildungs-Taper 412, der vorzugsweise entlang der inneren konischen Oberfläche des Einstellkranzes 320 eingesetzt ist, ist zwischen dem Szintillatorarray 112 und der Eingangsfläche der PMT 416 montiert. Der bevorzugte faseroptische Abbildungs-Taper 412 wurde ausführlicher in Verbindung mit der ausführlichen Beschreibung von 26 beschrieben. Die PMT 416, die vorzugsweise die Photovervielfacherröhre ist, die ausführlicher in Verbindung mit der ausführlichen Beschreibung von 27 und 28 beschrieben wurde, ist fest in die untere abgestufte Öffnung der PMT-Halterung 312 geschraubt.

Vorzugsweise werden vier Ausrichtungsschrauben 352, 354, 356 und 358 verwendet, um den faseroptischen Abbildungs-Taper 412 in der Multidetektorarrayanordnung 350 auszurichten. Die Ausrichtungsschrauben sind in vier Öffnungen angeordnet, die in gleichen Abständen durch die oberen Wände der PMT-Halterung 362 angebracht sind. Die Ausrichtungsschrauben sind so positioniert, dass sie einen festen Kontakt mit dem Einstellkranz 372 bilden, der um den faseroptischen Abbildungs-Taper 412 gelegt ist. Ein viskoses optisches Kopplungsmedium aus Silikon ist entlang der zwei Flächen des faseroptischen Abbildungs-Tapers 412 aufgebracht. Um eine Ausrichtung des faseroptischen Abbildungs-Tapers 412 zu erreichen, werden die Ausrichtungsschrauben 352, 354, 356 und 358 so bewegt, dass in der erforderlichen Ausrichtungsrichtung Druck auf den Ausrichtungskranz 372 ausgeübt wird. Dadurch wird der Ausrichtungskranz 372 neu positioniert, was zu einer entsprechenden Neupositionierung des faseroptischen Abbildungs-Tapers 412 führt.

Gemäß einem Verfahren zur optimalen Ausrichtung der Szintillatorelemente 170 in bezug auf ihre entsprechenden Photovervielfacherröhrenelemente 339 ist eine Röntgenstrahlabschirmung 440, die aus einem Röntgenstrahlen undurchlässigen Material gebildet ist und Röntgenstrahlen durchlässige Fenster enthält, vor der Eingangsfläche des Szintillatorarrays 112 angeordnet. Wie in 16 dargestellt, ist die bevorzugte Röntgenstrahlabschirmung 440 eine kreisförmige Scheibe, die aus Blei gebildet ist, mit vier gleich großen Röntgenstrahlen durchlässigen Fenstern (442, 444, 446 und 448), die mit gleichem Abstand entlang dem äußeren Umfang angeordnet sind, so dass jedes Röntgenstrahlen durchlässige Fenster einer entsprechenden Anzahl und Platzierung von Szintillatorelementen 170 entlang dem äußeren Rand des bevorzugten Szintillatorarrays 112 entspricht (in gestrichelten Linien dargestellt). Zum Zwecke der folgenden Erklärung wird die Linie 2-2 als y-Achse bezeichnet und die Linie 3-3 wird als x-Achse bezeichnet.

Eine Röntgenstrahlquelle ist so positioniert, dass eine gleichmäßige Streuung von Röntgenstrahlen zu der Röntgenstrahlabschirmung 440 gerichtet ist. Geeignete Messmittel sind an die Ausgangsleitungen der PMT 416 angeschlossen, um die elektrischen Signale zu messen, die von den bestimmten PMT-Kanälen erzeugt werden, die den Szintillatorelementen 170 entsprechen, die neben den Röntgenstrahlen durchlässigen Fenstern 442, 444, 446 und 448 angeordnet sind. Solche Messmittel können zum Beispiel einen Verstärker und einen Komparator umfassen, um die Anzahl von Lichtphotonen zu zählen, die von der PMT 416 erfasst werden, wobei die Photonenzählschaltung verwendet wird, die ausführlicher an einer anderen Stelle in dieser Beschreibung erklärt ist. Geeignete Mittel werden vorzugsweise zur Verstärkung und zum Ausgleichen der Ausgangssignale von den PMT-Kanälen verwendet, wie ausführlicher an einer anderen Stelle in dieser Beschreibung erklärt ist.

Das Ausrichtungsverfahren wird durch eine gerichtete Emission von Röntgenstrahlen eingeleitet, die gleichmäßig über die Fläche der Röntgenstrahlabschirmung 440 gestreut sind. Wenn die Szintillatorelemente mit ihren entsprechenden PMT-Kanälen entlang der y-Achse optimal ausgerichtet sind, sollten die Ausgangssignale von den PMT-Kanälen, die den Szintillatorelementen 170 neben den Röntgenstrahlfenstern 492 und 446 entsprechen, maximiert sein. Zur Erzielung einer y-Achsenausrichtung wird das Szintillatorarray 112 in seiner Position entlang der y-Achse in der Weise eingestellt, wie ausführlicher in Verbindung mit 61 oder 69 beschrieben ist, und nach jeder Einstellung wird eine weitere gerichtete Emission von Röntgenstrahlen gleichmäßig über die Fläche der Röntgenstrahlabschirmung 440 gestreut. Dieses Verfahren wird wiederholt, bis maximale Werte von Ausgangssignalen für die PMT-Kanäle gemessen werden, die den y-Achsen-Szintillatorelementen 170 neben den Röntgenstrahlfenstern 442 und 446 entsprechen. Ebenso beinhaltet der x-Achsen-Ausrichtungsprozess die Manipulation des Szintillatorarrays 112 entlang der x-Achse in einer Weise, die ausführlicher in Verbindung mit 61 oder 69 beschrieben ist, bis weitere Strahlen von Röntgenstrahlen, die auf die Röntgenstrahlabschirmung 440 gerichtet sind, maximale Werte von Ausgangssignalen erzeugen, die für die PMT-Kanäle gemessen werden, die den x-Achsen-Szintillatorelementen 170 neben den Röntgenstrahlfenstern 444 und 448 entsprechen.

Sobald das Szintillatorarray 112 optimal entlang den x- und y-Achsen ausgerichtet ist, ist der nächste Schritt die drehende Ausrichtung des Szintillatorarrays 112. Wie bei der x- und y-Ausrichtung wird der Prozess durch eine gleichmäßige Streuung von Röntgenstrahlen eingeleitet, die auf die Außenfläche der Röntgenstrahlabschirmung 440 gerichtet sind. Wenn das Szintillatorarray 112 drehend in der optimalen Position eingestellt ist, sollte der Wert des sichtbaren Lichts, das zu der PMT 416 übertragen wird, maximal sein. Daher wird die Szintillatorarray 112 in der Weise gedreht, wie in Verbindung mit 26 und 61 erklärt ist, und ein gerichteter Strahl von Röntgenstrahlen wird nach jeder Einstellung emittiert, bis jede weitere Drehung dazu führt, dass weniger sichtbares Licht von der PMT 416 erfasst wird. Falls notwendig können die y-Achsen- und x-Achsen-Ausrichtungsprozeduren wiederholt werden, nachdem die drehenden Einstellungen zur Korrektur von x- oder y-Achsenfehlausrichtungen durchgeführt wurden, die durch die drehenden Einstellungen verursacht wurden.

Eine andere Ausrichtungsmethode umfasst die Verwendung eines leistungsstarken Mikroskops zur optimalen Ausrichtung der Szintillatorelemente 170 mit ihren entsprechenden Photovervielfacherröhrenkanälen. Gemäß diesem Verfahren werden die Eingangsflächen der Szintillatorelemente 170 wie auch die Ausgangsflächen poliert. Die Multidetektorarrayanordnung 350 ist an einem Ausrichtungsständer montiert und ein Mikroskop wird entlang der Eingangsfläche des Szintillatorkristallarrays 112 angeordnet. Um die optimale Ausrichtung zu erzielen, wird das Mikroskop zunächst über der Eingangsfläche eines der Szintillatorelemente 170 entlang des äußeren Umfangs des Szintillatorarrays 112 angeordnet. Die Positionierschrauben innerhalb des Multidetektorarrays 350 werden in der Weise manipuliert, die in Verbindung mit 61 beschrieben ist, so dass der faseroptische Abbildungs-Taper 412 relativ zu der Szintillatorarray 112 angeordnet ist. Die Positionierschrauben werden manipuliert, bis der Photovervielfacherröhrenkanal, der dem beobachteten Szintillatorelement 170 entspricht, optisch in Bezug auf das Szintillatorelement 170 zentriert ist. Der Prozess wird dann mit einem anderen Szintillatorelement 170 entlang dem äußeren Umfang des Szintillatorarrays 112 direkt gegenüber dem soeben ausgerichteten Szintillatorelement 170 wiederholt. Der oben genannte Prozess wird wiederholt, bis alle Szintillatorelemente 170 entlang dem äußeren Umfang des Szintillatorarrays 112 richtig ausgerichtet sind.

Unter Bezugnahme auf 71 und 72 umfasst die Szintillatorarrayanordnung 802 ein Szintillatorarray 112, Endplatten 432 und 434, Drahtgitter 328 und 436 und ein Abstandsstück 438. Das Drahtgitter 328, am besten in 5 dargestellt, ist vorzugsweise eine Schicht aus rostfreiem Stahl, die etwa 1,125 Zoll an jeder Seite misst. Ein pseudokreisförmiges Muster mit einem Durchmesser von etwa 0,719 Zoll ist in die Mitte des Drahtgitters 328 geschnitten. Elf Kerben 327, etwa 0,06 Zoll tief, sind gleichmäßig beabstandet entlang dem mittleren 0,60 Zoll Abschnitt an jeder Kante des Drahtgitters 328 verteilt. Das Drahtgitter 436 ist mit dem oberen Drahtgitter 328 identisch.

Zur Konstruktion einer Szintillatorarrayanordnung 802 wird ein Abstandsstück 438 zwischen den Drahtgittern 328 und 436 angeordnet. Das Abstandsstück 438 ist vorzugsweise ein flaches Metallstück mit einer kreisförmigen Öffnung in seiner Mitte, die dem Kreis entspricht, der durch das Szintillatorarray 112 definiert ist. Drähte 329 werden von einer Kerbe 327 an einer Kante des Drahtgitters 328 zu der Kerbe an seiner direkt gegenüberliegenden Kante gespannt und dann um das Abstandsstück 438 zu den entsprechenden Kerben an dem Drahtgitter 436 gewickelt. Wenn ein Draht 329 durch jede Kerbe 327 an beiden Drahtgittern gespannt wurde, entstehen 96 quadratische Abschnitte in dem pseudokreisförmigen Loch, das in den Drahtgittern 328 und 436 gebildet wurde.

Ein Röntgenstrahl empfindliches Szintillatorelement 170 wird in jeden dieser quadratische Abschnitte innerhalb der Drahtgitteranordnung platziert, um das Szintillatorarray 112 zu bilden. Die Szintillatorelemente 170 sind vorzugsweise auf einen quadratischen horizontalen Querschnitt zugeschnitten. Die Länge der einzelnen Szintillatorelemente 170 beträgt vorzugsweise etwa 0,5 cm und die Außenflächen sind vorzugsweise 0,135 cm × 0,135 cm. Die Szintillatorelemente 170 sind vorzugsweise aus YSO, wobei aber auch andere Materialien verwendet werden können, wie oben besprochen wurde. Die gespannten Drähte 329 helfen bei der Ausrichtung der Anordnung der Szintillatorelemente 170. Eine Zusammensetzung aus Wolfram beladenem Epoxid wird vorzugsweise zum Füllen des Raumes zwischen und um die Szintillatorelemente 170 und zum Füllen der Spalte verwendet, die durch die Drähte 329 erzeugt werden, wenn diese über die Drahtgitter 328 und 436 gespannt werden.

In einer anderen Ausführungsform enthält ein Gitter, dessen Tiefe gleich der Länge des Szintillators ist und das vorzugsweise etwa 1,25 Zoll im Quadrat misst, integrale Trennwände zur Bildung von vorzugsweise 96 Löchern quadratischen Querschnitts, in welche die Szintillatoren eingesetzt und durch vorzugsweise Epoxidklebstoff in Position gehalten werden. Das Gitter wird vorzugsweise durch den elektroerosiven Bearbeitungsprozess gebildet. In einer anderen Ausführungsform wird das oben genannte Gitter aus dünnen Schichten aufgebaut, die vorzugsweise 96 Löcher mit quadratischem Querschnitt enthalten. Jede Schicht wäre vorzugsweise 0,05 cm dick und würde durch einen chemischen Ätzvorgang gebildet werden. In einer weiteren Ausführungsform wird das oben genannte Gitter mit einem pseudokreisförmigen Loch und mit zwei 90° Sätzen gefräster Schlitze in seinen Kanten gebildet, wobei jeder Schlitz vorzugsweise etwas breiter als die Dicke des Trennwandmaterials ist und in einem Abstand, der gleich dem Szintillatorabstand ist, beabstandet ist. Streifen aus Trennwandmaterial, die vorzugsweise gleich breit wie die Szintillatorlänge sind und vorzugsweise 1,00 Zoll lang sind, sind in die gefrästen Schlitze zur Bildung der Trennwände eingesetzt. Jeder Streifen aus Trennmaterial hat vorzugsweise Schlitze, die etwas breiter als die Materialdicke sind, die in einem Abstand gleich dem Szintillatorabstand beabstandet sind und sich über die halbe Länge der Streifenbreite erstrecken. Die x-Achsenstreifen sind mit den y-Achsenstreifen in der Art eines Eierkorbes miteinander verschlungen, so dass 96 Löcher mit quadratischem Querschnitt entstehen, in welche die Szintillatoren eingesetzt und vorzugsweise durch Epoxidklebstoff befestigt werden.

In der bevorzugten Ausführungsform ist die Ausgangsfläche der Szintillatorarrayanordnung 802 geläppt, um eine flache polierte Oberfläche nach dem Einsetzen von Szintillatorelementen 170 zu erhalten.

Signalaufbereiter

Der Signalaufbereiter 810 wandelt vorzugsweise die 96 Ausgänge der PMT 416 in 96 Impulsreihen um, wobei jeder Impuls der Impulsreihe einem einzelnen Röntgenstrahlphoton entspricht, das bei dem entsprechenden Szintillatorelement 170 eintrifft. Der Signalaufbereiter 810 umfasst vorzugsweise 48 Schaltungsplatten 1343. Jede Schaltungsplatte 1343 umfasst zwei Sätze von Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830, wobei jede Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 ihren Ausgang zu einem entsprechenden Diskriminator 1832 leitet. Somit werden 96 Sätze von Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 und Diskriminatoren 1832 verwendet, wobei jeder Satz mit einem entsprechenden Photovervielfacherröhrenkanal gepaart ist. Der Signalaufbereiter 810 gibt 96 separate Impulsreihen für jeden Schritt des Elektronenstrahls aus. Diese Informationen werden als Teilbildpixelinformationen bezeichnet.

Die Signalaufbereitungsverstärker 1344 formen und verstärken die Teilbildpixelrohsignale von der Photovervielfacherröhre und geben eine Impulsreihe von Teilbildpixelsignalen zu den Strahlausrichtungs- und Bildrekonstruktionsplatten aus. Zum Ausgleich etwaiger Leistungsschwankungen zwischen den einzelnen Photovervielfacherröhrenkanälen wird ein separates Verstärkungssignal zu jeder der Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 gesendet. Dasselbe Schwellwertsignal wird jedoch zu jedem Diskriminator 1832 gesendet.

29 ist ein Schaltdiagramm einer bevorzugten Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830. Teilbildpixelrohsignale von einem einzigen Photovervielfacherröhrenkanal werden der Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 über eine Eingangsleitung 1834 eingegeben. Die Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 ist vorzugsweise wechselstromgekoppelt, um Abweichungsprobleme zu beseitigen. Die untere Grenzfrequenz der Wechselkopplung ist hoch, z. B. 30 Mhz, so dass der Impuls differenziert ist. Dadurch entfällt die Notwendigkeit, dass eine Gleichstromerhaltungsschaltung die Grundlinienreferenzspannung konstant hält, während die Impulsrate variiert. Klemmdioden 1848 stellen einen Spannungsschutz für die Verstärker innerhalb der Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 bereit.

Die Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 umfasst vorzugsweise drei Stufen einer Stromverstärkung. Die eingegebenen Teilbildpixelsignale werden durch einen Kopplungskondensator 1842 mit einem Verstärker 1836 der ersten Stufe mit fester Verstärkung gekoppelt. Der Ausgang des Verstärkers der ersten Stufe wird einem Verstärker 1840 der zweiten Stufe mit variabler Verstärkung zugeleitet, der Verstärkungssteuersignale empfängt, die über eine Eingangsleitung 1844 zugeleitet werden. Der Ausgang von dem Verstärker 1840 der zweiten Stufe mit variabler Verstärkung wird einem Verstärker 1838 der dritten Stufe mit fester Verstärkung zugeleitet, der eine verstärkte Teilbildpixelwellenform über eine Leitung 1846 zu dem Diskriminator sendet. Versorgungsspannungen von +5 V und –5 V werden zu jeder Verstärkerstufe innerhalb der Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 geleitet. Jede der 96 Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 funktioniert auf gleiche Weise, um Teilbildpixelrohsignale von ihrem entsprechenden Photovervielfacherröhrenkanal zu verarbeiten.

Unter Bezugnahme auf 30 digitalisiert der Diskriminator 1832 im Wesentlichen die Teilpixelinformationen durch Vergleichen der verstärkten Teilbildpixelwellenform von einer Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 mit einem Schwellwert, und Erzeugen eines hohen oder niederen Wertes, abhängig davon, ob der Schwellwert überschritten wird. Dieser hohe oder niedere Wert hängt davon ab, ob ein Röntgenstrahlphoton erfasst wurde oder nicht. 30 zeigt die bevorzugten Eingangs- und Ausgangsverbinder für jedes Paar von Diskriminatoren 1832, die auf einer einzigen Schaltungsplatte 1343 angeordnet sind. Die verstärkten Teilbildpixelwellenformen von zwei Sätzen von Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 sind über Eingangsleitungen 1846 und 1847 an die Diskriminatoren 1832 gekoppelt. Oberflächenmontierte Ferritperleninduktoren 1850 werden vorzugsweise zum Filtern von Rauschen aus den Eingangswellenformen verwendet. Digitalisierte Ausgangsimpulse von den Diskriminatoren 1832 werden über Ausgangsleitungen 1848 und 1849 ausgegeben.

31 ist ein Schaltdiagramm eines bevorzugten Diskriminators 1832. Die verstärkten Teilbildpixelwellenformen von der Signalaufbereitungsverstärkerschaltung 1830 werden über eine Eingangsleitung 1846 zu einem Komparator 1854 geleitet, der einen Ausgangsimpuls konstanter Amplitude unabhängig von der Amplitude seines Eingangs liefert. Das Schwellwertreferenzsignal, das zu dem Komparator 1854 über eine Eingangsleitung 1852 geleitet wird, ist vorzugsweise auf einen Wert eingestellt, der etwas höher als der Verstärkerausgangsgeräuschpegel ist, so dass es bei dem Geräuschpegel nicht triggert. Die Versorgungsspannungseingänge für den Komparator 1854 sind vorzugsweise bei +5 V und –5V eingestellt.

Der bevorzugte Komparator 1854, ein standardmäßiger LT1016 Komparator, der von Linear Technology erhältlich ist, dient sowohl als Komparator wie auch als Register. Der Komparator 1854 erzeugt einen eingeklinkten Ausgang, der vorzugsweise an eine Impulsdehnungsschaltung 1856 gekoppelt ist, die aus einer Schaltungsdiode, einem geerdeten Widerstand und einem Kondensator besteht. Die Impulsdehnungsschaltung 1856 ermöglicht dem Komparator, 1854 etwa 29 Nanosekunden breite Ausgangsimpulse zu erzeugen. Der Ausgangsimpuls von dem Komparator wird vorzugsweise einem durch zwei dividierenden Zähler 1858 zugeführt, um die Frequenz der Ausgangsimpulse zu verringern. Es gehen keine Informationen verloren, da aufeinanderfolgende Schaltungen die Flanken dieses gepulsten Ausganges zählen. Der gepulste Ausgang, der digitalisierte Teilbildpixelsignale enthält, wird von dem durch zwei dividierenden Zähler 1858 an die nächste Verarbeitungsstufe durch eine Ausgangsleitung 1848 ausgegeben. Jeder der 96 Diskriminatoren 1832 arbeitet auf gleiche Weise, um Teilbildpixelwellenformen von seinen entsprechenden Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 zu verarbeiten.

32 zeigt die DACs ("digital-analog converters"; Digital/Analog-Wandler), die vorzugsweise die Verstärkungs- und Schwellwertsteuersignale für den Signalaufbereiter 810 liefern. Die 12 Verstärkungssteuerungs-DACs 1860 empfangen jeweils serielle Steuerdaten vom Steuerungscomputer und geben insgesamt 96 parallele analoge Verstärkungssteuersignale durch 48 Schnittstellenverbinder 1862 (33) zu entsprechenden Signalaufbereitungsverstärkerschaltungen 1830 aus. Ein Schwellwertsteuer-DAC 1864 empfängt digitale Steuerdaten vom Steuerungscomputer und gibt ein einziges Schwellwertreferenzsignal aus, das zu allen 96 Diskriminatoren 1832 gesendet wird. Der Schwellwertsteuerungs-DAC 1864 leitet sein Ausgangsschwellwertreferenzsignal zu einem Pufferverstärker 1866 (34), der die Leistung zum Antreiben aller 96 Schwellwertreferenzeingänge zu den einzelnen Diskriminatoren 1832 bereitstellt.

35 zeigt die Verbinder 1868 zwischen dem Ausgang der Diskriminatoren 1832 und den Bildrekonstruktions- und Strahlausrichtungsschaltungsplatten.

Bildrekonstruktion mit Sub-Abtastung

Die gegenwärtig bevorzugte Bildrekonstruktionsmethode verwendet die Sub-Abtastungsmethode zur Verarbeitung der erfassten Informationen. Vorzugsweise wird die Sub-Abtastungsmethode in einem Umkehrgeometrie-Abtaströntgensystem verwendet, das ein Sub-Abtastverhältnis von 9 : 1 mit einem Multidetektorarray 822 verwendet, das 96 Detektorelemente enthält, die in einem Pseudokreis angeordnet sind.

36 ist ein Diagramm eines 12 mal 12 logischen Arrays 823 von Detektorelementen. Das logische Array enthält sowohl aktive Detektorräume 642 als auch inaktive Detektorräume 640. In der gegenwärtig bevorzugten Bildrekonstruktionsmethode enthalten die 96 aktiven Detektorelementräume jeweils ein Detektorelement und bilden ein aktives logisches Array 822, das die zentralen Räume eines 12 × 12 logischen Arrays einnimmt, die in einem symmetrischen Muster um die horizontale Mittellinie und die vertikale Mittellinie angeordnet sind. Die übrigen 48 logischen Detektorräume des Arrays sind inaktive Detektoren und enthalten vorzugsweise kein Detektorelement. In der bevorzugten Ausführungsform geben die inaktiven Detektorräume keine realen Informationen über das Objekt aus.

Zur Erzeugung eines Bildpixels werden die verarbeiteten Röntgenstrahlintensitätswerte, die vom Multidetektorarray 110 für jeden Röntgenmikrostrahl erfasst werden, der durch dieses Bildpixel IP geht, summiert und an einen Videomonitor ausgegeben. Zur Bildrekonstruktion unter Verwendung eines Sub-Abtastverhältnisses von 1 : 1 ist jedes logische Detektorelement des logischen Arrays imstande, Informationen über jedes Bildpixel in dem Objekt zu liefern. Zur Bildrekonstruktion unter Verwendung eines Sub-Abtastverhältnisses von x : 1, wobei x eine Zahl größer 1 ist, sind weniger als alle der logischen Detektorelemente imstande, Informationen über ein bestimmtes Bildpixel beizutragen. Die tatsächliche Anzahl, die fähig ist, Informationen zu liefern, hängt von dem besonderen gewählten Sub-Abtastungsverhältnis ab. Bei einem gegenwärtig bevorzugten Sub-Abtastungsverhältnis von 9 : 1 in der gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform liefern nur 16 logische Detektorelemente des logischen Arrays 823 aus 144 logischen Detektorelementen Informationen über ein bestimmtes Bildpixel.

In der Sub-Abtastungsmethode mit einem Sub-Abtastungsverhältnis von 9 : 1 enthält das logische Array 823 16 virtuelle Detektoren, z. B. 644, 646, 648 und 649. In dieser Ausführungsform enthalten die virtuellen Detektoren jeweils 9 logische Detektoren, die in einem 3 mal 3 Array angeordnet sind. Wenn als Alternative ein Sub-Abtastungsverhältnis von 4 : 1 verwendet wird, wären 36 virtuelle Detektoren vorhanden, die jeweils 4 logische Detektorelemente enthielten. Unter Verwendung eines Sub-Abtastungsverhältnisses von 1 : 1 wären 144 virtuelle Detektoren vorhanden, die jeweils 1 logisches Detektorelement enthielten.

Jedes der 16 logischen Detektorelemente, die zur Rekonstruktion eines einzigen Bildpixels unter Verwendung eines Sub-Abtastungsverhältnisses von 9 : 1 verwendet werden, ist vorzugsweise in verschiedenen virtuellen Detektoren angeordnet. In dieser Ausführungsform liefert jeder virtuelle Detektor Teilbildpixelinformationen für neun verschiedene Bildpixel. Vollständige Bildpixelinformationen werden erhalten, indem die Informationen von den logischen Detektoren in derselben virtuellen Arrayposition von allen 16 virtuellen Detektoren verknüpft werden.

Die gegenwärtig bevorzugte Bildrekonstruktionsmethode verwendet eine neuartige Kettenmethode. In der Kettenmethode gibt es eine Kette für jeden logischen Detektor in einem virtuellen Detektor. Unter Verwendung zum Beispiel des bevorzugten Sub-Abtastungsverhältnisses von 9 : 1 sind neun Ketten vorhanden. Unter Bezugnahme auf 36 wurde jede der virtuellen Arraypositionen der virtuellen Detektoren mit den Zahlen 1 bis 9 bezeichnet. Kette 1 enthält alle logischen Detektoren, denen die Zahl 1 zugeordnet ist. Kette 2 enthält alle logischen Detektoren, denen die Zahl 2 zugeordnet ist. Und so weiter. Jeder Reihe des logischen Arrays 823 ist von oben nach unten eine Zahl, 1 bis 12, zugeordnet. Jeder Spalte des logischen Arrays ist ein Alphazeichen, A bis M, von links nach rechts zugeordnet. Natürlich ist die Verwendung von rechts, links, oben und unten relativ und die besondere gewählte Ausrichtung dient nur der einfacheren Erklärung der Methode der Bildrekonstruktion.

37 ist ein Diagramm des Prozessablaufs, der in der Kettenmethode verwendet wird. Da die Kettenmethode für alle Ketten gleich ist, wird die Methode nur in Bezug auf Kette 1 ausführlich beschrieben.

Die Kette 1 besteht aus den folgenden logischen Detektoren, M1, J1, F1, C1, M4, J4, F4, C4, M7, J7, F7, C7, M10, J10, F10 und C10. Unter der Annahme, dass sich der Elektronenstrahl von links nach recht für jede Reihe und von oben nach unten bewegt und das Sub-Rbtastungsverhältnis 9 : 1 ist, ist unter Verwendung des bevorzugten Multidetektorarrays 110 das erste logische Detektorelement, das imstande ist, Informationen für ein bestimmtes Bildpixel zu empfangen, M10 (36). Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung (ein Loch rechts betrachtet von der Ausgangsfläche des Kollimators) angeordnet ist, ist der zweite logische Detektor, der imstande ist, Informationen über dasselbe Bildpixel zu empfangen, J10. und so weiter.

Unter erneuter Bezugnahme auf 37 werden die Teilpixelinformationen für jedes Bildpixel vorzugsweise für jede Kette nach der folgenden Methode verarbeitet. Die Methode wird zunächst gemäß der Ausführungsform beschrieben, in der jeder der logischen Detektoren aktiv ist und ein Sub-Abtastungsverhältnis von 9 : 1 gewählt ist, was zu einem Kollimator führt, der 167 Reihen und 167 Spalten enthält. Die Beschreibung beginnt, wenn der Elektronenstrahl hinter der Öffnung AP50,50 angeordnet ist. Zum Zwecke dieser Beschreibung ist das Bildpixel IP1 entlang den Achsen des Röntgenmikrostrahls angeordnet, der vom logischen Detektor M10 erfasst wird. Ferner, wenn der Elektronenstrahl als hinter einer bestimmten Öffnung angeordnet beschrieben wird, bedeutet dies, dass der Elektronenstrahl auf den Schnittpunkt der Zielschicht mit der Achse des Röntgenbündelstrahls gerichtet ist (die auf die Mitte des Multidetektorarrays gerichtet ist), die durch diese Öffnung gebildet wird.

Wenn der Elektronenstrahl hinter AP50,50 positioniert ist, wird der Sub-Zähler M10 auf Null zurückgestellt. Während der Elektronenstrahl hinter AP50,50 positioniert ist, werden die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor M10 erfasst werden, dem Sub-Zähler M10 eingegeben. Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP50,51, positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler M10 enthalten sind, zum Sub-Zähler J10 bewegt. Während der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP50,51 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor J10. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor J10 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler J10 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP50,52 positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler J10 enthalten sind, zum Sub-Zähler F10 bewegt. Während der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP50,52 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor F10. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor F10 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler F10 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP50,53 positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler F10 enthalten sind, zum Sub-Zähler C10 bewegt. Während der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP50,53 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor C10. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor C10 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler C10 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP50,54 positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler C10 enthalten sind, zu einem FIFO-Register bewegt. Der Grund dafür ist, dass wegen der Geometrie des bevorzugten Systems, wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP50,54 positioniert ist, kein Röntgenmikrostrahl durch IP1 geht und auf keinen logischen Detektor in dem Array trifft, bis der Elektronenstrahl zur nächsten Reihe bewegt wird. Gemäß dieser Ausführungsform geht kein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf keinen logischen Detektor, bis der Elektronenstrahl hinter AP51,50 positioniert ist.

Wenn der Elektronenstrahl hinter AP50,51 positioniert ist, wird der Sub-Zähler M7 mit den Teilbildpixelinformationen geladen, die im FIFO gespeichert sind, die dem Teilbildpixelinformationsausgang von C10 entsprechen. Während der Elektronenstrahl hinter AP51,50 positioniert ist, werden die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor M7 erfasst werden, zu dem Inhalt des Sub-Zählers M7 addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP51,51 positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler M7 enthalten sind, zum Sub-Zähler J7 bewegt. Während der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP51,51 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor J7. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor J7 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler J7 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP51,52 positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler J7 enthalten sind, zum Sub-Zähler F7 bewegt. Während der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP51,52 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor F7. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor F7 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler F7 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP51,53 positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler F7 enthalten sind, zum Sub-Zähler C7 bewegt. Während der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP51,53 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor C7. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor C7 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler C7 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP51,54 positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler C7 enthalten sind, zu einem FIFO-Register bewegt. Auch hier ist der Grund dafür, dass wegen der Geometrie des bevorzugten Systems, wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP51,54 positioniert ist, kein Röntgenmikrostrahl durch IP1 geht und auf keinen logischen Detektor in dem Array trifft. Gemäß dieser Ausführungsform geht kein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf keinen logischen Detektor, bis der Elektronenstrahl hinter AP52,50 positioniert ist.

Wenn der Elektronenstrahl hinter AP52,50 positioniert ist, wird der Sub-Zähler M4 mit den Informationen geladen, die im FIFO gespeichert sind, die dem Teilbildpixelinformationsausgang vom Sub-Zähler C7 entsprechen. Während der Elektronenstrahl hinter AP50,52 positioniert ist, werden die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor M4 erfasst werden, dem Sub-Zähler M4 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP52,51, positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler M4 enthalten sind, dem Sub-Zähler J4 eingegeben. Während der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP52,51 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor J4. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor J4 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler J4 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP52,52, positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler J4 enthalten sind, zum Sub-Zähler F4 bewegt. Während der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP52,52 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor F4. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor F4 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler F4 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP52,53, positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler F4 enthalten sind, zum Sub-Zähler C4 bewegt. Während der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP52,53 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor C4. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor C4 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler C4 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP52,54, positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler C4 enthalten sind, zu einem FIFO-Register bewegt. Auch hier ist der Grund dafür, dass wegen der Geometrie des bevorzugten Systems, wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP52,54 positioniert ist, kein Röntgenmikrostrahl durch IP1 geht und auf keinen logischen Detektor in dem Array trifft. Gemäß dieser Ausführungsform geht kein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf keinen logischen Detektor, bis der Elektronenstrahl hinter AP53,50 positioniert ist.

Wenn der Elektronenstrahl hinter AP53,50 positioniert ist, wird der Sub-Zähler M1 mit den Informationen geladen, die im FIFO gespeichert sind, die dem Teilbildpixelinformationsausgang von C4 entsprechen. Während der Elektronenstrahl hinter AP53,50 positioniert ist, werden die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor M1 erfasst werden, dem Sub-Zähler M1 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, RP53,51 positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler M1 enthalten sind, zum Sub-Zähler J1 bewegt. Während der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP53,51 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor J1. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor J1 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler J1 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP53,52, positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler J1 enthalten sind, zum Sub-Zähler F1 bewegt. Während der Elektronenstrahl hinter der nächsten gewählten Öffnung AP53,52 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor F1. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor F1 erfasst werden, werden dem Sub-Zähler F1 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP53,53, positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler F1 enthalten sind, zum Sub-Zähler C1 bewegt. Während der Elektronenstrahl hinter der nächsten, gewählten Öffnung AP53,53 positioniert ist, geht ein Röntgenmikrostrahl durch IP1 und trifft auf den logischen Detektor C1. Die Teilbildpixelinformationen, die von dem logischen Detektor Cl erfasst werden, werden dem Sub-Zähler C1 eingegeben und zu dessen Inhalt addiert.

Wenn der Elektronenstrahl hinter der nächsten Öffnung in derselben Kollimatorreihe, AP53,54, positioniert ist, werden die Informationen, die im Sub-Zähler C1 enthalten sind, an einen Monitor ausgegeben, wo die Informationen zur Anzeige verarbeitet werden können. Der Ausgang von C1 enthält vollständige Bildpixelinformationen für das Pixel IP1. Der Grund dafür ist, dass wegen der Geometrie des bevorzugten Systems keine anderen Öffnungen außer den zuvor genannten einen Röntgenmikrostrahl enthalten, der durch IP1 geht.

Gemäß der Kettenmethode werden gleichzeitig mit dem Sammeln der Informationen für IP1 in Kette 1 Informationen für IP2 in Kette 2 gesammelt. Die vollständigen Bildpixelinformationen für IP2 werden nach derselben Methode wie bei Kette 1 gesammelt, mit der Ausnahme, dass die logischen Detektoren für Kette 2 (L10, H10, E01, B10, L7, H7, E7, B7, L4, H4, E4, B4, L1, H1, E1 und B1) die Informationen sammeln und die Sub-Zähler L10, H10, E10, B10, L7, H7, E7, B7, L4, H4, E4, B4, L1, H1, E1 und B1 die Informationen verknüpfen, während der Elektronenstrahl hinter AP50,50, AP50,51 usw. angeordnet ist. Derselbe Prozess wird auch bei den entsprechenden Sub-Zählern und logischen Detektoren für die Ketten 3, 4, 5, 6, 7, 8 und 9 verwendet. Nachdem der Elektronenstrahl hinter der Öffnung AP53,53 angeordnet wurde, können somit vollständige Informationen für neun Bildpixel an einen Videomonitor zur Anzeige ausgegeben werden. Ebenso wird eine neue Kette 1, Kette 2, ..., und Kette 9 immer dann gestartet, wenn der Elektronenstrahl hinter einer neuen Öffnung angeordnet ist. Es sollte festgehalten werden, dass ein FIFO durch jeden Speichermechanismus ersetzt werden kann, der die Zwischenausgänge der Ketten speichern kann, bis die vollständigen Bildpixelinformationen gesammelt sind.

Wie in 36 dargestellt, sind vorzugsweise nur 96 der 144 logischen Detektoren aktiv. Zum Beispiel ist Kette 1 vorzugsweise mit 11 aktiven (J10, F10, C10, M7, J7, F7, C7, J4, F4, C4 und F1) und 5 inaktiven Detektorelementen (M10, M4, M1, J1 und C1) dargestellt. Da diese inaktiven Detektorelemente keine Informationen über das Bildpixel liefern, wird ein Nullwert in die entsprechenden Sub-Zähler eingegeben. Auch wenn, wie festgestellt wurde, bestimmt wird, dass die inaktiven logischen Detektoren niemals zum Sammeln von Bildpixelinformationen verwendet werden, muss ihnen kein tatsächlicher Detektor zugeordnet werden. Auf gleiche Weise geben die inaktiven logischen Detektoren für Kette 2 (jene außerhalb der aktiven Detektorarrayfläche 822) Nullwerte in ihre entsprechenden Sub-Zähler ein, und so weiter bei den anderen Ketten.

Wenn weniger als alle der logischen Detektoren aktiv sind, ist bevorzugt, die vollständigen Bildpixelinformationen zu normieren, um Differenzen in der Anzahl aktiver Detektorelemente in jeder Kette auszugleichen. Wie in Tabelle II dargestellt, kann die Anzahl aktiver Detektorelemente, die Eingangsdaten liefern, zwischen 10, 11 oder 12 schwanken, abhängig von der besonderen Kette. Die vollständigen Bildpixelinformationen von jeder der neun Ketten werden vorzugsweise normiert, indem die vollständigen Bildpixelinformationen durch die Anzahl aktiver Detektoren in dieser Kette dividiert werden und dann mit 12 multipliziert wird. TABELLE II KETTE ANZAHL AKTIVER ELEMENTE 1 11 2 10 3 11 4 10 5 12 6 10 7 11 8 10 9 11

Ausrichtung

Der Röntgenstrahl 40 in der Röntgenstrahlquelle 10 ist vorzugsweise präzise ausgerichtet, so dass er die Fläche auf der Zielschicht an dem exakten Punkt beleuchtet, wo die Achse des Kollimatorlochs die Zielschicht schneidet. Wenn kein Objekt zwischen dem Ziel 50 und dem Multidetektorarray 110 angeordnet ist, führt ein solcher präzise ausgerichteter Elektronenstrahl zu einer annähernd symmetrischen Verteilung der Röntgenstrahlintensität über der Fläche der Detektorelemente 160 des Multidetektorarrays 110 innerhalb des Pseudokreises 400. Ein Elektronenstrahl, der nicht so präzise ausgerichtet ist, kann eine nicht symmetrische Verteilung der Röntgenstrahlintensitäten über der Fläche der Detektorelemente 160 des Multidetektorarrays 110 erzeugen.

Die Ausrichtung des Elektronenstrahls hinter den Kollimatorlöchern erfolgt vorzugsweise in einem zweistufigen Prozess. Eine einleitende Ausrichtungsprozedur wird vorzugsweise durchgeführt, um die korrekte Positionierung des Elektronenstrahls 40 zu nähern. Auf die einleitende Ausrichtungsprozedur folgt vorzugsweise eine Feinausrichtungsprozedur, welche die Position der Mitte des Elektronenstrahlsprofil in Bezug auf die Kollimatorlöcher optimiert.

Der erste Schritt der bevorzugten einleitenden Ausrichtungsprozedur besteht aus der Positionierung der Elektronenstrahlen unter Verwendung von a priori Kenntnissen, die sich auf die physikalischen, elektrischen und magnetischen Eigenschaften des Abtastsystems beziehen. Der relative Abstand der Elektronenstrahlpositionen kann an diesem Punkt vernünftig korrigiert werden, nicht aber die absoluten Positionen der Elektronenstrahlen, wegen der Schwierigkeit das Elektronenstrahlpositionsarray zu den Kollimatorlöchern weiterzuschalten, und wegen der kleinen kumulativen Fehler. Daher wird vorzugsweise ein "Zitterbewegungsprozess" verwendet, wobei mehrere Messungen vorgenommen werden, indem kleine Einstellungen der Indexposition für ein gesamtes Array von Elektronenstrahlpositionen gemacht werden. Für gewöhnlich werden 25 Messungen dort vorgenommen, wo der Indexpunkt in einem 5 × 5 x-y-Gitter bewegt wird. Die Gesamtgröße des Gitters ist ungefähr der Zwischenraum eines Kollimatorlochs. Die Daten, die für jede Messung gesammelt werden, bestehen aus der Gesamtintensität, die von dem Multidetektorarray für jedes der Kollimatorlöcher gemessen wird.

Die für ein bestimmtes Kollimatorloch gesammelten Daten sind vorzugsweise ein Array von 25 Werten. Viele der Werte zeigen, dass ein geringer oder kein Röntgenstrahlfluss auf das Multidetektorarray aufgetroffen ist, aber einige zeigen, dass wenigstens ein Teil des Elektronenstrahls Röntgenstrahlen erzeugte, die auf das Multidetektorarray auftrafen. Eine ungefähre optimale Strahlpositionsstelle wird durch mathematisches Anpassen einer mehrdimensionalen Oberfläche an die beleuchteten Daten bestimmt.

Somit werden ungefähre optimale Strahlpositionen durch diese Prozedur bestimmt. Diese Positionen werden unter Verwendung der Feinausrichtungsmethode, die in der Folge beschrieben ist, verfeinert.

Zur Einleitung der Feinausrichtungsprozedur werden vorzugsweise die anfänglichen x-Ablenkungswerte und y-Ablenkungswerte für jede Kollimatoröffnung unter Verwendung der einleitenden Ausrichtungsprozedur, die zuvor beschrieben wurde, berechnet. Unter Verwendung dieser berechneten, anfänglichen Ablenkungswerte wird der Elektronenstrahl über das Ziel geführt, wobei er vorübergehend an jeder der berechneten Stellen stoppt, die den berechneten x- und y-Ablenkungswerten entsprechen. Die Teilbildpixelinformationen, die von jedem Detektorelement für jeden Röntgenbündelstrahl erhalten werden, der durch Stoppen an jeder berechneten Stelle erzeugt wird, werden auf eine gleichmäßige Verteilung der Röntgenstrahlintensität über mehrere Frames analysiert. (Eine vollständige Abtastung des Ziels wird als Frame bezeichnet). Wenn die Analyse zu einer Bestimmung führt, dass die Verteilung der Röntgenstrahlintensität nicht gleichmäßig ist, werden neue x-Ablenkungswerte und/oder y-Ablenkungswerte berechnet und die Ausrichtungsprozedur wird wiederholt, um eine optimale Verteilung zu garantieren.

Die bevorzugte Art einer Analyse der Verteilung des Röntgenstrahlflusses über die Fläche des Multidetektorarrays ist ein Vergleich der durchschnittlichen Intensität der Röntgenstrahlen, die durch ausgewählte Flächenbereiche der Fläche des Multidetektorarrays erfasst werden. Dies erfolgt vorzugsweise durch Teilen des bevorzugten Multidetektorarrays aus 96 Detektorelementen in acht Flächen, die im Wesentlichen dieselbe Anzahl von Detektorelementen umfassen.

38 ist ein repräsentatives Diagramm der Fläche des Multidetektorarrays geteilt in acht Flächenbereiche. Jeder der acht Flächenbereiche wird als "Oktant" bezeichnet. Die acht Oktanten sind als oberer rechter äußerer Oktant ("top right outer" – TRO) 1345, oberer rechter innerer Oktant ("top right inner" – TRI) 1346, oberer linker äußerer Oktant ("top left outer" – TLO) 1349, oberer linker innerer Oktant ("top left inner" – TLI) 1350, unterer rechter innerer Oktant ("bottom right inner" – BRI) 1347, unterer rechter äußerer Oktant ("bottom right outer" – BRO) 1348, unterer linker äußerer Oktant ("bottom left outer" – BLO) 1351 und unterer linker innerer Oktant ("bottom left inner" – BLI) 1352 bezeichnet.

In der bevorzugten Ausführungsform sind die 96 Detektorelemente 1339 gleichmäßig unter den acht Oktanten verteilt. Daher enthält jeder Oktant 12 Detektorelemente 1339. Es wird jedoch in Betracht gezogen, dass andere Anordnungen in der vorliegenden Erfindung verwendet werden können. Zum Beispiel könnte eine alternative Anordnung aus 13 Detektorelementen 1339 bestehen, die jedem inneren Oktanten zugeordnet sind, mit 11 Detektorelementen 1339, die jedem äußeren Oktanten zugeordnet sind.

Die Strahlausrichtungsberechnungen werden vorzugsweise separat für die x-Achse 1662 und die y-Achse 1660 durchgeführt. Die bevorzugte Abfolge von Schritten zur Bestimmung der richtigen Strahlausrichtung entlang der y-Achse 1660 ist wie folgt. Der Prozess beginnt, wenn ein Röntgenbündelstrahl von einer einzigen Kollimatoröffnung auf die Szintillatorelemente des Multidetektorarrays 110 trifft.

Die Gesamtintensitätswerte für jeden Oktanten werden durch Zählen der Anzahl von Röntgenstrahlphotonen summiert, die von jedem Detektorelement 1339 empfangen werden, das jedem Oktanten zugeordnet ist. Zum Beispiel ist bei einer willkürlichen Wahl der Variablen V zur Bezeichnung der Summe der Photonenzählungen in einer bestimmten Fläche VTRO die Summe aller Photonenzählungen im TRO-Oktanten 1345. Ebenso ist VTRI die Summe für den TRI-Oktanten 1346, VTLO für den TLO-Oktanten 1349, VTLI für den TLI-Oktanten 1350, VBLO für den BLO-Oktanten 1351, VBLI für den BLI-Oktanten 1352, VBRI für den BRI-Oktanten 1347, und VBLO für den BLO-Oktanten 1348. Die Intensitätswerte für jeden Oktanten, für jeden Röntgenbündelstrahl von jeder Kollimatoröffnung für jeden einer vorbestimmten Anzahl aufeinanderfolgender Frames wird akkumuliert. Die gegenwärtig bevorzugte Ausführungsform verwendet die Oktantenwerte von 100 bis 120 Frames zur Ausführung der Strahlberechnungen. Somit gibt es insgesamt acht Oktantenwerte für jede Strahl/Öffnungs-Kombination.

Die akkumulierten Werte für die Oktanten in der oberen und unteren Hälfte des PMT-Arrays werden dann separat summiert. Somit ist der akkumulierte Wert der oberen Oktanten Voben = VTRO + TTRI + VTLI + VTLO. Die akkumulierten unteren Oktanten sind Vunten = VBRO + VBRI + VBLI + VBLO.

Danach wird der akkumulierte Wert der oberen Oktanten mit dem akkumulierten Wert der unteren Oktanten verglichen. Dieser Vergleich ergibt einen y-Achsen-Ausrichtungsfaktor (AFy-Achse), der ein Maß für die Genauigkeit der Röntgenstrahlausrichtung in Bezug auf die besondere Öffnung entlang der y-Achse ist. Die Formel zur Bestimmung von AFy-Achse ist

Wenn der Elektronenstrahl richtig mit der analysierten Öffnung entlang der y-Achse ausgerichtet ist, sollten die akkumulierten Intensitätswerte für die oberen und die unteren Oktanten gleich sein. Wenn daher Voben gleich Vunten ist, gilt AFy-Achse = 0, und der Strahl ist richtig entlang der y-Achse für die analysierte Öffnung ausgerichtet.

Wenn der Elektronenstrahl so positioniert ist, dass die obere Hälfte des Multidetektorarrays begünstigt ist, ist Voben größer als Vunten. Dies ergibt AFy-Achse. Wenn der Elektronenstrahl so positioniert ist, dass die untere Hälfte des Multidetektorarrays begünstigt ist, ist Voben kleiner als Vunten. Dies ergibt AFy-Achse < 0. Der Wert von Ay-Achse gibt im Allgemeinen die Größe an, die der y-Ablenkungswert geändert werden sollte, um die Ausrichtung zu optimieren.

Die Methode zur Bestimmung der optimalen Elektronenstrahlausrichtung entlang der x-Achse ist ähnlich. Für diese Berechnung werden die akkumulierten Werte für die linken und rechten Oktanten separat summiert. Somit ist der akkumulierte Wert der rechten Oktanten Vrechts = VTRO + VTRI + VBRO + VBRI. Der akkumulierte Wert der linken Oktanten ist Vlinks = VTLO + VTLI + VBLO + VBLI. Die Formel zur Bestimmung des x-Achsen-Ausrichtungsfaktors (AFx_Achse) ist:

Berechnungen, die annähernd identisch mit jenen sind, die für die y-Achsenausrichtung verwendet werden, werden zur Bestimmung der optimalen Ausrichtung des Elektronenstrahls entlang der x-Achse verwendet.

Die x-Achsen- und y-Achsen-Ausrichtungsfaktoren werden zum Steuerungscomputer 890 gesendet. Der Steuerungscomputer 890 verarbeitet diese Ausrichtungsfaktoren zur Bestimmung des Korrekturausmaßes, das an der Röntgenstrahlquelle 798 erforderlich ist, um den Röntgenbündelstrahl optimal auszurichten. Der Steuerungscomputer 890 aktualisiert dann die Strahlablenkungsverweistabellen 918.

Durch Einstellen der Positionierung des Elektronenstrahls an dem Ziel 1250 werden Röntgenstrahlen von dem Ziel an einer anderen Position relativ zu der Kollimatorgitteröffnung emittiert. Der Röntgenbündelstrahl, der durch die Kollimatorgitteröffnung geht, würde dann das Multidetektorarray an einer korrigierten, optimal ausgerichteten Position beleuchten.

Diese Ausrichtung kann immer dann durchgeführt werden, wenn das System aktiviert wird, zu im Voraus eingestellten Intervallen oder kontinuierlich.

Während die vorangehende Besprechung Ausrichtungsberechnungen entlang der x- und y-Achsen untersucht, werden andere Oktantberechnungsmethoden ebenso als im Umfang dieses Aspekts der Erfindung liegend erachtet. Zum Beispiel können Winkelausrichtungsberechnungen durchgeführt werden, indem der akkumulierte Wert der oberen rechten Oktanten mit den Werten der unteren linken Oktanten verglichen werden und die oberen linken Oktanten mit den unteren rechten Oktanten.

Strahlausrichtungsextraktor und Bildrekonstruktionsmaschine

39 ist ein Blockdiagramm der Schaltung für den Strahlausrichtungsextraktor und die Bildrekonstruktionsmaschine. Die Ausgangssignale des Signalaufbereiters 810 werden über Verbinder 1655 dem Strahlausrichtungsextraktor eingegeben.

Die aufbereiteten Teilbildpixelsignale von jedem Detektorelement für jeden Schritt des Elektronenstrahls werden RTE-Oktantenzählern 1354 eingegeben. Es gibt vorzugsweise acht RTE-Oktantenzähler. Jeder der Oktantenzähler empfängt die aufbereiteten Teilbildpixelsignale von einem der acht Oktanten. Jeder RTE-Oktantenzähler 1354 teilt die aufbereiteten Teilbildpixelsignale in zwei im Wesentlichen identische Signale. Ein Satz der aufbereiteten Teilbildpixelsignale wird zur Analyse der optimalen Ausrichtung des Elektronenstrahls verwendet. Der andere Satz wird zu der Bildrekonstruktionsmaschine übertragen, wo er schließlich zur Rekonstruktion des Bildes des untersuchten Objekts verwendet wird.

Jeder RTE-Oktantenzähler 1354 verarbeitet dann die eingegebenen aufbereiteten Bildpixelsignale, um eine Gesamtphotonenzählung für seinen entsprechenden Oktanten zu erhalten. Die RTE-Oktantenzähler 1354 übertragen dann die Gesamtphotonensumme für jeden Oktanten in sequenzieller Reihenfolge zu dem Frame-Summierungs-Chip 1357. Dieser Prozess wird gesteuert und Ausgänge an den Frame-Summierungs-Chip werden durch Steuersignale freigegeben, die den RTE-Oktantenzählern 1354 von der Verstärkungs- und Ausrichtungsmaschine 1674 übermittelt werden.

Der Frame-Summierungs-Chip 1357 ist eine arithmetische logische Einheit ("arithmetic logic unit" – ALU). Für jede Photonenzählung, die vom RTE-Oktantenzähler 1354 eingegeben wird, gibt der Frame-Summierungs-Chip 1357 auch einen akkumulierten Oktantenwert vom Verstärkungs- und Ausrichtungsspeicher 1678 ein. Dieser akkumulierte Oktantenwert entspricht der Summe der Photonenzählungen von einem oder mehreren vorangehenden Frames für denselben Oktanten oder für dieselbe Öffnung an dem Kollimator, die zur Erzeugung der vorliegenden Photonenzählung beleuchtet wurde. Der Frame-Summierungs-Chip 1357 addiert die Photonenzählung zu dem akkumulierten Oktantenwert, um einen neuen Oktantenwert zu erzeugen, der dann im Verstärkungs- und Ausrichtungsspeicher 1678 gespeichert wird.

Die Verstärkungs- und Ausrichtungsmaschine 1674 steuert den Betrieb der Oktantenzähler 1354, des Frame-Summierungs-Chips 1357 und des Verstärkungs- und Ausrichtungsspeichers 1678. Nachdem etwa 100 bis 120 Frames an Informationen im Verstärkungs- und Ausrichtungsspeicher 1678 gesammelt wurden, übermittelt die Verstärkungs- und Ausrichtungsmaschine 1674 Anweisungen an den Verstärkungs- und Ausrichtungsspeicher 1678, die Strahlausrichtungsinformationen auszugeben, die durch Sender-Empfänger 1704 und 1706 zu den RTE-Ausgangsschaltungen 818 übertragen werden.

Die Kettenzähler 1372 geben Teilbildpixelsignale von den RTE-Oktantenzählern 1354 ein. Die Kettenzähler 1372 verarbeiten Teilbildpixelwerte zur Rekonstruktion von Datenwerten für vollständige Bildpixel, wie ausführlicher in der ausführlichen Beschreibung von 37 erklärt wird.

Während des Bildrekonstruktionsprozesses werden teilweise konstruierte Bildpixelwerte von den Kettenzählern 1372 in den Reihen-FIFO-Chips 1702 (FIFO – "First in First out") gespeichert. Nachdem 166 Elemente von Teilbildpixelwerten in einen Reihen-FIFO-Chip 1702 eingegeben wurden, bewirkt jedes folgende Element in diesem Reihen-FIFO-Chip 1702, dass der Reihen-FIFO-Chip 1702 den zu diesem Zeitpunkt am frühesten gespeicherten Kettendatenwert zu den Kettenzählern 1372 zurück überträgt. Der Reihen-FIFO 1702 empfängt Taktsignale von RTE-Steuerchips.

Die Kettenzähler 1372 übertragen Datenwerte für vollständige Bildpixel zu dem Normierungs-PROM 1692. Der Normierungs-PROM stellt diesen Datenwert auf der Basis der Anzahl aktiver Detektorelemente ein, die Teilbildpixelinformationen für dieses Bildpixel liefern (dies wird ausführlicher in Verbindung mit der ausführlichen Besprechung von 37 beschrieben). Der Normierungs-PROM 1692 empfängt Steuersignale von der Bildrekonstruktionssteuerung 1696 durch eine elektrische Verbindung 1768.

Der Normierungs-PROM 1692 gibt normierte Bildpixelinformationen an die Ausgabe-FIFOs 1700 durch eine elektrische Verbindung 1746 aus. Drei Reihen normierter Bildpixelinformationen werden in den Ausgabe-FIFOs 1700 gespeichert, bevor die normierten Bildpixeldaten zu der RTE-Ausgangsschaltung übertragen werden.

Die normierten Bildpixelinformationen vom Normierungs-PROM 1692 werden auch in die Bildspeichereinheit 1694 eingegeben. Die normierten Bildpixelinformationen für das gesamte Bild werden in der Bildspeichereinheit 1694 gespeichert und richtig gereiht. Der Steuerungscomputer kann auf diese Bilddaten durch den Sender-Empfänger 1698 zugreifen.

Die Bildrekonstruktionssteuerung überträgt die Steuersignale, welche die Komponenten der Bildrekonstruktionsmaschine betreiben. Steuer- und Adressiersignale werden der Bildspeichereinheit 1694 auf elektrischen Verbindungen 1758 und 1756 übermittelt. Steuersignale werden über die elektrische Verbindung 1768 zum Normierungs-PROM gesendet. Die Bildrekonstruktionssteuerung 1696 übermittelt Steuersignale über die elektrische Verbindung 1724 zu den Kettenzählern 1372.

Steuerinformationen vom Steuerungscomputer 890 werden dem Echtzeitsensor durch die RTE-Eingangsschaltung 1620 eingegeben, die Lichtimpulse von faseroptischen Hochgeschwindigkeitskabel 824 empfängt. Die RTE-Eingangsschaltung 1620 umfasst einen Lichtdetektor und eine Schaltung, welche die Lichtimpulse erfasst und zu elektrischen Signalen demoduliert, welche die Steuerinformationen vom Steuerungscomputer 890 enthalten. Die Steuerinformationen werden von der RTE-Eingangsschaltung 1620 zu den RTE-Steuer-Chips 1690 durch eine elektrische Verbindung 1714 gesendet.

Die RTE-Steuer-Chips 1690 senden Taktsignale über eine elektrische Busverbindung 1710 zu der RTE-Schaltung. Die RTE-Steuer-Chips 1690 senden Steuersignale über eine elektrische Busverbindung 1760 zu der RTE-Schaltung.

Die RTE-Ausgangsschaltung 818 sendet Bildrekonstruktions- und Verstärkungs- und Ausrichtungsinformationen über ein faseroptisches Hochgeschwindigkeitskabel 826 zu dem Steuerungscomputer 890. Die RTE-Ausgangsschaltung 818 umfasst eine LED hoher Strahldichte und eine Schaltung, die elektrische Signale in Lichtimpulse umwandelt.

Unter Bezugnahme auf 40 ist ein ausführliches Diagramm der RTE-Eingangsschaltung 1620 dargestellt. Die RTE-Eingangsschaltung 1620 empfängt Lichtimpulse vom rechten Sender 880. Lichtimpulse werden vom faseroptischen Empfänger 1612 erfasst und in ein elektrisches Signal umgewandelt. Das elektrische Signal wird durch Schaltungen 1622 und 1624 gefiltert und geformt. Das elektrische Signal wird dann in einen Taxi-Chip 1614 eingegeben, ein standardmäßiger AM7969 Chip, der von AMD Corp. erhältlich ist, der als seriell-parallel Wandler dient. Das elektrische Eingangssignal hat notwendigerweise auf Grund seiner Übertragung durch ein faseroptisches Kabel ein serielles Format. Vier Bits von Steuersignalen und acht Bits von Datensignalen werden vom Taxi-Chip 1614 ausgegeben. Während die vorliegende Beschreibung von 40 die RTE-Eingangsschaltung 1620 des Datenempfängers 812 betrifft, gibt es eine ähnliche Schaltung für andere Komponenten der vorliegenden Erfindung, die Lichtimpulse durch faseroptische Kabel empfängt.

Eine Phasenregelkreis- ("phase locked loop" – PLL) Schaltung 1629, die im Datenempfänger 812 angeordnet ist, empfängt ein 12,5 MhZ Mastertaktsignal, das in der programmierbaren Abtaststeuerung 920 (22) erzeugt wird, und regelt auf dieses ein. Dieses Mastertaktsignal treibt sowohl den Taxi-Chip 1614 im Datenempfänger 812 als auch den Taxi-Chip 1602 im Datensender 818 an, um einen Ausgang bei einer Taktrate von 12,5 Mhz zu erzeugen. MC88915 Taktverdoppler 1628, 1630 und 1632 werden zum Vervierfachen des 12,5 MHz Taktsignals auf eine 50 Mhz Frequenz verwendet. Eine Taktgeberschaltung 1626 verwendet diesen 50 Mhz Takt zum Synchronisieren des Taxi-Chips 1614 mit den anderen Komponenten des Strahlausrichtungsextraktors und der Bildrekonstruktionsschaltung. Die Taktgeberschaltung 1626 erzeugt ein Datenbestätigungssignal, das über eine elektrische Verbindung 1636 übertragen wird. Die Taktgeberschaltung 1626 erzeugt ein Steuerungsbestätigungssignal, das über eine elektrische Verbindung 1634 übertragen wird.

41 zeigt die RTE-Ausgangsschaltung 818, die auch als rechter Datensender bezeichnet wird. Ein Taxi-Chip 1602 ist ein weiterer standardmäßiger AM7968 Chip, der von AMD Corp. erhältlich ist, der auch als parallel-seriell Wandler dient. Parallele Datenbits vor der Bildrekonstruktionsmaschine und dem Strahlausrichtungsextraktor werden in den Taxi-Chip 1602 eingegeben, der ein serielles Datensignal ausgibt. Dieses serielle Datensignal wird dann von der Aufbereitungsschaltung 1610 geformt. Das Ausgangssignal von der Aufbereitungsschaltung 1610 wird zu dem faseroptischen Sender 1604 gesendet, der das serielle Datensignal unter Verwendung einer LED hoher Strahlendichte in Lichtimpulse umwandelt. Die Lichtimpulse werden durch ein faseroptisches Hochgeschwindigkeitskabel 826 zu einem Datenempfänger 880 gesendet. Während die vorliegende Beschreibung von 41 die RTE-Ausgangsschaltung 1620 des Echtzeitsensors betrifft, gibt es eine ähnliche Schaltung für andere Komponenten der vorliegenden Erfindung, die Lichtimpulse durch faseroptische Kabel überträgt.

42 ist ein Schaltdiagramm der RTE-Steuer-Chips 1690, die im Datenempfänger 812 angeordnet sind. Informationen vom Steuerungscomputer 890, die über die RTE-Eingangsschaltung 1620 erhalten werden, werden zu den verschiedenen Komponenten des Multidetektorarrays durch die RTE-Steuer-Chips 1690 verteilt, von welchen jeder ein MACH435 programmierbarer IC-Chip ist, erhältlich von AMD Corp. Datenausgänge vom RTE-Eingangs-Taxi-Chip 1614 werden in die RTE-Steuer-Chips über eine elektrische 8-Bit-Verbindung 1616 eingegeben. Steuerinformationsausgänge vom RTE-Eingangs-Taxi-Chip 1614 werden in die RTE-Steuer-Chips über eine elektrische 4-Bit-Verbindung 1616 eingegeben.

Ein Datenerfassungssteuer-Chip 1638 verteilt Steuerinformationen, die sich auf die Auswahl von Daten beziehen, die von den Komponenten des Multidetektorarrays 822 erfast und verarbeitet werden. Ein Hostspeichersteuer-Chip 1642 übermittelt Anweisungen zu der Bildspeichereinheit 1694 und der Verstärkungs- und Ausrichtungsspeichereinheit 1678. Ein Taktsteuer-Chip 1640 übermittelt Takt- und Diagnosesignale zu der Schaltung des Strahlausrichtungsextraktors und der Bildrekonstruktionsmaschine. Die Taktsteuersignale für den Signalaufbereiter 1510 (33) werden von dem Taktsteuer-Chip 1640 durch eine Verbindung 1646 ausgegeben. 1 Kbyte nichtflüchtiger Speicher 1644 speichert Kalibrierungsinformationen für die Schaltung des Strahlausrichtungsextraktors und der Bildrekonstruktionsmaschine.

Unter Bezugnahme auf 43 bilden vier Verbinder 1650, 1652, 1654 und 1656 die Sensorverbindungen 1655 zwischen dem Signalaufbereiter 810 und den RTE-Oktantenzählern 1354. Nach der Signalaufbereitung verbinden Signale von jedem der 96 PMT-Detektorelemente 1339 die RTE-Oktantenzähler 1354 über eine von 96 elektrischen Verbindungen auf den vier Verbindern 1650, 1652, 1654 und 1656.

44A und B sind Diagramme der bevorzugten Oktantenzähler 1354. Acht solcher Oktantenzähler 1354 werden im Echtzeitsensor verwendet. Jeder Oktantenzähler 1354 umfasst vorzugsweise einen ISP1032TQ Gitter-IC-Chip. Der Oktantenzähler 1303A verarbeitet die Eingänge von den Photokathodenelementen 1339, die dem TLO-Oktanten zugeordnet sind. Ebenso verarbeitet der Oktantenzähler 1303B die Eingänge für den TRO-Oktanten, der Oktantenzähler 1303C für den TLI-Oktanten, der Oktantenzähler 1303D für den TRI-Oktanten, der Oktantenzähler 1303E für den BLO-Oktanten, der Oktantenzähler 1303F für den BRO-Oktanten, der Oktantenzähler 1303G für den BLI-Oktanten und der Oktantenzähler 1303H für den BRI-Oktanten.

Jeder Oktantenzähler 1354 enthält Dateneingangsverbindungen für jedes der 12 PMT-Photokathodenelemente 1339, die vorzugsweise jedem Oktanten zugeordnet sind. Beim Erfassen von Lichtphotonen durch ein PMT-Photokathodenelement 1339 wird ein elektrisches Signal zu seinem entsprechenden Oktantenzähler 1354 gesendet. Für den Röntgenbündelstrahl, der durch eine einzige Kollimatoröffnung geht, erzeugt jeder der acht Oktantenzähler 1354 einen 9-Bit-Wert, der die Intensitätsdaten von allen 12 PMT-Photokathodenelementen 1339 enthält, die jedem Oktanten zugeordnet sind.

45 zeigt den Frame-Summierungs-Chip 1357, der eine arithmetische logische Einheit ("ALU") ist und vorzugsweise ein L4C381JC26A IC-Chip ist, der von Logic Devices, Inc., erhältlich ist. Der 9-Bit-Ausgang von jedem Oktantenzähler 1354 wird durch eine Verbindung 1356 in den Frame-Summierungs-Chip 1357 eingegeben. Der Frame-Summierungs-Chip 1357 verarbeitet acht Zahlen für jede Kollimatoröffnung. Für jedes folgende Frame summiert der Frame-Summierungs-Chip 1357 die entsprechenden Werte für denselben Oktanten für dieselbe Öffnung von den vorangehenden Frames. In der bevorzugten Ausführungsform werden die Oktantenwerte für 100 bis 120 Frames addiert, um die Daten zu konstruieren, die zur Röntgenstrahlausrichtung verwendet werden.

46 zeigt die Verstärkungs- und Ausrichtungsmaschine 1674, die vorzugsweise ein MACH435-IC-Chip ist, der von AMD Corp. erhältlich ist. Die Verstärkungs- und Ausrichtungsmaschine 1674 bestimmt die Elemente von Strahlausrichtungsdaten, die zu verarbeiten sind, und die Art der Verarbeitung, die für dieses Datenelement vorgesehen ist. Zusätzlich steuert die Verstärkungs- und Ausrichtungsmaschine 1674 die Taktgebung der Komponenten innerhalb des Strahlausrichtungsextraktors 816.

47 ist ein Diagramm, das die Verstärkungs- und Ausrichtungsspeicher-Chips 1678 zeigt, die aus vier 1-Mbyte SRAM-Speicher-Chips 1664, 1666, 1668 und 1670 bestehen, die jeweils von Hitachi Corporation unter der Modellnummer MM624256AJP-20 erhältlich sind. Für jedes Frame werden acht Werte für jede Kollimatoröffnung erfasst. Diese Werte werde im Verstärkungs- und Ausrichtungsspeicher 1678 gespeichert, nachdem sie vom Frame-Summierungs-Chip 1357 verarbeitet wurden. Nach 100 bis 120 Frames greift der Steuerungscomputer vorzugsweise auf die Daten zu, die im Verstärkungs- und Ausrichtungsspeicher 1678 gespeichert sind, und verarbeitet diese, um die Ausrichtung des Röntgenstrahls zu korrigieren.

48A bis I sind Diagramme von Kettenzählern 1372 für die Ketten eins bis neun. Neun solche Kettenzähler werden in der Bildrekonstruktionsschaltung verwendet, von welcher jeder vorzugsweise zwei Gatearrays 1680 und 1682 umfasst, vorzugsweise IC-Teilenummer ISP1032TQ, erhältlich von Lattice Corp. Jeder Kettenzähler 1372 enthält insgesamt 16 Sub-Zähler, wobei jedes Gatearray 1680 und 1682 8 einzelne Sub-Zähler enthält. Da es insgesamt neun Kettenzähler 1372 gibt und jeder Kettenzähler 1372 8 einzelne Sub-Zähler enthält, ist die Gesamtanzahl der einzelnen Sub-Zähler 144. Da alle neun Kettenzähler 1372 gleich funktionieren, wird nur der Kettenzähler 47A für Kette Eins ausführlich besprochen.

Unter erneuter Bezugnahme auf 36 sind die Eingänge des Detektorelements für Kette Eins mit "1" markiert. Da nur die 96 Elemente innerhalb des mittleren Pseudokreises 1780 aktiven Detektorelementen entsprechen, sind die Eingänge, die den aktiven Detektorelementen für Kette Eins zugeordnet sind, Element F1, J4, F4, C4, M7, J7, F7, C7, J10, F10 und C10. Unter Bezugnahme auf 48A ist die Datenverbindung 1782 am Kettenzähler 1372 dem Eingang vom aktiven Detektorelement F1 zugeordnet. Die Datenverbindungen 1784, 1786, 1788, 1790, 1792, 1794, 1796, 1798, 1800 und 1802 sind den aktiven Detektorelementen J4, F4, C4, M7, J7, F7, C7, J10, F10 beziehungsweise C10 zugeordnet. Die Eingänge von den Elementen M1, J1, C1, M4 und M10 entsprechen den inaktiven Detektorelementen für Kettenzähler Eins. Daher sind alle Datenverbindungen 1804, 1806, 1808, 1810 und 1812, die den inaktiven Detektorelementen M1, J1, C1, M4 beziehungsweise M10 entsprechen, mit der Erde verbunden.

Jeder der anderen Kettenzähler ist auf gleiche Weise seinem entsprechenden aktiven beziehungsweise inaktiven Detektorelement zugeordnet. 36 zeigt die 144 logischen Detektorelemente und die Kettenzählernummer, der sie zugeordnet sind.

48A zeigt auch einen Reihen-FIFO- (First in First out") Chip 1702, vorzugsweise Teilenummer CY7C441-14VC, erhältlich von Cypress Semiconductor. Die RTE-Bildrekonstruktionsschaltung besteht aus neuen Reihen-FIFOs, wobei jeder Reihen-FIFO 1702 mit einem entsprechenden Kettenzähler 1372 gepaart ist. Teilbildpixelwerte vom Kettenzähler 1372 werden in den Reihen-FIFO 1702 eingegeben, wenn der Kettenzähler Daten vom Multidetektorarray erfasst. Nach Eingabe des 166. Kettenzähler-Datenwertes in den Reihen-FIFO 1702 bewirkt jeder folgende Datenwert, dass der Reihen-FIFO 1702 einen Datenwert, der 166 Zählung zuvor gespeichert wurde, an seinen entsprechenden Kettenzähler 1372 zurückleitet. Die Datenwerte werden zu dem Kettenzähler 1372 zurückgeleitet, um mit neuen Datenwerten summiert zu werden, die für dasselbe Bildpixel erfasst wurden.

49 zeigt den Normierungs-PROM 1692, der vorzugsweise eine CY7C235A-18JC Cypress Halbleitereinheit ist. Wie zuvor erklärt, ist jeder Kettenzähler 1372 16 logischen Detektorelementen auf einem 12 mal 12 Array logischer Detektorelemente zugeordnet. Jeder Kettenzähler 1372 kann jedoch bedeutsame Eingangsdaten von nur einem der 96 aktiven Detektorelemente erhalten, die das mittlere pseudokreisförmige Array bilden. Wie in 36 dargestellt, kann die Anzahl aktiver Detektorelemente, die Eingangdaten bereitstellen, 10, 11 oder 12 sein, abhängig von dem besonderen Kettenzähler. Der Normierungs-PROM 1692 normiert die Ausgänge von den neun Kettenzählern 1372 durch Berechnen der richtigen Ausgangswerte auf der Basis der Anzahl aktiver Eingabe-Detektorelemente für jede Kette.

50 zeigt die Bildrekonstruktionssteuerung 1696. Die Bildrekonstruktionssteuerung 1696 dient als der "Motor" innerhalb der Bildrekonstruktionsmaschine 814. Die Bildrekonstruktionssteuerung 1696 steuert die Taktgebung und den Betrieb der Kettenzähler 1372. Die Bildrekonstruktionssteuerung 1696 ist die Komponente, die sowohl die Ketten als auch die einzelnen Bildpixel, die rekonstruiert werden, verfolgt. Die Bildrekonstruktionssteuerung 1696 steuert auch den Betrieb der Bildspeichereinheit 1694.

47 zeigt die Bildspeichereinheit 1694, die vorzugsweise aus zwei herkömmlichen 1-Mbyte MM624256AJP-20 SRAM-Chips 1816 und 1818 besteht. Der normierte Pixeldatenausgang vom Normierungs-PROM wird der Bildspeichereinheit 1694 durch eine elektrische Verbindung 1718 eingegeben. Die Bildspeichereinheit 1694 verknüpft die Pixeldaten für das gesamte Bild und reiht sie richtig.

51 ist ein Diagramm der Ausgabe-FIFOs 1700. Die Ausgabe-FIFOs 1700 umfassen vorzugsweise drei CY7C453-14JC-Vorrichtungen 1820, 1822 und 1824. Die Ausgabe-FIFOs 1700 speichern drei Reihen von Pixeldaten, bevor sie diese Daten in Frame-Reihenfolge durch die RTE-Ausgangsschaltung 818 ausgeben. Die Ausgabe-FIFOs 1700 funktionieren auf diese Weise, da eine vollendete Abtastung einer Kollimatoröffnungsreihe in der Fertigstellung von drei Reihen von Bildpixeln resultiert. Die Pixeldaten werden kontinuierlich vom Normierungs-PROM 1692 eingegeben, bis die drei Reihen von Pixeldaten gespeichert sind.

52 zeigt die Ausgabe-FIFO-Steuerung 1814. Die Ausgabe-FIFO-Steuerung 1814 besteht aus einem Gitter-Chip, der unter der Modellnummer MACH435 IC-Chip von AMD Corp. erhältlich ist. Die Ausgabe-FIFO-Steuerung 1814 steuert den Betrieb der drei Ausgabe-FIFOs 1700.

Detektorsteuerung

Die Detektorsteuerung 805 (21) für die Detektoren 822 und 1522 empfängt Bildpixeldaten und Strahlausrichtungsdaten von den Detektoren und sendet Steuerinformationen zu den Detektoren. Der rechte Empfänger 880 empfängt optisch Bildpixeldaten und Strahlausrichtungsdaten vom rechten Detektor 822 durch ein faseroptisches Hochgeschwindigkeitskabel 826. Folglich enthält der rechte Empfänger 880 die Lichtsignal/elektrisches Signal-Umwandlungsschaltung, die ausführlicher in Verbindung mit 40 beschrieben ist. Der linke Empfänger 846 arbeitet auf ähnliche Weise, um Bildpixeldaten und Strahlausrichtungsdaten vom linken Detektor 1522 zu empfangen.

Der rechte Sender 886 sendet optisch Schwellwert- und Verstärkungssteuerdaten durch ein faseroptisches Kabel 824 zu dem rechten Datenempfänger 812. Folglich enthält die Strahlsteuerungsschnittstelle 794 die elektrisch/Licht-Umwandlungsschaltung, die ausführlicher in Verbindung mit 41 beschrieben ist. Der rechte Sender 886 empfängt auch Synchronisierungssignale von der Strahlablenkungsverweistabelle 918 (25). Der linke Sender 848 arbeitet auf ähnliche Weise zur Übermittlung von Steuersignalen zu dem linken Detektor 1522.

53 ist ein Schaltdiagramm der bevorzugten Steuerungslogik für die Detektorsteuerung 805. Eine Steuer-PAL 1870, vorzugsweise ein herkömmlicher MACH435 programmierbarer IC-Chip, liefert die Steuersignale zum Koordinieren der Aktivität der Detektorsteuerung 805 und der linken und rechten Multiplexer-PALs 1872 und 1874. Die Steuer-PAL 1870 empfängt linke Datensteuersignale LRC vom linken Empfänger 846 über Leitungen 1875. Ebenso empfängt die Steuer-PAL 1870 rechte Datensteuersignale vom rechten Empfänger über Leitungen 1877. Die Steuer-PAL 1870 empfängt Takteingangssteuersignale durch eine Röhrensteuerungsverbindung 1876.

Die linke Multiplexer-PAL 1872 dient vorzugsweise als Daten-Multiplexer für die Datenelemente, die vom linken Empfänger 846 und vom linken Sender 848 empfangen und gesendet werden. Die linke Multiplexer-PAL 1872 lädt vorzugsweise Verstärkungs- und Schwellwertsteuerdaten von einem bidirektionalen Datenbus über Leitungen 1873. Die linke Multiplexer-PAL 1872 lädt vorzugsweise auch Bildpixeldaten und Strahlausrichtungsdaten vom linken Empfänger 846 über Leitungen 1877.

Der linke Multiplexer sendet vorzugsweise Verstärkungs- und Schwellwertsteuersignale über Leitungen 1879 zum linken Sender 848, der dann diese Daten optisch zum linken Detektor 1522 sendet. Die Ausrichtungsdaten, die von der linken Multiplexer-PAL 1872 empfangen werden, werden über den bidirektionalen Datenbus über Leitungen 1873 zum Steuerungscomputer umgeleitet. Die Bildpixeldaten, die von der linken Multiplexer-PAL 1872 empfangen werden, werden sequenziell zu einem Daten-FIFO 1878 umgeleitet. Der Daten-FIFO 1878 und Verbinder 1880 dienen als Datenschnittstelle zwischen der linken Multiplexer-PAL 1872 und dem linken Frame-Puffer 850. Die rechte Multiplexer-PAL 1874 dient auf ähnliche Weise zur Steuerung und Auswahl der Datenelemente, die von dem rechten Empfänger 800 und dem rechten Sender 886 empfangen und gesendet werden. Ebenso dienen der Daten-FIFO-1882 und der Verbinder 1884 als Datenschnittstelle zwischen der rechten Multiplexer-PAL 1874 und dem rechten Frame-Puffer 872.

In der bevorzugten Ausführungsform ist die Detektorsteuerung 805 als PC-Modul hergestellt, das in den Bus des Steuerungscomputers 890 gesteckt ist. Die bevorzugte Schnittstellenschaltung zwischen der Detektorsteuerung 805 und dem Steuerungscomputer 890 ist ausführlicher in Verbindung mit der ausführlichen Besprechung von 54B beschrieben.

Röhrensteuerung

Die Röhrensteuerung 807 erzeugt Abtaststeuerdaten, die den Betrieb der Strahlsteuerung 796 lenken, wodurch das Abtastmuster der Röntgenstrahlquelle 798 gesteuert wird. Die Röhrensteuerung 807 umfasst funktionell eine Strahlablenkungsverweistabelle 918, welche die Strahlablenkungsdaten für jeden Punkt auf der Zielanode speichert, eine programmierbare Abtaststeuerung 920, einen Strahlsender 916, einen I/O-Sender-Empfänger 964 und einen I/O-Zwischenspeicher 958.

54A ist ein Schaltdiagramm der Steuerlogik für die Röhrensteuerung 807. Eine Steuerungs-PAL 1402 führt im Allgemeinen die Funktionen der programmierbaren Abtaststeuerung 920 durch, indem Steueranweisungen verarbeitet werden, die vom Steuerungscomputer 890 erhalten werden, und Signale zum Laden, Betreiben oder Anhalten der Abtastmuster zur Speichersteuerungs-PAL 1404 und Daten-PAL 1406 verteilt werden. Die Steuerungs-PAL 1402 liefert Steuersignale, um den Betrieb der Komponenten innerhalb der Röhrensteuerung 807 zu lenken. Zum Beispiel ist die Steuerungs-PAL 1402 so programmiert, dass die "Mess- und Bewegzeiten" für jedes abgetastete Kollimatorloch eingestellt sind.

Die Strahlablenkungsverweistabelle 918 besteht vorzugsweise aus einer Speichersteuerungs-PAL 1404 und einem Verweistabellenspeicher 1408. Die Speichersteuerungs-PAL 1404 erzeugt Steuersignale, um die Speicherung und Wiedergewinnung von Informationen im Verweistabellenspeicher 1408 zu lenken. Zu geeigneten Zeitpunkten weist die Speichersteuerungs-PAL 1404 die Wiedergewinnung der Strahlablenkungsdaten aus dem Verweistabellenspeicher 1408 an. Die wiedergewonnenen Strahlablenkungsdaten werden zum Strahlsender 916 zur Übertragung zur Strahlsteuerung 796 gesendet. Der Strahlsender 916 ist vorzugsweise eine herkömmliche optische Übertragungsschaltung, die ausführlicher in Verbindung mit der ausführlichen Besprechung von 41 beschrieben ist.

Die Daten-PAL 1406 ist so programmiert, dass sie als Datenmultiplexer für die Daten dient, die von der Röhrensteuerung 807 empfangen oder gesendet werden.

In der bevorzugten Ausführungsform ist die Röhrensteuerung 807 als PC-Modul hergestellt, das in den Bus des Steuerungscomputers 890 gesteckt wird. 54B ist ein Diagramm der bevorzugten Schnittstellenschaltung zur Verbindung der Röhrensteuerung 807 und des Steuerungscomputers 890. Die Verbinder 1425 und 1427 verbinden die Röhrensteuerung 807 mit dem Bus des Steuerungscomputers 890. Daten-Sender-Empfänger 1401 und 1403 übertragen binäre Informationen zwischen der Röhrensteuerung 807 und dem Steuerungscomputer 890 auf einem bidirektionalen, 16-Bit-Dreizustandsdatenbus B[0..15] über Leitungen 1409. I/O-Lesesteuersignale werden über Leitung 1405 zugeleitet und I/O-Schreibsteuersignale werden über Leitung 1407 zugeleitet.

Die Röhrensteuerung steuert auch den I/O-Sender-Empfänger 964 und den I/O-Zwischenspeicher 958. Die Röhrensteuerung 807 lenkt die verschiedenen Sätze von Steuersignalen, die vom Steuerungscomputer empfangen werden, zum I/O-Sender-Empfänger 964 und zum I/O-Zwischenspeicher 958 zur Weiterleitung dieser Steuersignale über eine optische Verbindung zur I/O-Steuerung. Der I/O-Sender-Empfänger 964 enthält vorzugsweise eine optische Kommunikationsschaltung, die in Verbindung mit der ausführlichen Beschreibung von 40 und 41 ausführlicher besprochen ist.

Strahlsteuerung

55A bis E zeigen die Steuerungslogik innerhalb der Strahlsteuerungsschnittelle 794, die analoge Spulenstromsteuersignale verarbeitet und zu den verschiedenen Spulentreibern verteilt. Die digitalen Abtaststeuerdaten, die von der Röhrensteuerung 807 erzeugt werden, werden optisch an die Strahlsteuerungseingangsschaltung 1408 gekoppelt, die vorzugsweise die optische Kommunikationsschaltung enthält, die ausführlicher in Verbindung mit der ausführlichen Besprechung von 40 beschrieben ist. Die Strahlsteuerungseingangsschaltung 1408 gibt acht parallele Bits digitaler Abtaststeuerdaten an einen Acht-Bit-Datenbus D[0..7] aus, und vier parallele Bits Steuerdaten CD an eine Steuer-PAL 1410, welche die digitalen Abtaststeuerdaten in der Strahlsteuerungsschnittstelle 794 verteilt und/oder reformatiert.

Unter Bezugnahme auf 55B und C gibt die Steuerungs-PAL 1410 vorzugsweise Steuersignale über Leitungen 1411 (LD1 und LD2) aus, um die x-Ablenkungs-PAL 1412 anzuweisen, sequenziell parallele Bits digitaler x-Ablenkspulensteuerdaten DXDEF von dem acht-Bit-Datenbus [0..7] auszugeben. Die x-Ablenkungs-PAL 1412 manipuliert im Wesentlichen die digitalen x-Ablenkspulensteuerdaten DXDEF, um eine gleichmäßig rampenförmige Dreieckswellenform am x-Ablenkungstreiber 778 zu erzeugen. Etwa jede 1,28 usec wandelt die x-Ablenkungs-PAL 1412 vorzugsweise die parallelen Bits digitaler x-Ablenkspulensteuerdaten DXDEF in serielle Bits digitaler x-Ablenkspulensteuerdaten SDX um. Die seriellen x-Ablenkspulensteuerdaten SDX werden über eine Ausgangsleitung 1413 zu einem 20-Bit seriellen DAC 1414 gekoppelt, der die Informationen in ein analoges Signal umwandelt, das vorzugsweise zu einem Zwischen-x-Ablenkungsverstärker 1416 geleitet wird.

Etwa jede 80 nsec manipuliert die x-Ablenkungs-PAL 1412 mathematisch die sequenziell erfassten, digitalen x-Ablenkspulensteuerdatenelemente DXDEF, um einen 8-Bit-x-Neigungswert zu berechnen, der als x-Neigungssteuerdaten XSD bezeichnet wird. Die x-Neigungssteuerdaten XSD werden zu einem DAC 1418 zur Umwandlung in ein analoges Signal gesendet, und dessen analoges Ausgangssignal ist vorzugsweise an eine Reihe von Zwischen-x-Neigungsverstärkern 1420 gekoppelt. Die verstärkten analogen x-Neigungssteuersignale XSD werden vorzugsweise mit den verstärkten analogen x-Ablenkspulensteuerdaten SDX summiert, um eine gleichmäßig rampenförmige Ausgangswellenform zu erzeugen, die durch einen Zwischenverstärker 1417 verstärkt wird, um das x-Ablenkspulensteuersignal XDEFL zu erzeugen. Das x-Ablenkspulensteuersignal XDEFL wird vorzugsweise über eine Ausgangsleitung 1418 zu einem bevorzugten x-Ablenkungstreiber 778 ausgegeben, der ausführlicher in Verbindung mit der ausführlichen Besprechung von 56 beschrieben ist. Als Alternative kann das x-Ablenkspulensteuersignal XDEFL durch einen Verstärker 1419 und einen BNC-Verbinder 1444 an einen im Handel erhältlichen Verstärker gekoppelt sein, zum Beispiel einen Centronics Verstärker, der dann den Strom in der x-Ablenkspule antreibt.

Analoge y-Ablenkspulensteuersignale werden auf dieselbe Weise erzeugt und an einen y-Ablenkungstreiber 782 ausgegeben. Wenn jedoch ein Rasterabtastmuster verwendet wird, werden die seriellen y-Ablenkspulensteuerdaten SDY direkt von der Steuerungs-PAL 1410 erzeugt und daher sind eine y-Ablenkungs-PAL, y-Neigungssteuerdaten YSD und die zugehörige Schaltung nicht erforderlich.

Die Steuerungs-PAL 1410 gibt auch Steuersignale über Leitungen 1421 (LD6, LD7, LD8, LD9 und LD10) aus, um die kleine DAC-Steuerungs-PAL 1422 anzuweisen, x-Schrittsteuerdaten (XCD), dynamische Fokussierspulensteuerdaten (DFCD) und Stigmatorsteuerdaten (SCD) vom Datenbus D[0..7] auszugeben. Die kleine DAC-Steuerungs-PAL 1422 leitet die XCD- und DFCD-Steuersignale zum Multikanal-DAC 1426 und leitet SCD-Steuersignale zum Multikanal-DAC 1424. Der DRC 1424 gibt vorzugsweise analoge 0°-Stigmatorspulensteuersignale an den 0°-Stigmatortreiber 786 durch einen Zwischen-0°-Verstärker 1428 aus. Die analogen 45° Stigmatorspulensteuersignale werden auf gleiche Weise an den 45° Stigmatortreiber durch einen Zweischen-45°-Verstärker 1430 ausgegeben. Der DAC 1426 gibt vorzugsweise analoge x-Schrittneigungssteuersignale XSTEPSLP an den x-Schritttreiber 780 über eine Ausgangsleitung 1432 aus. Ebenso werden analoge x-Schrittamplitudensteuersignale XSTEPAMP vorzugsweise an den x-Schritttreiber 780 über eine Ausgangsleitung 1434 ausgegeben und analoge, dynamische Fokussierspulensteuersignale DFOCUS werden vorzugsweise an den dynamischen Fokussierungstreiber 776 über Leitung 1436 ausgegeben.

Die serielle Daten-PAL 1438 empfängt vorzugsweise statische Fokussierspulensteuerdaten SDIN von der I/O-Steuerung 762. Die serielle Daten-PAL 1438 koppelt Steuerdaten SDIN zu einem DAC 1440, der diese Informationen in analoge statische Fokussierspulensteuersignale umwandelt, die dann über Zwischenfokussierungsverstärker 1442 zu dem statischen Fokussierungstreiber 774 gesendet werden.

Die analogen Spulensteuersignale von der Strahlsteuerungsschnittstelle 794 werden vorzugsweise zu geeigneten Leistungsverstärkerschaltungen innerhalb der Spulentreiber gesendet, um die Strommuster in ihren entsprechenden Fokussier- oder Ablenkspulen anzutreiben. Zum Beispiel werden die analogen x-Ablenkspulensteuersignale XDEFL von der Strahlsteuerungsschnittstelle 794 vorzugsweise über eine Eingangsleitung 1418 zu einem bevorzugten x-Ablenkungstreiber 778 (56) gekoppelt. Die XDEFL-Steuersignale werden an einen Steuerungsverstärker 1454 angelegt, der die Aktivität der Leistungsverstärker 1446 und 1448 reguliert. Der x-Ablenkungstreiber 778 ist vorzugsweise eine Kreisbrückenschaltung, in der die Leistungsverstärker 1446 und 1448 beide Enden der x-Ablenkspule differenziell antreiben. Die Ausgangsspannungen der Leistungsverstärker 1446 und 1448 sind durch Strommesswiderstände 1450 und einen Stromsensor 1447 über Ausgangsleitungen 1458 und 1460 an die x-Ablenkspule gekoppelt. Die Widerstände 1450 erfassen den Strom in der x-Ablenkspule und leiten die Strominformationen vorzugsweise zurück, um die Steuerungsverstärker 1454 zu regulieren. Der Strom in der x-Ablenkspule wird auch von einem Stromsensor 1447 überwacht, der den gemessenen Strom über eine Ausgangsleitung 1449 zu dem Stromerfassungsmonitor 788 sendet. Der Temperatursensor 1445, der die Temperatur am x-Ablenkungstreiber 778 misst, verwendet einen Temperaturschalter 1462, um den x-Ablenkungstreiber 778 zu sperren, wenn ein Temperaturstörungszustand auftritt. Der y-Ablenkungstreiber 782 enthält vorzugsweise eine ähnliche Schaltung zum Antreiben des Stroms in der y-Ablenkspule.

Der x-Schritttreiber 780, der vorzugsweise eine x-Schrittrampensteuerschaltung 1462, eine x-Schrittspannungssteuerschaltung 1464 und eine Abklingsteuerschaltung 1468 (57A und B) enthält, wird vorzugsweise zum Erzeugen einer Sägezahn-Stromwellenform in der x-Schrittspule verwendet. Der x-Schritttreiber 780 ist über die x-Schrittspule über Ausgangsleitungen 1472 und 1474 angeschlossen. Unter Bezugnahme auf 57A werden x-Schrittamplitudensteuersignale XSTEPAMP von der Strahlsteuerungsschnittselle 794 vorzugsweise zur x-Schrittspannungssteuerschaltung 1464 geleitet, um den Spannungspegel einer VICOR-Mehrfachausgang-Schaltleistungsversorgung (nicht dargestellt) zu steuern, die über eine Eingangsleitung 1470 eine Eingangsspannung zum x-Schritttreiber 780 bereitstellt.

Die Rampenschaltsteuersignale XSTEP\ werden vorzugsweise von der Steuerungs-PAL 1410 über die Eingangsleitung 1471 zur Steuerung des Betriebs des x-Schritt-Rampensteuerschalters 1462 zugeleitet. Wenn der x-Schritt-Rampensteuerschalter 1462 eingeschaltet ist, wird Spannung von der VICOR Mehrfachausgang-Leistungsversorgung zu der X-Schrittspule geleitet, so dass der Strom in der x-Schrittspule für eine bestimmte Zeitperiode, vorzugsweise 1 bis 200 nsec, ansteigen kann. Die Amplitude des Strommusters wird durch den Spannungspegel der VICOR Mehrfachausgang-Leistungsversorgung bestimmt, die vorzugsweise durch die x-Schritt-Spannungssteuerschaltung 1464 eingestellt ist.

Wenn der x-Schritt-Rampensteuerschalter 1462 ausgeschaltet ist, legt die Abklingsteuerschaltung 1468 eine Spannung an die x-Schrittspule, um die Neigung des Stromabklingens in der x-Schrittspule zu steuern und zu formen. x-Schritt-Neigungssteuersignale XSTEPSLP werden vorzugsweise über eine Eingangsleitung 1432 zu der Abklingsteuerschaltung 1468 geleitet. Ein Trennverstärker 1474 wird vorzugsweise zum optischen Koppeln der x-Schritt-Neigungssteuersignale XSTEPSLP an die Abklingsteuerschaltung 1468 verwendet, um mögliche Probleme, die mit hohen Spannungen in Zusammenhang stehen, die durch die VICOR-Leistungsversorgung an die Schaltung angelegt werden, zu verhindern. Der Ausgang des Trennverstärkers 1474 ist vorzugsweise an einen Zwischen-x-Schritt-Verstärker 1478 gekoppelt. Der Zwischen-x-Schritt-Verstärker 1478 wandelt vorzugsweise den Differenzialausgang vom Trennverstärker 1474 in ein unsymmetrisches Signal um, das an den invertierenden Eingang eines Steuerverstärkers 1476 angelegt wird. Der Steuerverstärker 1476 reguliert die Spannung über dem Transistor 1472, die als variable Last dient, so dass die Spannung, die während der Stromabklingperiode an die x-Schrittspule angelegt wird, eine optimale Stromabklingrate in der x-Schrittspule erzeugt. Wenn eine besondere Röntgenabbildungsanwendung die Verwendung einer y-Schrittspule erfordert, wird vorzugsweise ein y-Schritttreiber ähnlich dem x-Schritttreiber von 57A und B verwendet.

Kathether mit röntgenempfindlicher, optischer Sensor-Positioniervorrichtung

Unter Bezugnahme auf 58 bis 60 sind Diagramme eines Katheters 510 dargestellt, der eine gegenwärtig bevorzugte Ausführungsform dieses Aspekts der Erfindung ist. Der Katheter 510 umfasst einen länglichen Körper 512 mit einem distalen Ende 514, das zum Einsetzen in einen Körperhohlraum, ein Gefäß, einen Trakt oder dergleichen ausgebildet ist, und ein proximales Ende 516, das außerhalb des Patienten oder Objekts verbleibt, in den/das der Katheter 510 eingesetzt wird.

59 zeigt die Querschnittsansicht des Katheters 510. In 59 ist der Katheter 510 mit mehreren Lumina 518, 520 und 522 dargestellt. Während der Katheter 510 mit drei Lumina 518, 520 und 522 dargestellt ist, ist diese Ausführungsform nur veranschaulichend und die Anzahl von Lumina, die in einem tatsächlichen Katheter bereitgestellt werden, der gemäß den Lehren der vorliegenden Erfindung und den Verwendungszwecken dafür hergestellt ist, hängt einzig und allein vom Endgebrauch ab, für den der Katheter 510 bestimmt ist. Ein solcher Katheter kann steuerbar sein, so dass er in seine Position manipuliert werden kann, wie in der Technik bekannt ist.

Unter erneuter Bezugnahme auf 58 ist eine optische Faser 524 im Lumen 518 des Katheters 510 angeordnet. Ein Röntgenstrahlmarker 526 (hierin auch als Röntgenminisensor bezeichnet) ist optisch an ein distales Ende 528 der optischen Faser 524 gekoppelt. Gegenwärtig bevorzugt ist ein Röntgenmarker 526, der zu eine Würfel mit Seitenlängen von 0,030 Zoll (0,076 cm) geformt ist, der mit optischem Zement an eine optische Faser 524 mit 0,018 Zoll Durchmesser geklebt ist. Der Röntgenmarker 526 umfasst vorzugsweise ein Röntgenstrahlen empfindliches szintillierendes Phosphor- oder Kristallmaterial, wie zum Beispiel Terbium dotiertes Gadoliniumoxysulfat (Gd2O2S2:Tb), erhältlich von USR Optronix, Inc., Hackettstown, New Jersey. Das gegenwärtig bevorzugte Material für den Röntgenmarker 526 ist ein Szintillatorkristallmaterial, wie: (1) YSO (Zer-dotiertes Yttrium-oxyorthosilicat, erhältlich von Airtron (Litton), Charlotte, NC); (2) LSO (Zer-dotiertes Lutetium-oxyorthosilicat, erhältlich von Schlumberger, Inc.); und (3) BGO (Wismuthgermanat, erhältlich von Rexon Components, Inc, Beachwood, OH). YSO und LSO sind vorteilhaft, da sie kurze Abklingzeiten haben und somit zur Messung der Röntgenstrahlintensität durch Impulszählung der einfallenden Röntgenstrahlphotonen verwendet werden können. Für den Durchschnittsfachmann ist offensichtlich, dass andere Materialien oder Vorrichtungen, die im Röntgenstrahlspektrum ansprechen, auch in der vorliegenden Erfindung verwendet werden können und als Röntgenmarkermaterialien in der Bedeutung der hierin verwendeten Phrase angesehen werden sollen.

Ein Photodetektor 532 ist optisch an das proximale Ende 534 der optischen Faser 524 gekoppelt. Der Photodetektor 532 kann eine Photodiode, eine Photovervielfacherröhre, ein Phototransistor, eine ladungsgekoppelte Vorrichtung oder eine andere Vorrichtung sein, die das Lichtsignal, das beim Röntgenmarker 526 auf Grund der Einwirkung eines Röntgenstrahlflusses erzeugt wird, in ein elektrisches Signal umwandelt, wenn das Lichtsignal entlang der optischen Faser 524 zum Photodetektor 532 übertragen wird. Die Größe des elektrischen Signals, das vom Photodetektor 532 erzeugt wird, hängt mit der Größe der Intensität des Röntgenstrahlflusses zusammen, die vom Röntgenminisensor 526 erfasst wird. In einer bevorzugten Ausführungsform dieser Erfindung ist das proximale Ende 534 der optischen Faser 524 an das lichtempfindliche Fenster einer RCA XT2020 Photovervielfacherröhre unter Verwendung eines klaren Silikonöls hoher Viskosität, das zum Beispiel von Dow Corning Corporation, Midland, Michigan, erhältlich ist, gekoppelt.

Das elektrische Signal vom Photodetektor 532 wird durch herkömmliche Mittel, wie einen A/D-Wandler, in ein digitales Signal umgewandelt, und dann in eine Reihe von Werten geteilt, welche die momentane Röntgenstrahlflussintensität am Röntgenminisensor 526 darstellen, entsprechend den verschiedenen Öffnungen 140 des Kollimatorgitters 90 – so dass, da die Öffnungen 140 des Kollimatorgitters 90 sequenziell Röntgenbündelstrahlen 50 emittieren, ein Wert entsprechend der gemessenen Röntgenstrahlflussintensität bei Sensor 526 für jede Öffnung in einem Speicherarray zur Verwendung gespeichert wird, wie in der Folge besprochen ist.

Ein elektrisches Signal wird vom Photodetektor 532 erzeugt, wenn der Katheter 510 einer Röntgenstrahlung ausgesetzt ist. Der Katheter 510 der vorliegenden Erfindung ist daher besonders nützlich, wenn er in Anwendungen mit Umkehrgeometrie-Abtaströntgensystemen verwendet wird, wobei die Bestimmung der Katheterposition mit einem hohen Maß an Genauigkeit möglich wird.

Obwohl der Katheter 510 von 58 bis 60 mit einem einzigen optisch gekoppelten Röntgenmarker 526 dargestellt ist, können Katheter mit mehreren solcher optisch gekoppelten Röntgenmarker nach den Prinzipien der vorliegenden Erfindung hergestellt werden. Die Anzahl solcher Marker, die in einer tatsächlichen Ausführungsform des Katheters der vorliegenden Erfindung verwendet wird, hängt einzig von der Anwendung ab, für die der bestimmte Katheter konstruiert ist.

Bestimmung der x- und y-Koordinatenposition eines manövrierbaren Positionierelements

Unter Bezugnahme auf 62 zeigt dieses Diagramm eine Technik zur Bestimmung der präzisen x- und y-Koordinaten eines manövrierbaren Positionierelements, das einen Röntgenmarker oder einen Röntgenminisensor enthält. Die x- und y-Koordinaten geben die Stelle an, wo sich der Röntgenmarker 526 eines manövrierbaren Positionierelements auf einer Ebene 280, die parallel zu der Ausgangsfläche 260 des Kollimatorgitters 90 liegt, befindet. In 62 ist ein bevorzugtes Umkehrgeometrie-Abtaströntgenabbildungssystem 600 dargestellt, das mit Kathetern 510a und 510b verwendet wird, die in einem Objekt 602 angeordnet sind. Das Objekt 602 könnte zum Beispiel ein Patient sein, in den die Katheter 510a und 510b eingesetzt wurden. Photodetektoren 532a und 532b sind an die proximalen Enden der optischen Fasern im Inneren des Katheters 510a beziehungsweise 510b gekoppelt. Zwei Katheter 510a und 510b und ihre zugehörigen Photodetektoren 532a und 532b sind zum Zwecke der Veranschaulichung dargestellt, aber für den Durchschnittsfachmann ist offensichtlich, dass jede Anzahl von Kathetern und Photodetektoren gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann.

Das Kollimatorgitter 90 ist vorzugsweise zwischen der Röntgenröhre 604 und einem Röntgenstrahldetektor 610 angeordnet um zu garantieren, dass Röntgenstrahlen von ausgewählten Positionen der abgetasteten Röntgenröhre 604 zu dem Röntgenstrahldetektor 610 gerichtet sind. Während sich die Röntgenstrahlen auf ihren verschiedenen Pfaden vom Kollimatorgitter 90 zum Röntgenstrahldetektor 610 bewegen, bestrahlen einige der Emissionen die Röntgensensoren 526a und 526b und werden von diesen aufgefangen, die an den distalen Enden der optischen Fasern 524a und 524b in den Kathetern 510a beziehungsweise 510b angeordnet sind. Die Röntgenmarker sprechen durch Emission von Licht an, das entlang den optischen Fasern 524a und 524b zu den Photodetektoren 532a und 532b gerichtet ist, die das Licht in elektrische Signale umwandeln, die weiter aufbereitet und verstärkt werden, bevor sie zu einer Steuereinheit 620 gesendet werden.

Die Steuereinheit 620 wird mit den x- und y-Adressen von der Abaststeuerung 606 und mit den Ausgangssignalen von den Photodetektoren 532a und 532b versorgt. Die Steuereinheit 620 korreliert die Ausgangssignale von den Photodetektoren 532a und 532b mit den Abtastadressinformationen von der Abtaststeuerung 606. Diese Informationen werden zur Bestimmung der Positionen des Röntgensensors in den Kathetern 510a und 510b verarbeitet und sind somit ein exakter Indikator für die Positionen der Enden der Katheter selbst.

63 zeigt drei bevorzugte Röntgenerfassungsmethoden zur Katheterortung. Für die binäre Erfassungsmethode verwendet die Steuereinheit 620 einen Integrator und einen Komparator zur Verarbeitung der verstärkten Ausgangssignale von den Photodetektoren 532a und 532b, um zu bestimmen, ob die Röntgensensoren 526a und 526b für jede x- und y-Abtastadresse mit Röntgenstrahlen beleuchtet wurden.

Die Energiemessmethode verwendet einen Integrator und einen Analog/Digital-Wandler zur Messung der Röntgenstrahlenergiewerte, die bei den Röntgensensoren 526a und 526b für jede x- und y-Abtastadresse empfangen werden. In dieser Methode werden die Röntgenstrahlintensitätswerte bei den Röntgensensoren 526a und 526b der Katheter 510a beziehungsweise 510b für jeden Röntgenstrahl gemessen, der am Ziel emittiert wird. Da jede Öffnung des Kollimatorgitters 90 einmal pro Röntgenröhrenabtastzyklus abgetastet werden kann (dies muss nicht der Fall sein, und es kann jede vorbestimmte Gruppe von Öffnungen verwendet werden, solange sie das Feld vernünftig abdecken), können die gemessenen Röntgenstrahlintensitätswerte vom Röntgenstrahldetektor 610 in einem Speicherarray, das einem Computerprozessor zugeordnet ist, gespeichert werden. 64 zeigt die Abtastdaten, die in einem solchen Speicherarray während eines Abtastzyklus der Röntgenröhre für einen einzigen Röntgenmarker gesammelt werden können. Die vertikale Achse 626 von 64 stellt die Röntgenstrahlflussintensität, gemessen vom Röntgenmarker 526, dar, und die horizontalen Achsen 628 und 630 stellen die x-, y-Koordinaten der Position der Kollimatoröffnung 140 dar, die beleuchtet wurde, als die Intensitätsdaten erfasst wurden.

Wie dargestellt, können in dem gesamten Array gestreut Störintensitätsablesungen vorhanden sein. Diese sind mit dem Bezugszeichen 632 gekennzeichnet. Die Störablesungen 632 sind höchstwahrscheinlich das Ergebnis gestreuter Röntgenstrahlen, die auf den Röntgenminisensor 526 auftreffen, und nicht primärer Röntgenstrahlen, die direkt vom Kollimatorgitter 90 ausgehen. Die Störablesungen 632 werden vorzugsweise durch allgemein bekannte Techniken herausgefiltert, die den Hauptdatenkörper zurücklassen, der hier als große hohe Struktur 634 dargestellt ist. Diese Struktur 634 stellt vorwiegend Röntgenstrahlen direkt von Öffnungen des Kollimatorgitters 90 dar, die vom Röntgenmarker 526 gemessen wurden. Die Form und Breite dieser Struktur variieren abhängig von dem Abstand Z des Röntgenminisensors 526 vom Ziel 50. Es ist auch möglich, Z nur aus dieser Information zu bestimmen, wie in der Folge ausführlich erklärt wird. Die x- und y-Koordinaten der Position von Struktur 634 variieren innerhalb des Datenarrays, abhängig von den x- und y-Koordinaten der Position des Röntgenmarkers 526 im Raum. Die tatsächlichen x- und y-Koordinaten der Position des Röntgenmarkers 526 können durch eine Analyse dieser Daten in herkömmlicher Weise bestimmt werden, um die Kollimatorgitteröffnung zu identifizieren, die in seiner geometrischen Mitte oder bei seinem Schwerpunkt liegt. Der Röntgenmarker 526 liegt dann, wenn der in der Folge bestimmte Abstand Z gegeben ist, auf einer Ebene in einem Abstand Z zum Ziel 50 und auf einer Linie vom Ziel 50 zum Röntgenstrahldetektor 610, die durch die identifizierte Öffnung geht. Dies definiert eine präzise Position im Raum, die leicht berechnet werden kann.

Die abschließende Methode ist die Photonenzählmethode, die einen Komparator und Zähler zur Bestimmung der Anzahl von Photonen verwendet, die bei den Röntgensensoren 526a und 526b für jede x- und y-Abtastadresse erfasst werden. Für diese Methode sind die Röntgensensoren 526a und 526b vorzugsweise aus einem Szintillatormaterial mit rascher Ansprechzeit gebildet, z. B. YSO und LSO, um eine Signalreihe bereitzustellen, die zum Zählen von Röntgenstrahlphotonen, die auf den Röntgensensor auftreffen, verwendet werden kann. Die verstärkten Ausgangssignale von den Photodetektoren 532a und 532b werden einem Komparator zugeleitet, der einen Signalimpuls ausgibt, wenn das Eingangssignal über einen Schwellwert steigt, entsprechend den einzelnen Röntgenstrahlen, die auf den Röntgenminisensor 526 treffen. Daten von der Photonenzählmethode werden vorzugsweise auf dieselbe Weise verarbeitet, wie für die oben genannte Energiemessmethode.

Bestimmung der z-Koordinate eines manövrierbaren Positionierelements

Die gegenwärtig bevorzugte Methode zur Bestimmung der z-Achsenkoordinate (oder Höhe) eines manövrierbaren Positionierelements, das einen Röntgenmarker enthält, ist das Zählen der Anzahl von Röntgenbündelstrahlen, die auf den Röntgenmarker pro Bild-Frame treffen. Die z-Koordinate oder der Höhenwert einer bestimmten Position ist normalerweise ein Abstand vom Ziel 50 zu einer Ebene 280 parallel zur Ausgangsfläche 260 des Kollimatorgitters 90, in der sich der Sensor 526a befindet, obwohl sie natürlich linear zu einer Strecke von einem beliebigen Referenzpunkt zum Röntgenmarker 526a umgewandelt werden kann. Zur Darstellung der gegenwärtig bevorzugten Methode wird auf den Katheter 510a und das Abtaströntgensystem 600 Bezug genommen, das in 62 dargestellt ist.

Während das Ziel 50 von einem Elektronenstrahl 40 abgetastet wird, werden Röntgenstrahlen an der Oberfläche des Ziels 50 im Prinzip in alle Richtungen emittiert. Unter Bezugnahme auf 65 ist das Kollimatorgitter 90 vorzugsweise wie zuvor besprochen aus einem relativ Röntgenstrahlen undurchlässigen Material hergestellt und hat mehrere Öffnungen 140, die darin angeordnet sind, die Pfade für die Röntgenstrahlen von der Kollimatorgittereungangsfläche 66 zur Kollimatorgitterausgangsfläche 260 bereitstellen, entlang welchen sich einige dieser Röntgenstrahlen bewegen können. Röntgenstrahlen, die durch Öffnungen 140 des Kollimatorgitters 90 austreten, bilden vorzugsweise Röntgenbündelstrahlen 100.

Wie in 65 dargestellt, divergieren diese einzelnen Röntgenbündelstrahlen 100 leicht zu einer Kegelform 624, während sie sich zu dem Röntgenstrahldetektor 610 hinbewegen. Es sollte daran erinnert werden, dass nur ein Röntgenbündelstrahl 100 zu einem bestimmten Zeitpunkt erzeugt wird. 65 zeigt zum Zwecke der Veranschaulichung nur 8 Röntgenbündelstrahlen 100. In Ebene A1-A2, die durch die Röntgenbündelstrahlen 100 parallel zur Kollimatorgitterausgangsfläche 260 schneidet, sind die Röntgenstrahlen nicht genug divergiert, um Strahlüberlappungen zu erzeugen. Somit "sieht" ein kleiner Röntgenmarker 526a, der in der Ebene A1-A2 angeordnet ist, nur einen einzigen Strahl zu einem gegebenen Zeitpunkt, 65A zeigt das Querschnittsmuster des Röntgenbündelstrahls 100 in der Ebene A1-A2 für ein 7 mal 7 Strahlarray. Weg von dem Kollimatorgitter 90 befindet sich die Ebene B1-B2, die parallel zur Ebene A1-A2 liegt. 65B zeigt auf gleiche Weise das Querschnittsmuster des Röntgenbündelstrahls 100 in der Ebene B1-B2. In der Ebene B1-B2 sind die Röntgenbündelstrahlen 100 genug divergiert, um eine gewisse Überlappung unter den Röntgenbündelstrahlen 100 zu erzeugen. Somit kann ein kleiner Röntgenmarker 526a, der in der Ebene B1-B2 angeordnet ist, mehr als einen einzigen Strahl "sehen". Die Diagramme von 65C und 65D der Ebenen C1-C2 beziehungsweise D1-D2 zeigen, was passiert, wenn ein kleiner Röntgensensor 526 sich dem Röntgenstrahldetektor 610 nähert – er "sieht" mehr und mehr überlappende Röntgenbündelstrahlen 100 je näher er zum Röntgenstrahldetektor 610 kommt. An der Oberfläche des Röntgenstrahldetektors sieht er alle Röntgenbündelstrahlen 100, die von der Kollimatorgitterausgangsfläche 260 ausgehen.

Wie zuvor besprochen, werden die Röntgenbündelstrahlen 100 nicht alle gleichzeitig erzeugt. Da die Röntgenröhre eine Abtaströntgenröhre ist – ähnlich der Kathodenstrahlröhre, die in Fernsehgeräten und Computermonitoren verwendet wird – wird höchstens eine Öffnung zu einem bestimmten Zeitpunkt vom Elektronenstrahl 40 "beleuchtet" und daher werden Röntgenstrahlen erzeugt, die von der Öffnung 140 ausgehen, die jener Stelle am Ziel 50 in diesem Augenblick entsprechen. Somit werden für einen Röntgenmarker 526 innerhalb des Kegels 624 von Röntgenstrahlen, der zwischen der Kollimatorgitterausgangsfläche 260 und dem Röntgenstrahldetektor 610 gebildet ist, eine Reihe von Röntgenimpulsen in jedem Zyklus der Röntgenröhre sichtbar (ein "Zyklus" der Röntgenröhre entspricht einer vollständigen Abtastung und findet in einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung 15 bis 30 mal pro Sekunde statt, abhängig davon, wie das System vom Benutzer eingestellt ist). Diese Reihe von Impulsen entspricht den Röntgenbündelstrahlen 100, die vom Röntgensensor 526 erfasst werden. Daher misst ein Röntgenmarker 526, der nahe der Ausgangsfläche 260 des Kollimatorgitters 90 angeordnet ist, eine relativ geringe Anzahl von Impulsen pro Röntgenröhrenzyklus, während derselbe Röntgenmarker, wenn er nahe dem Röntgenstrahldetektor 610 angeordnet ist, eine viel höhere Anzahl von Impulsen pro Röntgenröhrenzyklus misst. Es ist diese Eigenschaft, die das Messen der z-Koordinate ermöglicht.

Eine Methode zur Bestimmung der z-Koordinate, die auf der Anzahl von Impulsen pro Röntgenröhrenzyklus beruht, wird mathematisch wie folgt abgeleitet:

Es wird angenommen, dass der Strahldurchmesser db beim Ziel 50 gleich 0 ist und dc an der Kollimatorgitterausgangsfläche 260. Für jeden Abstand Z vom Ziel 50 gilt:

Der Abstand zwischen den Röntgenbündelstrahlen 100 &lgr;b ändert sich linear von &lgr;s am Ziel 50 zu 0 beim Röntgenstrahldetektor 610. Für jeden Abstand Z vom Ziel 50 gilt:

Eine quadratische Flächeneinheit innerhalb des kegelförmigen Röntgenfeldes 624, das von dem Röntgensystem erzeugt wird, hat eine Anzahl von Strahlmittendurchgängen von:

Die Gesamtfläche dieser Strahlen ist:

wenn es keine Überlappung gibt. Da die Strahlen in eine quadratische Flächeneinheit passen, ist die Überlappung:

Unter der Annahme, dass &lgr;s = 0, 0203 Zoll (0, 052 cm) , dc = 0,015 Zoll (0,0380 cm), Zc = 1,0 Zoll (2,54 cm) und Zd = 37,2 Zoll (94,5 cm), ist die Überlappung bei einem bestimmten Abstand Z in der folgenden Tabelle III dargestellt:

TABELLE III

So misst zum Beispiel ein Röntgensensor 526a im Katheter 510a 62 Impulse pro Röntgenröhrenabtastzyklus bei einem Abstand von 9 Zoll (22,86 cm) vom Ziel 50.

Eine andere bevorzugte Methode zur Bestimmung der Informationen in Tabelle III ist die Messung der tatsächlichen Anzahl von Impulsen, die vom Marker 526a an vorbestimmten Stellen erfasst werden. Es kann eine Verweistabelle erstellt werden, die befragt werden kann, um die z-Koordinate als Funktion der Anzahl von Impulsen, die vom Marker 526a erfasst werden, anzuzeigen. Wenn möglich, kann diese Methode auch bei einem lebenden Patienten oder einem anderen Objekt verwendet werden, wo es möglich ist, eine erste absolute z-Koordinate und eine zweite absolute z-Koordinate innerhalb des Röntgenkegels 624 durch andere Mittel zu bestimmen, wie durch direkte Messung, und dann können die z-Koordinaten innerhalb des Objekts oder Patienten durch Interpolation bestimmt werden.

Eine andere Technik zur Messung der z-Achse oder des Abstandes des Markers 526a in einem Katheter 510 beruht auf der Messung der Röntgenstrahlintensität beim Marker 526a. Diese Technik betrifft die Intensitätsmessungstechnik zur Bestimmung der x- und y-Koordinaten, die zuvor besprochen wurde. Wie zuvor erwähnt, wenn die Kollimatorgitteröffnungen 140 vom Röntgenstrahl beleuchtet werden, empfängt der Röntgenminisensor 638 vom Katheter 510 die größte Röntgenstrahlintensität von der Öffnung, deren Achse er am nächsten liegt. Dies ergibt nicht nur die x- und y-Position, sondern auch die z-Position in folgender Weise. Unter Bezugnahme auf 64 hängt der Umfang der Struktur 634 direkt mit der z-Position des Markers 526 zusammen. Wenn der Marker 526 weit von der Quelle entfernt ist, ist der Umfang groß; wenn er nahe liegt, ist dieser klein. Die bevorzugte Stelle zur Messung des Umfangs entspricht der vollen Breite bei halbem Maximum, d. h., die Messung des Umfangs bei halber Höhe der Struktur 634. Sie kann auch an anderen Punkten gemessen werden, wobei gleiche Ergebnisse erhalten werden. Am zuverlässigsten wird der Bereich von etwa der Höhe bis ¾ der Höhe angesehen.

Unter Bezugnahme nun auf 66 zeigt dieses Diagramm eine andere Methode zur Bestimmung der Position eines Katheters in drei Dimensionen. Die Röntgenröhren 604a und 604b, die unabhängige Abtaststeuerungen 106a und 106b und Kollimatorgitter 90a und 90b verwenden, können in Kombination mit Kathetern 510a, 510b und 510c, Photodetektoren 532a, 532b und 532c und einer Steuereinheit 620 verwendet werden, um die Positionen der Katheter 510a, 510b und 510c in zwei Dimensionen in Bezug zu jeder der zwei Quellen exakt zu bestimmen. Zur Kombination der zwei zweidimensionalen Messungen zu einer einzigen dreidimensionalen Position kann eine Triangulierung verwendet werden.

Eine andere Methode zur Bestimmung der z-Koordinate eines Katheters beruht auf der Photonenzählung, d. h., unter Verwendung eines Röntgenminisensors 526 mit einer raschen Ansprechzeit, z.B. YSO und LSO, um eine Signalreihe bereitzustellen, die zum Zählen von Röntgenstrahlphotonen, die auf den Röntgensensor auftreffen, verwendet werden kann. Da die Photonenzählung nur eine andere Röntgenstrahlmessmethode ist, kann sie mit jeder der vorangehenden Methoden zur Bestimmung der z-Koordinate eines Katheters verwendet werden.

Anzeige von x-, y- und z-Koordinaten für manövrierbare Positionierelemente

Wenn die x-, y- und z-Koordinaten der Position des Röntgensensors 526, wie zuvor berechnet, gegeben sind, können zahlreiche nützliche Dinge mit diesen Daten gemacht werden. Eine bevorzugte Anwendungsmöglichkeit ist, einen Cursor auf dem Bildschirm zu zeichnen, der das Röntgenbild des Objekts oder Patienten anzeigt. Dies kann die Anzeige der Position des Röntgensensors 526 (der sich häufig an der Spitze eines manövrierbaren Positionierelements befindet, das in dem Körper oder Objekt positioniert ist) verstärken und betonen. Ebenso können "Wendepunkte", die durch die x-, y- und z-Koordinaten von Positionen definiert sind, wo sich der Sensor befunden hat oder wohin er sich bewegt, als computererzeugte Piktogramme auf dem Bildschirm angezeigt werden, um den Benutzer bei der Positionierung des Röntgensensors und seines zugehörigen manövrierbaren Positionierelements zu führen. Wendepunkte können erfasst und zur Anzeige oder zum Studium gespeichert werden und können um die Oberfläche eines Objekts von Interesse in einem Körper oder einem Objekt, wie einem Aneurysma, einem Stent, einem Tumor, Symptomen am Herzen und dergleichen erfasst werden. Die Stelle dieser Wendepunkte kann dann auf einem Computerbildschirm angezeigt werden, um ein 2- oder 3-dimensionales Bild des Objektes zu erhalten, um Änderungen in seiner Position, seinem Zustand oder seiner Form, oder dergleichen zu untersuchen.

Abgesehen von der visuellen Anzeige der Daten im Sinne eines visuellen Bildes auf einem Bildschirm können die tatsächlichen x-, y- und z-Datenzahlen, die einer Stelle von Interesse in dem Patienten oder Objekt entsprechen, angezeigt oder ausgedruckt oder auf andere Weise für den Benutzer verfügbar gemacht werden, so dass der Benutzer das manövrierbare Positionierelement zu exakt derselben Stelle zurückführen kann. Zum Beispiel erfordern bestimmte Vorgänge am Herzen, dass elektrische Messungen am Herzen vorgenommen werden. Die derart gemessenen elektrischen Werte können in Übereinstimmung mit den exakten Stellen, an welchen die entsprechenden Messungen vorgenommen wurden, gespeichert werden. Sobald dann auf Grund der gemessenen Daten die weitere Vorgangsweise festgelegt ist, kann eine korrigierende Maßnahme an spezifizierten Stellen durchgeführt werden, die mit Hilfe der aufgezeichneten x-, y- und z-Informationen, die der/den Stelle(n) von Interesse entsprechen, präzise lokalisiert werden können.

Während Ausführungsformen, Anwendungen und Vorteile der Erfindung mit ausreichender Klarheit gezeigt und beschrieben wurden, so dass ein Fachmann imstande ist, die Erfindung auszuführen und zu verwenden, ist gleichermaßen für den Fachmann offensichtlich, dass viel mehr Ausführungsformen, Anwendungen und Vorteile möglich sind, ohne von den hierin offenbarten und beschriebenen erfinderischen Konzepten abzuweichen. Die Erfindung sollte daher gemäß den beiliegenden Ansprüchen eingeschränkt sein und ist nicht durch die bevorzugten Ausführungsformen, die Beschreibung oder die Zeichnungen eingeschränkt.


Anspruch[de]
  1. Abbildungssystem, das eine Röntgenstrahlquelle (10), ein Röntgenstrahldetektorarray (110), einen Monitor (120) und einen Scangenerator (30) umfasst, wobei die Röntgenstrahlquelle (10) einen Elektronenstrahlgenerator und eine Anode (50) umfasst, wobei die Anode (50) eine Zielschicht umfasst, die bei Stimulierung mit einem Elektronenstrahl Röntgenstrahlphotonen emittiert, wobei der Scangenerator (30) eine Schaltung zum Steuern eines von dem Elektronenstrahlgenerator erzeugten Elektronenstrahls (40) umfasst;

    wobei das Röntgenstrahldetektorarray (110) mehrere Detektorelemente umfasst, die in einem Array angeordnet sind, das eine allgemein flache Detektorfläche (270) mit einer Mitte bildet;

    wobei die Anode (50) und das Röntgestrahldetektorarray (110) so positioniert sind, dass, wenn der Elektronenstrahl (40) die Zielschicht an einem ersten Fleck stimuliert, emittierte Röntgenstrahlphotonen auf mehrere der Detektorelemente auftreffen und, wenn der Elektronenstrahl (40) die Zielschicht an einem zweiten Fleck stimuliert, emittierte Röntgenstrahlphotonen auf mehrere der Detektorelemente auftreffen; wobei der Scangenerator (30) eine Schaltung enthält, um in einem vorbestimmten Schrittmuster den Elektronenstrahl (40) an vorbestimmten Flecken zu positionieren und zu bewirken, dass der Elektronenstrahl (40) für eine vorbestimmte Zeitdauer an den ausgewählten Flecken verweilt;

    wobei jedes der Detektorelemente ein Mittel umfasst, um die Intensität der Röntgenstrahlphotonen zu messen, die auf die Detektorelemente auftreffen, und um ein elektrisches Signal zu erzeugen, das die Intensität jedes der auf die Detektorelemente auftreffenden Röntgenstrahlphotonen angibt, wobei die elektrischen Signale von jedem der Detektorelemente diskret von dem Röntgenstrahldetektorarray (110) ausgegeben werden, wobei eine Gruppe diskreter elektrischer Ausgangssignale von jedem der Detektorelemente für ausgewählte Positionierungen des Elektronenstrahls an den ausgewählten Flecken auf der Zielschicht ausgegeben wird, wobei der Monitor (120) eine Verarbeitungsschaltung umfasst, die auf der Basis eines nicht aufeinanderfolgenden Verknüpfens der Gruppen diskreter elektrischer Ausgangssignale ein sichtbares Bild erzeugt, wodurch virtuelle Detektoren (644, 646, 648, 649) aus benachbarten Detektorelementen in. dem Röntgenstrahldetektorarray (110) gebildet werden, wobei jedes Detektorelement in jedem der virtuellen Detektoren (644, 646, 648, 649) einer Kette zugeordnet ist und jedes der diskreten elektrischen Ausgangssignale aus den Detektorelementen, die zur gleichen Kette gehören, und aus allen virtuellen Detektoren (644, 646, 648, 649) verknüpft werden, um in dem sichtbaren Bild ein einziges Bildpixel zu rekonstruieren.
  2. Abbildungssystem nach Anspruch 1, wobei die Detektorelemente in einem pseudokreisförmigen Array angeordnet sind.
  3. Abbildungssystem nach Anspruch 1, weiterhin mit einem zwischen der Zielschicht und dem Detektorarray (110) in unmittelbarer Nähe zur Zielschicht angeordneten Kollimator (90), wobei der Kollimator (90) mehrere für Röntgenstrahlen durchlässige Bereiche umfasst, von denen mindestens einige im Wesentlichen auf mindestens einige der ausgewählten Flecken ausgerichtet sind.
  4. Abbildungssystem nach Anspruch 3, wobei jeder der für Röntgenstrahlen durchlässigen Bereiche eine Längsachse umfasst, wobei jede der Längsachsen das Detektorarray (110) im Wesentlichen in seiner Mitte schneidet.
  5. Abbildungssystem nach Anspruch 1, wobei das Röntgenstrahldetektorarray (110) N Detektoren und die Verarbeitungsschaltung eine Bildrekonstruktionsmaschine mit N Zählern umfasst, wobei jeder der N Detektoren sein elektrisches Ausgangssignal an einen der N Zähler liefert, wobei die Zähler derart miteinander verbunden sind, dass die diskreten elektrischen Signale, die die Intensität jedes der auf einen ersten Detektor auftreffenden Röntgenstrahlphotonen angeben über Informationen auf ein beliebiges Bildpixel enthalten, in einen ersten Zähler eingegeben werden, wenn der Elektronenstrahl (40) an einem ersten der ausgewählten Flecken positioniert ist, während des Positionierens des Elektronenstrahls (40) zu einem zweiten der ausgewählten Flecken der Inhalt des ersten Zählers in einen zweiten Zähler eingegeben wird; während der Verweilzeit des Elektronenstrahls (40) am zweiten Fleck bewirken die diskreten elektrischen Signale, die die Intensität jedes der auf einen zweiten der mehreren Detektoren auftreffenden Röntgenstrahlphotonen angeben und Informationen über das gleiche eine Bildpixel enthalten, dass der zweite Zähler inkrementiert wird; während des Positionierens des Elektronenstrahls (40) zu einem dritten der ausgewählten Flecken wird der Inhalt des zweiten Zählers in einen dritten Zähler eingegeben, während der Verweilzeit des Elektronenstrahls (40) am dritten Fleck bewirken die diskreten elektrischen Signale, die die Intensität jedes der auf einen dritten der mehreren Detektoren auftreffenden Röntgenstrahlphotonen angeben und Informationen über das gleiche eine Bildpixel enthalten, dass der dritte Zähler inkrementiert wird, und so weiter, bis alle elektrischen Signale, die Informationen über das gleiche eine Bildpixel enthalten, zu einem Bildpixelwert verknüpft werden, der von der Bildrekonstruktionsmaschine ausgegeben wird.
  6. Abbildungssystem nach Anspruch 5, wobei die Bildrekonstruktionsmaschinenzähler eine erste Zählerkette und eine zweite Zählerkette umfassen, wobei die erste Zählerkette so miteinander verbunden ist, dass alle der elektrischen Signale, die Informationen über das gleiche eine Bildpixel enthalten, nicht nacheinander verknüpft werden, und die zweite Zählerkette so miteinander verbunden ist, dass alle elektrischen Signale, die Informationen über ein zweites Bildpixel enthalten, nicht nacheinander und im Wesentlichen gleichzeitig mit dem nicht aufeinanderfolgenden Verknüpfen der elektrischen Signale in der ersten Kette verknüpft werden.
  7. Röntgenstrahlabbildungssystem, das eine Röntgenstrahlquelle (10), ein Röntgenstrahldetektorarray (110), einen Monitor (120) und einen Scangenerator (30) umfasst, wobei die Röntgenstrahlquelle (10) einen Elektronenstrahlgenerator, eine Anode (50) und einen Kollimator (90) umfasst, wobei die Anode (50) eine Zielschicht umfasst, die bei Stimulierung mit einem Elektronenstrahl Röntgenstrahlphotonen emittiert, wobei der Scangenerator (30) eine Schaltung umfasst, um einen von dem Elektronenstrahl-(40)-Generator erzeugten Elektronenstrahl zu steuern, wobei der Kollimator (90) zwischen der Anode (50) und dem Röntgenstrahldetektorarray (110) in unmittelbarer Nähe zu der Anode (50) angeordnet ist;

    wobei das Röntgenstrahldetektorarray (110) mehrere Detektorelemente umfasst, die in einem Array angeordnet sind, das eine allgemein flache Detektorfläche (270) mit einer Mitte bildet;

    wobei der Kollimator (90) aus einem Röntgenstrahlen absorbierenden Material konstruiert ist, das mehrere Öffnungen (140) umfasst, wobei jede der Öffnungen (140) eine Achse umfasst, wobei die Achse jeder Öffnung (140) die Detektorfläche (270) im Wesentlichen in der Mitte des Röntgenstrahldetektorarrays (110) und die Zielschicht schneidet; wobei die Anode (50), der Kollimator (90) und das Röntgenstrahldetektorarray (110) so positioniert sind, dass, wenn der Elektronenstrahl (40) die Zielschicht an einem ersten Schnittpunkt einer ersten der Achsen der Öffnungen (140) und der Zielschicht stimuliert, die emittierten Röntgenstrahlphotonen durch die erste Öffnung hindurchtreten und auf mehrere der Detektorelemente auftreffen und, wenn der Elektronenstrahl (40) die Zielschicht an einem zweiten Schnittpunkt einer zweiten der Achsen der Öffnungen (140) und der Zielschicht stimuliert, die emittierten Röntgenstrahlphotonen durch die zweite Öffnung hindurchtreten und auf mehrere der Detektorelemente auftreffen; wobei der Scangenerator (30) eine Schaltung enthält, um den Elektronenstrahl (40) an den Schnittpunkten der Achse und der Zielschicht in einem vorbestimmten Muster zu positionieren und zu bewirken, dass der Elektronenstrahl für eine vorbestimmte Zeitdauer in einem Bereich unmittelbar um die Schnittpunkte der Achsen und der Zielschicht herum verweilt;

    wobei jedes der Detektorelemente ein Mittel umfasst, um Energie von jedem der auf die Detektorelemente auftreffenden Röntgenstrahlphotonen in elektrische Signale umzuwandeln, wobei die elektrischen Signale von jedem der Detektorelemente diskret von dem Röntgenstrahldetektorarray (110) ausgegeben werden; eine Gruppe diskreter elektrischer Ausgangssignale wird für jede Positionierung des Elektronenstrahls (40) an ausgewählten Schnittstellen der Achsen und der Zielschicht ausgegeben, wobei der Monitor (120) eine Verarbeitungsschaltung umfasst, die auf der Basis eines nicht aufeinanderfolgenden Verknüpfens der Gruppen diskreter elektrischer Ausgangssignale ein sichtbares Bild erzeugt, wodurch virtuelle Detektoren (644, 646, 648, 649) aus benachbarten Detektorelementen in dem Röntgenstrahldetektorarray (110) gebildet werden, wobei jedes Detektorelement in jedem der virtuellen Detektoren (644, 646, 648, 649) einer Kette zugeordnet ist und jedes der diskreten elektrischen Ausgangssignale aus den Detektorelementen, die zur gleichen Kette gehören, und aus allen virtuellen Detektoren (644, 646, 648, 649) verknüpft werden, um in dem sichtbaren Bild ein einziges Bildpixel zu rekonstruieren.
  8. Röntgenstrahlabbildungssystem nach Anspruch 7, wobei die mehreren Öffnungen (140) in einem pseudokreisförmigen Array angeordnet sind.
Es folgen 87 Blatt Zeichnungen






IPC
A Täglicher Lebensbedarf
B Arbeitsverfahren; Transportieren
C Chemie; Hüttenwesen
D Textilien; Papier
E Bauwesen; Erdbohren; Bergbau
F Maschinenbau; Beleuchtung; Heizung; Waffen; Sprengen
G Physik
H Elektrotechnik

Anmelder
Datum

Patentrecherche

Patent Zeichnungen (PDF)

Copyright © 2008 Patent-De Alle Rechte vorbehalten. eMail: info@patent-de.com