DE102011056347A1

DE102011056347A1 - Integrierte Röntgendetektoranordnung und Verfahren zur Herstellung derselben

Info

Publication number: DE102011056347A1
Application number: DE102011056347A
Authority: DE
Inventors: David Michael Hoffman; Jeffrey Alan Kautzer
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2010-12-14
Filing date: 2011-12-13
Publication date: 2012-06-14
Also published as: CN102551781A; US8483353B2; CN102551781B; US20110080994A1; JP2012127952A; JP6018748B2

Abstract

Eine Röntgendetektoranordnung (84) beinhaltet eine erste gekrümmte Detektoranordnung (88), die eine erste Vielzahl von Detektormodulen (110) aufweist, eine zweite gekrümmte Detektoranordnung (90), die eine zweite Vielzahl von Detektormodulen (110) aufweist, und einen ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (86), der zwischen der ersten und der zweiten gekrümmten Detektoranordnung (88, 90) angeordnet ist, so dass ein erstes Ende des ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektors (86) mit einem inneren Ende der ersten gekrümmten Detektoranordnung (88) verbunden ist und ein zweites Ende des ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektors (86) mit einem inneren Ende der zweiten gekrümmten Detektoranordnung (90) verbunden ist

Description

ALLGEMEINER STAND DER TECHNIK
Ausführungsformen der Erfindung betreffen allgemein diagnostische bildgebende Verfahren und Vorrichtungen und insbesondere eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Herstellen einer integrierten Röntgenstrahlen-Detektoranordnung.
In bildgebenden CT-Systemen emittiert gewöhnlich eine Röntgenquelle einen fächerförmigen Röntgenstrahl in Richtung auf ein Subjekt oder ein Objekt, wie z. B. einen Patienten oder ein Gepäckstück. Im Folgenden schließen die Begriffe „Subjekt” und „Objekt” alles ein, das abgebildet werden kann. Im Allgemeinen werden die Röntgenquelle und die Detektoranordnung um die Gantry in einer Abbildungsebene und um das Subjekt gedreht. Zu Röntgenquellen zählen im typischen Fall Röntgenröhren, die den Röntgenstrahl an einem Brennpunkt ausstrahlen. Der Strahl fällt nach Schwächung durch das Subjekt auf ein Strahlungsdetektorenfeld.
Die Detektoranordnung ist im typischen Fall aus einer Vielzahl von Detektormodulen hergestellt. Die Intensität des geschwächten Röntgenstrahls an jedem der Detektorelemente repräsentierende Daten wird in einen Gantrywinkelbereich erfasst. Die Strahlungsintensität der an dem Detektorfeld empfangenen geschwächten Strahls hängt gewöhnlich von der Schwächung des Röntgenstrahls durch das Subjekt ab. Jedes Detektorelement des Detektorfelds erzeugt ein separates elektrisches Signal, das für den von jedem Detektorelement aufgenommenen geschwächten Strahl bezeichnend ist. Die elektrischen Signale werden zu einem Datenverarbeitungssystem zur Analyse, die schließlich ein Bild ergibt, gesendet.
Konventionelle CT-Systeme emittieren einen Röntgenstrahl mit einem polychromen Spektrum. Die Röntgenstrahlenschwächung jedes Materials im Subjekt hängt von der Energie des emittierten Röntgenstrahls ab. Wenn CT-Projektionsdaten bei mehreren Röntgenenergiepegeln oder -spektren erfasst werden, enthalten die Daten zusätzliche Informationen über das abgebildete Subjekt oder Objekt, die in einem konventionellen CT-Bild nicht enthalten sind. Zum Beispiel können spektrale CT-Daten zum Erzeugen eines neuen Bilds mit Röntgenschwächungskoeffizienten verwendet werden, die mit einer gewählten monochromen Energie gleichwertig sind. Ein derartiges monochromes Bild beinhaltet Bilddaten, bei denen die Intensitätswerte der Voxel so zugewiesen sind, als ob ein CT-Bild durch Erfassen von Projektionsdaten von dem Subjekt mit einem monochromen Röntgenstrahl erstellt worden wäre. Spektrale CT-Daten ermöglichen die bessere Unterscheidung von Geweben, so dass leichter zwischen Materialien wie beispielsweise kalzium- und iodhaltigen Geweben unterschieden werden kann.
Eine Hauptaufgabe des energieempfindlichen Scannens ist es, diagnostische CT-Bilder zu erhalten, die Informationen (Kontrasttrennung, Materialspezifität usw.) innerhalb des Bilds verbessern, indem zwei oder mehr Scans bei verschiedenen chromatischen Energiezuständen genutzt werden. Hochfrequenzgeneratoren haben es möglich gemacht, das kVp-Potential der hochfrequenten elektromagnetischen Energieprojektionsquelle bei abwechselnden Ansichten umzuschalten.
Infolgedessen können Daten für zwei oder mehr energieempfindliche Scans zeitlich überlappend erhalten werden anstatt in zwei separaten Scans, die im Abstand von mehreren Sekunden voneinander durchgeführt werden, wie dies bei früherer CT-Technik gewöhnlich der Fall ist. Die überlappenden Projektionsdaten können darüber hinaus registriert werden, so dass auf jedem Energieniveau die gleichen Weglängen unter Verwendung von z. B. einer gewissen Form der Interpolation definiert werden.
Konventionelle gekrümmte Detektorfelder beinhalten eine große Zahl einzelner Detektorelemente, die an dem Detektorfeld angeordnet sind. Die Detektorelemente sind Szintillator-/Photodiodenzellen, die in zweidimensionalen Modulen angeordnet sind, die dann zu zweidimensionalen Detektorbereichsfeldern kombiniert werden. Der Abdeckungsbereich des Detektorfelds wird von der Zahl von Detektorelementen in jedem 2D-Modul und der Zahl der 2D-Module, die zur Detektoranordnung kombiniert werden, definiert.
Bekannte Systeme und Verfahren, die konventionelle gekrümmte Detektorfelder aufweisen, können zwar zum Erfassen von Projektionsdaten auf mehreren Röntgenenergieniveaus oder -spektren und zum Anzeigen eingesetzt werden, der Abdeckungsbereich eines Scans wird aber von der Größe des Detektorfelds definiert. Je größer die Detektoranordnung, desto kostspieliger und komplizierter wird das bildgebende System, weil jedes einzelne Detektorelement seinen eigenen elementspezifischen Auslesekanal hat.
Für diverse bildgebende Anwendungen, wie z. B. Herz-Scannen, wäre es vorteilhaft, wenn sämtliche Bilddaten für das abgebildete Objekt bei einer einzigen Umdrehung der Gantry erfasst würden. Eine derartige Bilddatenerfassungsmethode hat eine Reihe von Vorteilen, darunter beispielsweise das Minimieren von Bewegungsartefakten. Der Abdeckungsbereich der Detektoranordnung muss aber auf der Basis der Größe der Projektion des abgebildeten Objekts auf dem Detektorfeld bemessen sein. Eine gekrümmte Detektoranordnung, die beispielsweise mit einem Abdeckungsbereich ausgelegt ist, der groß genug ist, um ein Herz abzubilden, wäre extrem kompliziert und äußerst kostspielig.
Es wäre daher erwünscht, eine Röntgendetektoranordnung zu entwerfen, die die oben erwähnten Nachteile überwindet.
KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Gemäß einem Aspekt der Erfindung beinhaltet eine Röntgendetektoranordnung eine erste gekrümmte Detektoranordnung, die eine erste Vielzahl von Detektormodulen aufweist, eine zweite gekrümmte Detektoranordnung, die eine zweite Vielzahl von Detektormodulen aufweist, und einen ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektor, der zwischen der ersten und der zweiten gekrümmten Detektoranordnung angeordnet ist, so dass ein erstes Ende des ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektors mit einem inneren Ende der ersten gekrümmten Detektoranordnung verbunden ist und ein zweites Ende des ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektors mit einem inneren Ende der zweiten gekrümmten Detektoranordnung verbunden ist.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung beinhaltet ein Verfahren zum Herstellen einer Detektoranordnung das Bereitstellen eines ersten Flachbilddetektors mit einer oberen Oberfläche, die konfiguriert ist, um der Röntgenquelle zugekehrt zu sein, einer ersten Seitenfläche, die von der oberen Oberfläche des ersten Flachbilddetektors zu einer der oberen Oberfläche entgegengesetzten unteren Oberfläche verläuft, und einer zweiten Seitenfläche, die der ersten Seitenfläche entgegengesetzt ist und von der oberen Oberfläche zu der unteren Oberfläche verläuft. Das Verfahren beinhaltet auch das Bereitstellen eines ersten gekrümmten Detektorfelds, in dem eine Vielzahl von Detektoren angeordnet ist, wobei das erste gekrümmte Detektorfeld eine obere Oberfläche aufweist, die konfiguriert ist, um der Röntgenquelle zugekehrt zu sein, und das Ausrichten des ersten gekrümmten Detektorfelds auf den ersten Flachbilddetektor, so dass ein Rand der oberen Oberfläche des ersten gekrümmten Detektors an der ersten Seitenfläche des ersten Flachbilddetektors in Anlage ist. Ferner beinhaltet das Verfahren das Bereitstellen eines zweiten gekrümmten Detektorfelds, in dem eine Vielzahl von Detektoren angeordnet ist, wobei das zweite gekrümmte Detektorfeld eine obere Oberfläche aufweist, die konfiguriert ist, um der Röntgenquelle zugekehrt zu sein, und das Ausrichten des zweiten gekrümmten Detektorfelds auf den ersten Flachbilddetektor, so dass ein Rand der oberen Oberfläche des zweiten gekrümmten Detektors an der zweiten Seitenfläche des ersten Flachbilddetektors in Anlage ist.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung beinhaltet ein CT-System eine drehbare Gantry, in der sich eine Öffnung zur Aufnahme eines zu scannenden Objekts befindet, und einen Tisch, der in der Öffnung der drehbaren Gantry positioniert ist und in z-Richtung durch die Öffnung bewegt werden kann. Das CT-System beinhaltet auch eine Röntgenquelle, die mit der drehbaren Gantry verbunden ist und zum Projizieren eines Röntgenstrahlenbündels auf das zu scannende Objekt konfiguriert ist, und eine Detektoranordnung, die zum Aufnehmen des Röntgenstrahlenbündels von der Röntgenquelle positioniert ist. Die Detektoranordnung beinhaltet eine erste gekrümmte Detektoranordnung, die eine Vielzahl von Detektoren aufweist, eine zweite gekrümmte Detektoranordnung, die eine Vielzahl von Detektoren aufweist, und einen ersten digitalen Flachbilddetektor, der zwischen der ersten und der zweiten gekrümmten Detektoranordnung angeordnet ist, so dass ein erstes Ende des ersten digitalen Flachbilddetektors mit einem inneren Ende der ersten gekrümmten Detektoranordnung verbunden ist und ein zweites Ende des ersten Flachbilddetektors mit einem inneren Ende der zweiten gekrümmten Detektoranordnung verbunden ist.
Aus der folgenden ausführlichen Beschreibung und den Zeichnungen werden noch diverse weitere Merkmale und Vorteile offensichtlich.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die Zeichnungen veranschaulichen bevorzugte Ausführungsformen, die im Vorliegenden zur Durchführung der Erfindung erwogen werden.
In den Zeichnungen zeigt:
1 eine bildhafte Darstellung eines CT-Bildgebungssystems;
2 ein Blockschema des in 1 dargestellten Systems;
3 eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines CT-System-Detektorfelds;
4 eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Detektors;
5 eine Querschnittansicht eines Teils eines bildgebenden Systems mit einer Detektoranordnung gemäß einer Ausführungsform der Erfindung;
6 eine vergrößerte Darstellung eines Teils der Detektoranordnung von 5;
7 eine vergrößerte Darstellung eines weiteren Teils der Detektoranordnung von 5.
8 eine perspektivische Darstellung der Detektoranordnung von 5 gemäß einer Ausführungsform der Erfindung;
9 eine Querschnittansicht eines Teils eines bildgebenden Systems mit einer Detektoranordnung gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung;
10 eine vergrößerte Ansicht eines Teils der Detektoranordnung von 9;
11 eine vergrößerte Ansicht eines weiteren Teils der Detektoranordnung von 9;
12 ein Blockschema der Detektoranordnung von 9, das einen Flachbilddetektor in einer ersten Position darstellt;
13 ein weiteres Blockschema der Detektoranordnung von 9, das den Flachbilddetektor in einer zweiten Position darstellt;
14 eine bildhafte Ansicht eines CT-Systems zur Verwendung mit einem berührungslosen Paketkontrollsystem.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG
Das Betriebsumfeld der Erfindung wird in Bezug auf ein Vierundsechzig-Zeilen-Computertomographiesystem (CT-System) beschrieben. Fachkundige Personen werden aber erkennen, dass die Erfindung gleichermaßen auf die Verwendung mit anderen Mehrschichtkonfigurationen anwendbar ist. Darüber hinaus wird die Erfindung mit Bezug auf die Detektion und Umwandlung von Röntgenstrahlen beschrieben. Der Fachmann wird aber des Weiteren erkennen, dass die Erfindung gleichermaßen auf die Detektion und Umwandlung anderer hochfrequenter elektromagnetischer Energie anwendbar ist. Die Erfindung wird mit Bezug auf einen CT-Scanner der „dritten Generation” beschrieben, ist aber gleichermaßen auf andere CT-Systeme anwendbar.
Außerdem sehen gewisse Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung Systeme, Verfahren und Computeranweisungen zum Erfassen von Multi-Energy-Daten wie beispielsweise Dual-Energy-Daten vor. Gewisse Multi-Energy-Daten können in spektralen bildgebenden Systemen wie beispielsweise Photonenzählungssystemen verwendet werden. Dual-Energy-Daten, die eine Art von Multi-Energy-Daten sind, können in monochromen Bildern, Materialdichtebildern und/oder Z_eff-Bildern dargestellt werden. Viele der hierin beschriebenen Ausführungsformen werden zwar in Verbindung mit Dual-Energy-Daten besprochen, die Ausführungsformen sind aber nicht auf Dual-Energy-Daten begrenzt und können in Verbindung mit anderen Typen von Multi-Energy-Daten verwendet werden, wie für den Fachmann erkennbar ist.
In 1, auf die jetzt Bezug genommen wird, wird ein CT-Bildgebungssystem 10 gezeigt, das eine Gantry 12 beinhaltet, die für einen CT-Scanner der „dritten Generation” repräsentativ ist. Die Gantry 12 hat eine Röntgenquelle 14, die ein Röntgenstrahlenbündel in Richtung auf eine Detektoranordnung oder einen Kollimator 16 auf der gegenüberliegenden Seite der Gantry 12 projiziert. Die Detektoranordnung 16, wobei jetzt auf 2 Bezug genommen wird, wird von einer Vielzahl von Detektoren oder Detektormodulen 18 und Datenerfassungssystemen (DES) 20 gebildet. Die Vielzahl von Detektoren 18 nimmt die Röntgenstrahlen 22 auf, die durch einen medizinischen Patienten 24 hindurchgehen, und das DES 20 wandelt die Daten zur weiteren Bearbeitung in digitale Signale um. Jeder Detektor 18 erzeugt ein analoges elektrisches Signal, das die Intensität eines einfallenden Röntgenstrahls und somit den beim Hindurchgehen durch den Patienten 24 geschwächten Strahl repräsentiert. Während eines Scans zum Erfassen von Röntgenprojektionsdaten drehen sich die Gantry 12 und die daran montierten Komponenten um einen Drehpunkt 26.
Die Drehung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 werden von einem Steuermechanismus 28 des CT-Systems 10 bestimmt. Der Steuermechanismus 28 beinhaltet eine Röntgensteuerung 30, die Leistungs- und Taktsignale an eine Röntgenquelle 14 anlegt, und eine Gantrymotorsteuerung 32, die die Rotationsgeschwindigkeit und Position der Gantry 12 steuert. Eine Bildrekonstrutionseinrichtung 34 erhält abgetastete und digitalisierte Röntgendaten vom DES 20 und führt eine Schnellrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild wird als Eingang an einen Computer 36 angelegt, der das Bild in einem Massenspeicher 38 speichert.
Computer 36 erhält auch Befehle und Scan-Parameter von einem Bediener über die Konsole 50, die eine Form von Benutzeroberfläche wie z. B. eine Tastatur, Maus, sprachaktivierte Steuerung oder eine andere geeignete Eingabevorrichtung hat. Über eine zugeordnete Anzeige 42 kann der Bediener das rekonstruierte Bild und andere Daten aus dem Computer 36 betrachten. Die vom Bediener eingegebenen Befehle und Parameter werden vom Computer 36 dazu verwendet, Steuersignale und Informationen an das DES 20, die Röntgensteuerung 30 und die Gantrymotorsteuerung 32 anzulegen. Außerdem betreibt der Computer 36 eine Tischmotorsteuerung 44, die einen motorisierten Tisch 46 zum Positionieren von Patient 24 und Gantry 12 steuert. Speziell bewegt der Tisch 46 Patienten 24 ganz oder teilweise durch eine Gantryöffnung 48 von 1.
Wie in 3 gezeigt, beinhaltet die Detektoranordnung 16 Schienen 50, zwischen denen kollimierende Lamellen oder Platten 52 positioniert sind. Die Platten 52 sind so positioniert, dass sie die Röntgenstrahlung 22 kollimieren, bevor diese Strahlen z. B. auf Detektor 18 von 4 fallen, der sich an der Detektoranordnung 16 befindet. In einer Ausführungsform beinhaltet die Detektoranordnung 16 57 Detektoren 18, wobei jeder Detektor 18 eine Feldgröße von 64 × 16 Pixelelementen 54 hat. Infolgedessen hat die Detektoranordnung 16 64 Reihen und 912 Spalten (16 × 57 Detektoren), was die Erfassung von 64 gleichzeitigen Datenzeilen bei jeder Umdrehung der Gantry 12 ermöglicht.
Detektor 18, Bezug nehmend auf 4, beinhaltet das DES 20, wobei jeder Detektor 18 eine Anzahl von Detektorelementen 54 hat, die in dem Packet 56 angeordnet sind.
Die Dektoren 18 weisen Stifte 58 auf, die in dem Packet 56 relativ zu den Detektorelementen 54 angeordnet sind. Das Packet 56 ist auf einer hinterleuchteten Diodenanordnung 60 angeordnet, die eine Vielzahl von Dioden 62 hat. Die hinterleuchtete Diodenanordnung 60 ist wiederum auf dem Mehrschichtsubstrat 64 positioniert. Auf dem Mehrschichtsubstrat 64 sind Abstandsstücke 66 positioniert. Die Detektorelemente 54 sind optisch mit der hinterleuchteten Diodenanordnung 60 verbunden und die hinterleuchtete Diodenanordnung 60 wiederum ist elektrisch mit dem Mehrschichtsubstrat 64 verbunden. An der Stirnfläche 70 des Mehrschichtsubstrats 64 und dem DES 20 sind flexible Schaltungen 68 angebracht. Die Detektoren 18 sind mithilfe der Stifte 58 in der Detektoranordnung 16 positioniert.
Beim Betrieb einer Ausführungsform erzeugen in Detektorelemente 54 fallende Röntgenstrahlen Photonen, die das Paket 56 durchqueren und dadurch ein analoges Signal erzeugen, das an einer Diode in der hinterleuchteten Diodenanordnung 60 detektiert wird. Das erzeugte analoge Signal wird durch das Mehrschichtsubstrat 64, durch die flexiblen Schaltungen 68 zum DES 20 geleitet, in dem das analoge Signal in ein digitales Signal umgewandelt wird.
5 zeigt eine Seitenansichtsdarstellung eines Teils eines bildgebenden Systems 72 wie z. B. des CT-Bildgebungssystems 10 von 1. Das bildgebende System 72 beinhaltet eine Röntgenquelle 74, die zur Drehung um einen Drehpunkt 76 einer rotierfähigen Gantry 78 konfiguriert ist. Wenn von der Röntgenquelle 74 ausgestrahlte Hochgeschwindigkeits-Elektronen auf die Oberfläche eines Target-Teils (nicht gezeigt) der Röntgenquelle 74 treffen, wird ein Röntgenstrahlenbündel 80 erzeugt. Das Röntgenstrahlenbündel 80 geht durch einen Patienten 82 hindurch und fällt auf eine Detektoranordnung 84.
Die Detektoranordnung, wobei jetzt auf 5 bis 8 Bezug genommen wird, beinhaltet einen digitalen Projektionsradiographie-Flachbilddetektor 86, der zwischen einem Paar gekrümmter Detektoranordnungen oder -felder 88, 90 positioniert ist. 6 ist eine vergrößerte Ansicht eines Teils 92 der Detektoranordnung 84, die die Schnittstelle zwischen Flachbilddetektor 86 und der gekrümmten Detektoranordnung 88 darstellt; 7 ist eine vergrößerte Ansicht eines Teils 94 der Detektoranordnung 84, die die Schnittstelle zwischen Flachbilddetektor 86 und der gekrümmten Detektoranordnung 90 darstellt. Wie in 6 gezeigt, ist der Flachbilddetektor 86 so mit der gekrümmten Detektoranordnung 88 verbunden, dass ein(e) linke(s) Oberfläche oder Ende 96 des Flachbilddetektors 86 mit einer/einem inneren Oberfläche oder Ende 98 der gekrümmten Detektoranordnung 88 verbunden ist. Der Flachbilddetektor 86 ist auf ähnliche Weise mit der gekrümmten Detektoranordnung 90 verbunden, so dass ein(e) rechte(s) Oberfläche oder Ende 100 des Flachbilddetektors 86 mit einer/einem inneren Oberfläche oder Ende 102 der gekrümmten Detektoranordnung 90 verbunden ist, wie in 7 gezeigt wird. In einer Ausführungsform sind der Flachbilddetektor 86 und die gekrümmten Detektoranordnungen 88, 90 so ausgerichtet, dass eine obere Oberfläche 104 des Flachbilddetektors 86 im Wesentlichen mit den oberen Oberflächen 106, 108 der gekrümmten Detektoranordnungen 88 bzw. 90 fluchtet. Alternativ kann die obere Oberfläche 104 des Flachbilddetektors 86 von den oberen Oberflächen 106, 108 der gekrümmten Detektoranordnungen 88, 90 versetzt sein, wie unten mit Bezug auf die 9 und 10 ausführlich beschrieben wird.
Jede gekrümmte Detektoranordnung 88, 90 beinhaltet eine Vielzahl einzelner Detektoren 110, die jeweils eine große Zahl von Detektorelementen (nicht gezeigt) haben, ähnlich den Detektorelementen 54 von Detektor 18 (4). In einer Ausführungsform hat jeder Detektor 110 eine Breite von etwa 16 mm, gemessen in der x-Richtung (Kanalrichtung) 112, und eine Höhe von etwa 64 mm, gemessen in der z-Richtung (Zeilenrichtung) 114. Ein Auslesekanal 116 sendet elektrische Signale für jeden Detektor 110 von einem jeweiligen Detektor 110 zu einem Datenerfassungssystem 118. Das Datenerfassungssystem 118 wandelt die Daten in digitale Signale um. Die digitalen Signale werden zur Rekonstruktion an eine Bildrekonstruktionseinrichtung wie z. B. eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 (2) gesendet, die möglicherweise erweiterte Kalibrierung und Korrekturen anwendet, um für Störungen an den Schnittstellen zwischen dem digitalen Flachbilddetektor 86 und den gekrümmten Detektoranordnungen 88, 90 aufzukommen.
Flachbilddetektor 86 ist ein digitaler Projektionsradiographie-Halbleiterdetektor wie z. B. ein gewöhnlich für die Katheterabbildung verwendeter digitaler Fluoroskopie-Flachdetektor. Flachbilddetektor 86 beinhaltet eine in Reihen und Spalten angeordnete Anordnung von Pixeln 120. Die Pixel 120 des Flachbilddetektors 86 sind, anders als bei einer konventionellen gekrümmten Detektoranordnung wie den Detektoranordnungen 88, 90, mit einer Matrix von Abtastzeilen 122 und Auslesezeilen 124 assoziiert, wie in 8 gezeigt. Der Flachbilddetektor 86 weist pro Lesezeile 124 einen einzelnen Auslesekanal 126 auf. In einer Ausführungsform ist der Flachbilddetektor 86 ein Revolution^TM XR/d Detektor, der vom Unternehmensbereich GE Healthcare der General Electric Company im Handel erhältlich ist.
Die Detektoranordnung 84 ist so auf eine Röntgenquelle 74 ausgerichtet, dass das Bündel von Röntgenstrahlen 80 durch den medizinischen Patienten 82 hindurchgeht und auf den Flachbilddetektor 86 und die gekrümmten Detektoranordnungen 88, 90 fällt. Wie in 5 gezeigt, ist der Flachbilddetektor 86 auf eine interessierende Region (Region of Interest) 128 des Patienten 82 ausgerichtet und so dimensioniert, dass eine volle Projektion 130 der interessierenden Region 128 auf Flachbilddetektor 86 fällt. Um sicherzustellen, dass in einer Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung 132 verlaufende und durch die interessierende Region 128 hindurchgehende Röntgenstrahlen auf den Flachbilddetektor 86 fallen, ist der Abdeckungsbereich des Flachbilddetektors 86 mindestens so groß wie die Projektion 130 der interessierenden Region 128. So kann der Flachbilddetektor 86 so groß wie (oder geringfügig größer als) ein projiziertes Organ von Interesse wie z. B. ein Herz, eine Leber oder eine Lunge sein, je nach den verschiedenen Ausführungsformen. In einer Ausführungsform hat der Flachbilddetektor 86 einen Abdeckungsbereich von etwa 20 cm auf 20 cm, gemessen in der x- und z-Richtung 112, 114. Der Teil des Röntgenstrahlenbündels 80, der auf die gekrümmten Detektoranordnungen 88, 90 fällt, entspricht deshalb Regionen von Patient 82 außerhalb der interessierenden Region 128. Fakultativ kann ein(e) Flachkollimatoranordnung oder -gitter 127 (strichpunktiert dargestellt) zum Kollimieren von am Flachbilddetektor 86 aufgenommenen Röntgenstrahlen in der Röntgenstrahldurchdringungsrichtung 132 vor dem Flachbilddetektor 86 positioniert sein.
Gemäß verschiedenen Ausführungsformen entspricht die interessierende Region 128 einem abzubildenden Organ, wie z. B. einem Herz, einer Lunge oder einer Leber. Für eine Herz-Scan-Anwendung, bei der die interessierende Region 128 als das Herz definiert ist, kann das ganze Herz eines Erwachsenen während einer einzigen Umdrehung der drehbaren Gantry 78 gescannt werden, da der Abdeckungsbereich des Flachbilddetektors 86 größer als die Projektion 130 des Nerzes auf dem Flachbilddetektor 86 ist.
In 9, auf die jetzt Bezug genommen wird, wird ein bildgebendes System 134 gemäß einer alternativen Ausführungsform gezeigt. Das bildgebende System 134 ist insofern ähnlich konfiguriert, wie mit Bezug auf das bildgebende System 72 von 5 beschrieben wird, als das bildgebende System 134 eine Röntgenquelle 74 aufweist, die positioniert ist, um ein Röntgenstrahlenbündel 80 in Richtung auf die Detektoranordnung 84 zu richten, die einen Flachbilddetektor 86 aufweist, der zwischen einer ersten und einer zweiten gekrümmten Detektoranordnung 88, 90 positioniert ist.
10 ist eine vergrößerte Ansicht eines Teils 136 der Detektoranordnung 84, der die Schnittstelle zwischen dem Flachbilddetektor 86 und der gekrümmten Detektoranordnung 88 abbildet. Wie gezeigt, ist der Flachbilddetektor 86 so mit der gekrümmten Detektoranordnung 88 verbunden, dass ein Rand 138 der oberen Oberfläche 106 der gekrümmten Detektoranordnung 88 an einer ersten Seitenfläche 140 des Flachbilddetektors 86 in Anlage ist. Desgleichen ist 11 eine vergrößerte Ansicht eines Teils 142 der Detektoranordnung 84, der die Schnittstelle zwischen dem Flachbilddetektor 86 und der gekrümmten Detektoranordnung 90 abbildet. Der Flachbilddetektor 86 ist auf ähnliche Weise mit der gekrümmten Detektoranordnung 90 verbunden wie mit der gekrümmten Detektoranordnung 88. Das heißt, ein Rand 144 der oberen Oberfläche 108 der gekrümmten Detektoranordnung 90 ist an einer zweiten Seitenfläche 146 des Flachbilddetektors 86 in Anlage.
Zusätzlich zu den im bildgebenden System 72 (5) enthaltenen Komponenten weist das bildgebende System 134, wobei jetzt wieder auf 9 Bezug genommen wird, einen zweiten digitalen Projektionsradiographie-Flachbilddetektor 148 auf, der in der Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung 132 vor dem digitalen Projektionsradiographie-Flachbilddetektor 86 positioniert ist, so dass ein Teil des von der Röntgenquelle 74 ausgestrahlten Bündels von Röntgenstrahlen 80 durch den zweiten Flachbilddetektor 148 hindurchgeht, bevor er auf den Flachbilddetektor 86 fällt. Die Flachbilddetektoren 86, 148 können gemäß verschiedenen Ausführungsformen mit unterschiedlichen Schwächungseigenschaften gebaut sein. Beispielsweise können die Szintillatoren der Flachbilddetektoren 82, 148 unterschiedlich dick sein (gemessen in der y-Richtung 150) oder aus unterschiedlichen Szintillatormaterialien hergestellt sein, so dass der Flachbilddetektor 148 Röntgenstrahlen niedrigerer Energie absorbiert und der Flachbilddetektor 86 Röntgenstrahlen höherer Energie absorbiert. Das bildgebende System 134 kann auch eine der fakultativen Kollimieranordung 127 (5) ähnliche Kollimieranordnung oder ein Kollimiergitter (nicht gezeigt) aufweisen, die vor jedem Flachbilddetektor 86, 146 positioniert ist.
In einer Ausführungsform ist der zweite Flachbilddetektor 148 verschiebbar auf Führungsschienen 152 montiert, so dass der zweite Flachbilddetektor 148 in das Bündel von Röntgenstrahlen 80 hinein- und aus ihm herausbewegt werden kann, wie in 12 und 13 gezeigt wird. In 12, auf die zunächst Bezug genommen wird, ist ein Blockschema der Detektoranordnung 84 abgebildet, wobei sich der zweite Flachbilddetektor 148 in einer ersten Position befindet, wobei der zweite Flachbilddetektor 148 über dem digitalen Projektionsradiographie-Flachbilddetektor 86 positioniert ist und ihn im Wesentlichen überlappt, so dass der Flachbilddetektor 86 in 12 verdeckt ist. Wenn der zweite Flachbilddetektor 148 in dieser ersten Position ist, wird ein Teil der in Richtung auf den Flachbilddetektor 86 gestrahlten Röntgenstrahlen 80 von dem zweiten Flachbilddetektor 148 absorbiert, während ein anderer Teil der Röntgenstrahlen 80 durch den zweiten Flachbilddetektor 148 hindurchgeht und auf den Flachbilddetektor 86 fällt. 13 zeigt den zweiten Flachbilddetektor 148, nachdem er auf den Führungsschienen 152 in eine zweite Position bewegt worden ist, in der der zweite Flachbilddetektor 148 in der z-Richtung 114 von dem Flachbilddetektor 86 versetzt ist. Wenn der zweite Flachbilddetektor 148 in der zweiten Position ist, fallen daher in die Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung 132 gerichtete Strahlen 80 auf den Flachbilddetektor 86, ohne zuerst durch den zweiten Flachbilddetektor 148 hindurchzugehen.
Zwischen den ersten und den zweiten Flachbilddetektor 86, 148, wobei wieder auf 9 Bezug genommen wird, kann in der Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung 132 ein Kerbfilter 154 zur Verwendung in Energiedifferenzierungs-Computertomographie-(EDCT-)Anwendungen positioniert werden. Das Kerbfilter 154 ist aus einem Röntgenstrahlen schwächenden Material hergestellt, das im Band der von der Röntgenquelle 74 ausgestrahlten Röntgenstrahlen 80 zwischen den Röntgenstrahlen höherer Energie und den Röntgenstrahlen niedrigerer Energie ein(e) größere(s) Energiesperrband oder -kerbe bereitstellt. Gemäß diversen Ausführungsformen kann das Kerbfilter 154 aus einem einzigen Material oder einem zusammengesetzten Material hergestellt werden, um die Breite der Kerbe der gefilterten Röntgenstrahlen zu verbreitern. Des Weiteren kann das bildgebende System 72 eine Anzahl von gegeneinander austauschbaren Kerbfiltern 154 mit verschiedenen Filtereigenschaften beinhalten, die auf der Basis der Vorgaben eines bestimmten Scans ausgewählt werden können. Das Kerbfilter 154 kann auf ähnliche Weise wie in Bezug auf den zweiten Flachbilddetektor 148 oben beschrieben verschiebbar auf Führungsschienen 156 montiert sein. Der Fachmann wird erkennen, dass ein abbildendes System gemäß einer alternativen Ausführungsform ein Paar Flachbilddetektoren, ähnlich den Detektoren 86, 148, ohne Kerbfilter beinhalten kann. Des Weiteren kann das Kerbfilter 154 zwischen dem Patienten 82 und dem zweiten Flachbilddetektor 148 positioniert werden.
Dadurch, dass ein Flachbilddetektor 86 zwischen zwei gekrümmten Detektoranordnungen 88, 90 eingebaut wird, nutzt die resultierende Detektoranordnung 84 die Vorteile der Flachbilddetektortechnologie und der Technologie der gekrümmten Detektoren, während sie die den beiden Detektortypen eigenen negativen Aspekte abschwächt. Beispielsweise ist die Abtastgeschwindigkeit eines Flachbilddetektors niedriger als die konventioneller gekrümmter Detektoranordnungen, weil die elektrische Ladung von allen Detektorelementen an einer bestimmten Lesezeile eines Flachbilddetektors in die einzelne Ausleseschaltung für diese Zeile eingespeist wird. Aber weil der Flachbilddetektor 86 in der Mitte des Sichtfelds positioniert ist, erfasst der Flachbilddetektor 86 Schwächungsdaten, die dem sich am langsamsten bewegenden Teil des Bilds entsprechen. Weil die Herstellung eines Flachbilddetektors kostengünstiger ist als die eines gekrümmten Detektors mit einem ähnlichen Abdeckungsbereich, verringert die Verwendung des Flachbilddetektors 84 in der Mitte der Detektoranordnung 84 außerdem die Gesamtkosten der Detektoranordnung 84 und ermöglicht gleichzeitig eine größere Abdeckung in der z-Richtung 112 (d. h. entlang der Achse des Patienten). Das der Verwendung von Flachbilddetektoren eigene längere Nachleuchten oder Afterglow wird auch durch Positionieren des Flachbilddetektors 84 zwischen gekrümmten Detektoranordnungen 88, 90 gemildert. Schließlich kann die begrenzte dynamische Reichweite eines Flachbilddetektors durch die Verwendung eines zweiten Flachbilddetektors wie z. B. des zweiten Flachbilddetektors 148 verbessert werden. Die Detektoranordnung 84 ist für die Verwendung in Herz-CT-Bildgebungsanwendungen besonders vorteilhaft, da der Flachbilddetektor 84 die für die Herz-Bildgebung gewünschte Auflösung und Abdeckung hat.
Das Paket-/Gepäckkontrollsystem 158, wobei jetzt auf 14 Bezug genommen wird, beinhaltet eine drehbare Gantry 160, in der sich eine Öffnung 162 befindet, durch welche Pakete oder Gepäckstücke hindurchgeführt werden können. In der drehbaren Gantry 160 ist eine hochfrequente elektromagnetische Energiequelle 164 sowie eine Detektoranordnung 166 untergebracht, die aus Szintillatorzellen ähnlich den in 3 und 4 gezeigten bestehende Szintillatorfelder hat. Eine Förderanlage 168 ist ebenfalls vorgesehen und beinhaltet ein Förderband 170, das von Konstruktion 172 getragen wird, um Pakete oder Gepäckstücke 174 zum Scannen automatisch und kontinuierlich durch die Öffnung 162 zu befördern. Die Objekte 174 werden vom Förderband 170 durch die Öffnung 162 geführt, dann werden Bilddaten erfasst und das Förderband 170 entfernt die Pakete 174 auf geregelte und kontinuierlich Weise aus der Öffnung 162. Infolgedessen können Postkontrollpersonal, Gepäckabfertiger und anderes Sicherheitspersonal den Inhalt der Pakete 174 berührungslos auf Sprengstoffe, Messer, Schusswaffen, verbotene Ware usw. untersuchen.
Der Fachmann wird erkennen, dass Ausführungsformen der Erfindung mit einem computerlesbaren Datenträger, in dem ein Computerprogramm gespeichert ist, verbunden und von ihm gesteuert werden können. Der computerlesbare Datenträger beinhaltet eine Vielzahl von Komponenten wie z. B. eine oder mehrere von elektronischen Komponenten, Hardwarekomponenten und/oder Computersoftwarecomponenten. Zu diesen Komponenten kann wenigstens ein computerlesbarer Datenträger zählen, der im Allgemeinen Anweisungen wie Software, Firmware und/oder Assemblersprache zum Durchführen von einem oder mehreren Teilen von einer oder mehreren Implementationen oder Ausgestaltungen einer Sequenz speichert. Diese computerlesbaren Datenträger sind im Allgemeinen nichtflüchtig und/oder physisch. Zu Beispielen für derartige computerlesbare Datenträger zählen ein beschreibbarer Datenträger eines Computers und/oder einer Speichervorrichtung. Der computerlesbare Datenträger kann beispielweise ein oder mehrere eines magnetischen, elektrischen, optischen, biologischen und/oder atomischen Datenspeichermediums einsetzen. Des Weiteren können derartige Datenträger die Form von beispielsweise Disketten, Magnetbändern, CD-ROM, DVD-ROM, Festplattenlaufwerken und/oder elektronischen Speichern haben. Mit Ausführungsformen der Erfindung können auch noch andere, nicht aufgeführte Formen nichtflüchtiger und/oder physischer computerlesbarer Datenträger eingesetzt werden.
In einer Implementierung eines Systems kann eine Anzahl derartiger Komponenten kombiniert oder geteilt werden. Des Weiteren können derartige Komponenten einen Satz und/oder eine Reihe von Computeranweisungen einschließen, die in bzw. mit einer beliebigen einer Anzahl von Programmiersprachen geschrieben oder implementiert sein können, wie für den Fachmann erkennbar ist. Außerdem können andere Formen von computerlesbaren Medien wie z. B. eine Trägerwelle eingesetzt werden, um ein Computerdatensignal auszugestalten, das eine Anweisungsfolge darstellt, die, wenn sie von einem oder mehreren Computern abgearbeitet wird, veranlasst, dass der eine bzw. die mehreren Computer einen Teil oder mehrere Teile von einer oder mehreren Implementierungen oder Ausgestaltungen einer Folge durchführt.
Daher beinhaltet eine Röntgendetektoranordnung gemäß einer Ausführungsform eine erste gekrümmte Detektoranordnung, die eine erste Vielzahl von Detektormodulen aufweist, eine zweite gekrümmte Detektoranordnung, die eine zweite Vielzahl von Detektormodulen aufweist, und einen ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektor, der zwischen der ersten und der zweiten gekrümmten Detektoranordnung angeordnet ist, so dass ein erstes Ende des ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektors mit einem inneren Ende der ersten gekrümmten Detektoranordnung verbunden ist und ein zweites Ende des ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektors mit einem inneren Ende der zweiten gekrümmten Detektoranordnung verbunden ist.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform beinhaltet ein Verfahren zum Herstellen einer Detektoranordnung das Bereitstellen eines ersten Flachbilddetektors mit einer oberen Oberfläche, die konfiguriert ist, um einer Röntgenquelle zugekehrt zu sein, einer ersten Seitenfläche, die von der oberen Oberfläche des ersten Flachbilddetektors zu einer der oberen Oberfläche entgegengesetzten unteren Oberfläche verläuft, und einer zweiten Seitenfläche, die der ersten Seitenfläche entgegengesetzt ist und von der oberen Oberfläche zu der unteren Oberfläche verläuft. Das Verfahren beinhaltet auch das Bereitstellen eines ersten gekrümmten Detektorfelds, in dem eine Vielzahl von Detektoren angeordnet ist, wobei das erste gekrümmte Detektorfeld eine obere Oberfläche aufweist, die konfiguriert ist, um der Röntgenquelle zugekehrt zu sein, und das Ausrichten des ersten gekrümmten Detektorfelds auf den ersten Flachbilddetektor, so dass ein Rand der oberen Oberfläche des ersten gekrümmten Detektors an der ersten Seitenfläche des ersten Flachbilddetektors in Anlage ist. Ferner beinhaltet das Verfahren das Bereitstellen eines zweiten gekrümmten Detektorfelds, in dem eine Vielzahl von Detektoren angeordnet ist, wobei das zweite gekrümmte Detektorfeld eine obere Oberfläche aufweist, die konfiguriert ist, um der Röntgenquelle zugekehrt zu sein, und das Ausrichten des zweiten gekrümmten Detektorfelds auf den ersten Flachbilddetektor, so dass ein Rand der oberen Oberfläche des zweiten gekrümmten Detektors an der zweiten Seitenfläche des ersten Flachbilddetektors in Anlage ist.
Gemäß noch einer weiteren Ausführungsform beinhaltet ein CT-System eine drehbare Gantry, in der sich eine Öffnung zur Aufnahme eines zu scannenden Objekts befindet, und einen Tisch, der in der Öffnung der drehbaren Gantry positioniert ist und in z-Richtung durch die Öffnung bewegt werden kann. Das CT-System beinhaltet auch eine Röntgenquelle, die mit der drehbaren Gantry verbunden ist und zum Projizieren eines Röntgenstrahlenbündels auf das zu scannende Objekt konfiguriert ist, und eine Detektoranordnung, die zum Aufnehmen des Röntgenstrahlenbündels von der Röntgenquelle positioniert ist. Die Detektoranordnung beinhaltet eine erste gekrümmte Detektoranordnung, die eine Vielzahl von Detektoren aufweist, eine zweite gekrümmte Detektoranordnung, die eine Vielzahl von Detektoren aufweist, und einen ersten digitalen Flachbilddetektor, der zwischen der ersten und der zweiten gekrümmten Detektoranordnung angeordnet ist, so dass ein erstes Ende des ersten digitalen Flachbilddetektors mit einem inneren Ende der ersten gekrümmten Detektoranordnung verbunden ist und ein zweites Ende des ersten Flachbilddetektors mit einem inneren Ende der zweiten gekrümmten Detektoranordnung verbunden ist.
Diese schriftliche Beschreibung verwendet Beispiele, um die Erfindung, einschließlich der besten Ausführung, zu offenbaren und um dem Fachmann die Ausführung der Erfindung, einschließlich der Herstellung und Verwendung von Geräten bzw. Systemen und der Durchführung eingebundener Verfahren zu ermöglichen. Der patentfähige Umfang der Erfindung wird von den Ansprüchen definiert und kann andere Beispiele beinhalten, die fachkundigen Personen einfallen. Es ist vorgesehen, dass derartige andere Beispiele im Umfang der Ansprüche liegen, wenn sie strukturelle Elemente beinhalten, die sich nicht von der wörtlichen Bedeutung der Ansprüche unterscheiden, oder wenn sie äquivalente strukturelle Elemente mit unwesentlichen Unterschieden von den wörtlichen Bedeutungen der Ansprüche beinhalten.
Eine Röntgendetektoranordnung 84 beinhaltet eine erste gekrümmte Detektoranordnung 88, die eine erste Vielzahl von Detektormodulen 110 aufweist, eine zweite gekrümmte Detektoranordnung 90, die eine zweite Vielzahl von Detektormodulen 110 aufweist, und einen ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektor 86, der zwischen der ersten und der zweiten gekrümmten Detektoranordnung 88, 90 angeordnet ist, so dass ein erstes Ende des ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektors 86 mit einem inneren Ende der ersten gekrümmten Detektoranordnung 88 verbunden ist und ein zweites Ende des ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektors 86 mit einem inneren Ende der zweiten gekrümmten Detektoranordnung 90 verbunden ist

Claims

Röntgendetektoranordnung (84), die Folgendes umfasst: eine erste gekrümmte Detektoranordnung (88), die eine erste Anzahl von Detektormodulen (110) aufweist; eine zweite gekrümmte Detektoranordnung (90), die eine zweite Anzahl von Detektormodulen (110) aufweist; und einen ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (86), der zwischen der ersten und der zweiten gekrümmten Detektoranordnung (88, 90) angeordnet ist, so dass ein erstes Ende des ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektors (86) mit einem inneren Ende der ersten gekrümmten Detektoranordnung (88) verbunden ist und ein zweites Ende des ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektors (86) mit einem inneren Ende der zweiten gekrümmten Detektoranordnung (90) verbunden ist.
Röntgendetektoranordnung (84) nach Anspruch 1, die ferner einen zweiten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (148) aufweist, der in einer Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung im Wesentlichen mit dem ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (86) fluchtet und in der Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung von dem ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (86) beabstandet ist.
Röntgendetektoranordnung (84) nach Anspruch 2, wobei der erste digitale Projektions-Flachbilddetektor (86) einen Abdeckungsbereich hat, der wenigstens gleich einem Abdeckungsbereich des zweiten digitalen Projektions-Flachbilddetektors (148) ist.
Röntgendetektoranordnung (84) nach Anspruch 2, wobei der zweite digitale Projektions-Flachbilddetektor (148) auf Führungsschienen (152) angebracht ist, so dass der zweite digitale Projektions-Flachbilddetektor (148) zwischen einer ersten Position und einer zweiten Position bewegt werden kann; wobei der zweite digitale Projektions-Flachbilddetektor (148) in der ersten Position mit den ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (86) fluchtet, so dass von einer Röntgenquelle ausgestrahlte und in einer Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung durch den zweiten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (148) hindurchgehende Röntgenstrahlen auf den ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (86) fallen; und wobei der zweite digitale Projektions-Flachbilddetektor (148) in der ersten Position nicht mit dem ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (86) fluchtet, so dass von der Röntgenquelle in der Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung ausgestrahlte Röntgenstrahlen auf den ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (86) fallen, ohne durch den zweiten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (148) hindurchzugehen.
Röntgendetektoranordnung (84) nach Anspruch 2, die ferner ein Kerbfilter (154) aufweist, das ein Röntgenstrahlen schwächendes Material umfasst, das zum Filtern von Röntgenstrahlen in einem bestimmten Energieband ausgewählt ist.
Röntgendetektoranordnung (84) nach Anspruch 5, wobei das Kerbfilter (154) in der Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung zwischen dem ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (86) und dem zweiten digitalen Projektions-Flachbilddetektor (148) positioniert ist.
Röntgendetektoranordnung (84) nach Anspruch 2, wobei der erste digitale Projektions-Flachbilddetektor (86) zum Absorbieren von Röntgenstrahlen hoher Energie konfiguriert ist und wobei der zweite digitale Projektions-Flachbilddetektor (148) zum Absorbieren von Röntgenstrahlen niedriger Energie konfiguriert ist.
Röntgendetektoranordnung (84) nach Anspruch 7, wobei der erste digitale Projektions-Flachbilddetektor (86) ein erstes, zum Absorbieren von Röntgenstrahlen hoher Energie konfiguriertes Szintillationsmaterial aufweist und wobei der zweite digitale Projektions-Flachbilddetektor (148) ein zweites, zum Absorbieren von Röntgenstrahlen niedriger Energie konfiguriertes Szintillationsmaterial.
Röntgendetektoranordnung (84) nach Anspruch 7, wobei der zweite digitale Projektions-Flachbilddetektor (148) eine Dicke in einer Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung hat, die kleiner als eine Dicke des ersten digitalen Projektions-Flachbilddetektors (86) ist.
Röntgendetektoranordnung (84) nach Anspruch 1, wobei die Detektormodule (110) der ersten und der zweiten gekrümmten Detektoranordnung (88, 90) eine Breite in einer Kanalrichtung von etwa 16 mm haben und wobei der erste digitale Projektions-Flachbilddetektor (86) eine Breite in der Kanalrichtung von etwa 20 cm hat.