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Hintergrund der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die radiographische
Bildgebung und insbesondere auf ein Verfahren und System zur dynamischen
Steuerung der Shaping-Zeit oder Signalformungszeit eines energiesensitiven
radiographischen Detektors, wie z.B. eines CT-Detektors, zur Anpassung
an breite Schwankungen der Strahlungsflussniveaus, denen der Detektor
ausgesetzt ist. Die vorliegende Erfindung bezieht sich insbesondere
auf photonenzählende
und/oder energiediskriminierende Strahlungsdetektoren.
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In
radiographischen Systemen sendet typischerweise eine Röntgenquelle
Röntgenstrahlen
auf ein Subjekt oder Objekt, wie z.B. einen Patienten oder ein Gepäckstück aus.
Anschließend
können
die Ausdrücke "Subjekt" und "Objekt" hierin austauschbar
verwendet werden, um irgendetwas zu bezeichnen, das dazu geeignet
ist, abgebildet zu werden. Nachdem das Röntgenstrahlenbündel durch
das Objekt abgeschwächt
worden ist, trifft es auf ein Feld oder Array von Strahlungsdetektoren
auf. Die Intensität
des an dem Detektorarray empfangenen Strahlenbündels ist typischerweise von
der Abschwächung
der Röntgenstrahlen durch
das untersuchte Objektabhängig.
Jedes Detektorelement des Detektorarrays erzeugt ein separates Signal,
das für
das von dem einzelnen Detektorelement empfangene, abgeschwächte Strahlenbündel kennzeichnend
ist. Die Signale werden zur Analyse und weiteren Verarbeitung an
ein Datenverarbeitungssystem übertragen,
welches schließlich
ein Bild erzeugt.
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Auf
eine ähnliche
Weise werden Strahlungsdetektoren in Emissionsbildgebungssystemen
verwendet, wie z.B. den in der Nuklearmedizin (NM) verwendeten Gammakameras
und Positronenemissionstomografie (PET)-Systemen. Bei diesen Systemen
ist die Strahlungsquelle keine Röntgenquelle mehr,
sondern vielmehr wird ein Radiopharmazeutikum in den untersuchten
Körper
injiziert. Bei diesen Systemen erzeugt jeder Detektor des Arrays
ein Signal in Abhängigkeit
von der lokalisierten Intensität
der Konzentration des Radiopharmazeutikums in dem Objekt. Ähnlich wie
bei der konventionellen Röntgenbildgebung
wird die Stärke
des Emissionssignals auch durch dazwischen liegende Körperbereiche
abgeschwächt.
Jedes einzelne Detektorelement des Detekorarrays erzeugt ein separates
Signal, das für den
von dem einzelnen Detektorelement empfangenen, ausgesandten Strahl
kennzeichnend ist. Die Signale werden zur Analyse und weiteren Verarbeitung an
ein Datenverarbeitungssystem übertragen,
das schließlich
ein Bild erzeugt.
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Bei
den meisten Computertomografie (CT)-Bildgebungssystemen werden die
Röntgenquelle
und das Detektorarray um einen Gantryrahmen herum gedreht, der ein
Bildgebungsvolumen um das Objekt herum umschließt. Die Röntgenquellen enthalten typischerweise
Röntgenröhren, die
die Röntgenstrahlen
von dem Anodenbrennfleck aus als ein Fächer- oder Konusbündel aussenden.
Röntgendetektoranordnungen
enthalten typischerweise einen Kollimator, um gestreute Röntgenphotonen
zu verringern und am Erreichen des Detektors zu hindern, einen dem
Kollimator benachbarten Szintillator zum Umwandeln von Röntgenstrahlen
in Lichtenergie und eine dem Szintillator benachbarte Photodiode
zum Empfangen der Lichtenergie und Erzeugen elektrischer Signale
aus derselben. Typischerweise wandelt jeder Szintillator eines Szintillatorarrays
Röntgenstrahlen
in Lichtenergie um. Jede Photodiode erkennt die Lichtenergie und
erzeugt ein entsprechendes elektrisches Signal. Die Ausgaben der
Photodioden werden dann an das Datenakquisitionssystem und danach
zur Bildwiederherstellung an das Verarbeitungssystem übertragen.
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Konventionelle
CT-Bildgebungssysteme verwenden Detektoren, die Röntgenphotonenenergie
in Stromsignale umwandeln, die über
eine Zeitdauer integriert, dann gemessen und schließlich digitalisiert werden.
Ein Nachteil solcher Detektoren ist ihre Unfähigkeit zur Lieferung unabhängiger Daten
oder Rückmeldungen
wie etwa zu der Energie und Einfallsflussrate der erkannten Photonen.
Das bedeutet, dass konventionelle CT-Detektoren eine Szintillatorkomponente
und eine Photodiodenkomponente aufweisen, wobei die Szintillatorkomponente
in Folge des Empfangs von Röntgenphotonen
leuchtet und die Photodiode das Leuchten der Szintillatorkomponente
erkennt und ein integriertes elektrisches Stromsignal als eine Funktion
der Intensität
und Energie der einfallenden Röntgenphotonen
liefert. Obwohl es allgemein erkannt wird, dass die CT-Bildgebung
ohne die mit der konventionellen CT-Detektorausführung erreichten Verbesserungen
kein geeignetes diagnostisches Bildgebungsmittel wäre, besteht
ein Nachteil dieser integrierenden Detektoren in ihrer Unfähigkeit,
Energiediskriminierungsdaten zu liefern oder in anderer Weise die
Anzahl der von einem gegebenen Detektorelement oder Pixel tatsächlich empfangenen
Photonen zu zählen
und/oder deren Energie zu messen. Dementsprechend beinhalten die
jüngsten
Detektorentwicklungen den Entwurf eines energie diskriminierenden
Detektors, der eine photonenzählende
und/oder energiediskriminierende Rückmeldung liefern kann. Im
Hinblick darauf kann der Detektor zum Betrieb in einem Röntgenzählmodus,
einem Energiemessungsmodus von jedem einzelnen Röntgenereignis oder beiden veranlasst
werden.
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Diese
energiediskriminierenden Detektoren sind nicht nur zur Röntgenzählung, sondern
auch zur Lieferung eines Messwerts des Energieniveaus jedes erkannten
Röntgenquants
in der Lage. Während bei
der Konstruktion eines energiediskriminierenden Detektors einschließlich Szintillatoren
und Fotodioden eine Anzahl von Materialien verwendet werden kann,
hat sich gezeigt, dass Direktumwandlungsdetektoren, die Röntgenphotoleiter,
wie z.B. amorphes Selen oder Kadmiumzinktellurid enthalten, die
Röntgenphotonen
direkt in elektrische Ladung umwandeln, zu den bevorzugten Materialien
gehören.
Ein Nachteil der photonenzählenden
Detektoren besteht jedoch darin, dass diese Typen von Detektoren
begrenzte Zählraten
aufweisen und Schwierigkeiten bei der Abdeckung der breiten dynamischen
Bereiche haben, die sehr hohe Röntgenphotonenflussraten einschließen, die
typischerweise mit konventionellen CT-Systemen verbunden sind. Allgemein
ist ein dynamischer Bereich eines CT-Detektors von 1.000.000 : 1
erforderlich, um die möglichen
Schwankungen der Photonenflussraten angemessen zu beherrschen. Bei
den jetzt erhältlichen,
sehr schnellen Scannern ist es nicht ungewöhnlich, auf Röntgenflussraten
von über
108 Photonen/mm2/sek
zu treffen, wenn sich kein Objekt in dem Aufnahmebereich befindet,
wobei dasselbe Detektionssystem nur einige zehn Photonen zählen muss,
denen die Durchdringung des Zentrums großer Objekte gelingt.
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Die
sehr hohen Röntgenphotonenflussraten führen schließlich zur
Detektorsättigung.
Das bedeutet, dass diese Detekto ren typischerweise bei relativ niedrigen
Röntgenflussniveaus
in Sättigung
geraten. Diese Sättigung
kann an Detektororten auftreten, wo sich eine geringe Objektdicke
zwischen dem Detektor und der radiographischen Energiequelle oder Röntgenröhre befindet.
Es ist gezeigt worden, dass diese gesättigten Bereiche zu den Pfaden
von geringer Objektdicke nahe bei oder außerhalb der auf das Detektorarray
projizierten Begrenzung bzw. Ausdehnung des Objektes gehören. In
vielen Fällen
ist das Objekt mehr oder weniger zylindrisch in der Wirkung auf
die Abschwächung
des Röntgenflusses
und der dementsprechend auf das Detektorarray einfallenden Intensität. In diesem
Falle stellen die gesättigten Bereiche.
zwei getrennte Bereiche an den Rändern des
Detektorarrays dar. In anderen, weniger typischen, aber nicht seltenen
Fällen
tritt die Sättigung an
anderen Orten und in mehr als zwei getrennten Bereichen des Detektors
auf. Im Falle eines zylindrischen Objektes kann die Sättigung
an den Rändern des
Arrays durch die Verwendung eines Bowtie-Filters zwischen dem Objekt
und der Röntgenquelle verringert
werden. Typischerweise ist das Filter in einer solchen Weise zur
Anpassung an die Form des Objektes ausgelegt, dass es die Gesamtabschwächung durch
Filter und Objekt über
dem Detektorarray vergleichmäßigt. Der
auf den Detektor einfallende Fluss ist dann über dem Array relativ gleichförmig und
führt nicht
zur Sättigung.
Was jedoch problematisch sein kann, ist, dass das Bowtie-Filter
unter der Vorgabe nicht optimal sein kann, dass eine Objektpopulation
wesentlich kleiner als gleichförmig
und nicht exakt zylindrisch in der Form oder nichtzentral in dem Röntgenstrahlenbündel angeordnet
ist. In solchen Fällen
ist es möglich,
dass ein oder mehrere getrennte Sättigungsbereiche auftreten,
oder umgekehrt der Röntgenstrahlenfluss überfiltert
wird und unnötigerweise
Bereiche mit sehr niedrigem Fluss erzeugt werden. Ein niedriger
Röntgenfluss
in der Projektion führt
zu einer Verringerung des Informations gehaltes, was schließlich zu
einem unerwünschten
Rauschen in dem wiederhergestellten Bild des Objektes beitragen
wird.
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Darüber hinaus
beinhaltet ein den meisten CT-Systemen gemeinsames Systemkalibrierungsverfahren
die Messung einer Detektorantwort bei überhaupt keinem Objekt in dem
Strahl. Diese von jedem einzelnen Detektorelement lesende "Luftkalibrierung" oder „Air Cal" wird verwendet,
um die vorverarbeiteten Daten, die dann für die CT-Bildwiederherstellung
verwendet werden, zu normieren und zu korrigieren. Selbst mit idealen
Bowtie-Filtern könnte
jetzt ein hoher Röntgenfluss
in dem zentralen Bereich des Detektorarrays während der Systemkalibrierungsphase
zu einer Detektorsättigung
führen.
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Um
sich der Sättigung
eines beliebigen Teils des Detektors zuzuwenden, sind eine Anzahl
von Bildgebungstechniken vorgeschlagen worden. Diese Techniken enthalten
die Aufrechterhaltung eines niedrigen Röntgenflusses über die
Breite eines Detektorarrays hinweg, z.B. durch Modulieren des Röhrenstroms
oder der Röntgenspannung
während
der Aufnahme. Diese Lösung
führt jedoch
zu einer verlängerten
Aufnahmezeit . Das bedeutet, dass es eine „Strafe" in dem Sinne gibt, dass die Akquisitionszeit für das Bild
im Verhältnis
zu dem Nennfluss verlängert
wird, der zum Erfassen einer bestimmten Anzahl von Röntgenstrahlen
erforderlich ist, die den Bildqualitätsanforderungen genügen. Andere
Lösungen
enthalten die Implementierung von Over-Range-Algorithmen, die zur
Erzeugung von Ersatzdaten für
die Sättigungsdaten
verwendet werden können.
Diese Algorithmen können
die Sättigungsdaten
jedoch nicht perfekt ersetzen und tragen zu der Komplexität des CT-Systems
bei.
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Es
wäre daher
wünschenswert,
einen energiediskriminierenden, photonenzählenden CT-Detektor zu entwerfen,
der bei den typischerweise in konventionellen CT-Systemen auftretenden
Röntgenphotonenflussraten
nicht in Sättigung
gerät.
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Kurze Beschreibung der
Erfindung:
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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung,
die auf die Anpassung der Abtast-/Shaping-Zeit-Charakteristik eines Strahlungsdetektors
als eine Funktion des einfallenden Photonenflusses gerichtet sind,
die die zuvor genannten Nachteile überwinden.
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Die
vorliegende Erfindung enthält
ein Verfahren und System zur Zählung
und Bezeichnung der von einem Strahlungsdetektor empfangenen Strahlungsenergie.
Das Verfahren und das System sind zur dynamischen Steuerung der
Abtastzeit- oder Shaping-Zeit-Charakteristik eines photonenzählenden
Detektors ausgelegt, um sich an starke Schwankungen des auf den
Detektor einwirkenden Flusses anzupassen, um eine Sättigung
unter Hochflussbedingungen zu verhindern. Darüber hinaus ist die vorliegende
Erfindung auf die Steuerung des Detektors gerichtet, um sich an
Niedrigflussratenbedingungen anzupassen, so dass die Erkennungseffizienz
und die Bildqualität
nicht geopfert wird, wenn ein niedriger Fluss auf den Detektor einwirkt.
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Ein
photonenzählendes
(PC) radiographisches System enthält einen Strahlungsenergiedetektor,
der zur Erkennung von Strahlungsenergie, die eine gegebene Flussrate
aufweist, und zur Ausgabe von Signalen eingerichtet ist, die für die erkannte Strahlungsenergie
kennzeichnend sind. Eine Former- oder Shaper-Einheit mit einer gegebenen
Shaping-Zeit ist zum Empfangen der elektrischen Signale angeschlossen
und passt sie zur Lieferung elektrischer Impulse an, die für die Strahlungsphotonenenergie
kennzeichnend sind. Ein PC-Kanal ist an geschlossen, um die elektrischen
Signale zu empfangen und die elektrischen Impulssignale einer bestimmten
Höhe oder
Intensität,
die für
die Photonenergie kennzeichnend sind, durch einen einstellbaren Pulshöhendiskriminator
oder -schwellwert abzutasten. Der PC-Kanal ist weiterhin dazu eingerichtet, eine
Photonenzählungsausgabe über einem
Abtastintervall zu liefern. Das System enthält auch eine Steuerung, die
betrieblich mit dem PC-Kanal verbunden und zur automatischen Einstellung
der Shaping-Zeit wenigstens als eine Funktion der gegebenen Flussrate
eingerichtet ist. Das System enthält auch eine Steuerung, die
betrieblich mit dem PC-Kanal verbunden und zur automatischen Einstellung
der Sensitivität
an dem Pulshöhen-
oder Schwellenwertdiskriminator als eine Funktion der gegebenen
Flussrate oder Shaping-Zeit eingerichtet ist.
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Ein
CT-System enthält
einen drehbaren Gantryrahmen, der eine darin zentral angeordnete Bohrung
und einen nach vorne und hinten durch die Bohrung hindurch beweglichen
und zur Positionierung eines Objektes zur CT-Datenakquisition eingerichteten
Tisch enthält.
Eine radiographische Energieprojektionsquelle ist innerhalb des
drehbahren Gantryrahmens angeordnet, und zur Projektion radiographischer
Energie auf das Objekt eingerichtet. Das CT-System enthält weiterhin
eine Detektoranordnung, die innerhalb des drehbaren Gantryrahmens
angeordnet und zur Erkennung der durch die Projektionsquelle projizierten
und auf das Objekt auftreffenden radiographischen Energie eingerichtet
ist. Die Detektoranordnung ist dadurch ausgezeichnet, dass sie zur
Ausgabe elektrischer Signale, die für die erkannte radiographische
Energie kennzeichnend sind, eingerichtete Detektorelemente und betrieblich mit
den Detektorelementen verbundene und zum Zählen der Anzahl der Photonen
des erkannten radiographischen Energiesignals, das gemäß einer
variablen Shaping-Zeit angepasst worden ist, eingerichtete PC- Kanäle enthält. Die
Detektorelemente weisen auch Shaping-Zeit-Steuerungen auf, die betrieblich mit
den PC-Kanälen
verbunden und zur Steuerung der variablen Shaping-Zeiten, gestützt auf
die Photonenausgabezählungdaten,
in nahezu Echtzeit eingerichtet sind.
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Ein
Verfahren zur Verhinderung der Sättigung
eines Detektors für
radiographische Energie enthält
die Überwachung
eines Flusses von radiographischer Energie, der eine Anzahl von
durch einen photonenzählenden
Detektor für
radiographische Energie empfangenen Photonen aufweist. Der Detektor ist
im Falle von Direktumwandlungsdetektoren, die einen Röntgen-Photoleiter aufweisen,
zum Abtasten einer Photonenladungswolke bzw. Photon Charge Cloud
oder im Falle von Szintillatordetektoren eines Photodiodenstromimpulses
sowie zum Zählen
der Anzahl der Photonen unter Verwendung einer gegebenen Signalimpuls-Shaping-Zeit
ausgelegt. Das Verfahren enthält
weiterhin das Vergleichen eines gegenwärtigen Flusses an dem Detektor
für radiographische
Energie mit einem Basisflussniveau, das der gegebenen Shaping-Zeit
entspricht, und das Einstellen der gegebenen Shaping-Zeit, damit
sie in Abhängigkeit
von dem Vergleich zu dem gegenwärtigen Fluss
passt. Ein zusätzlicher
Ausführungsaspekt
der vorliegenden Erfindung enthält
automatische Mittel zur Modifizierung der Energieschwellenwertniveaus, um Änderungen
der Kanal-Shaping-Zeiten zu kompensieren, um genaue Photonenergieinformationen zu
erhalten.
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Gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung enthält
daher ein einzelnes PC-Radiographiesystem einen Radiographieenergiedetektor,
der zur Erkennung radiographischer Energie, die eine gegebene Flussrate
aufweist, und zur Ausgabe elektrischer Signale, die für die erkannte
radiographische Energie kennzeichnend sind, eingerichtet ist. Das
System ent hält
weiterhin einen PC-Kanal, der zum Empfangen der elektrischen Signale
und Abtasten der elektrischen Signale in einem Abtastintervallfenster
und Erzeugen einer Photonenzählungsausgabe
verbunden ist. Eine Steuerung ist betrieblich mit dem PC-Kanal verbunden und
zum automatischen Einstellen des Abtastintervallfensters wenigstens
als eine Funktion der gegebenen Flussrate eingerichtet.
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Gemäß einer
weiteren Ausführungsform
enthält
die vorliegende Erfindung ein CT-System, das einen drehbaren Gantryrahmen
aufweist, der eine zentral darin angeordnete Bohrung, einen vorwärts und rückwärts durch
die Bohrung hindurch beweglichen und zum Positionieren eines Objektes
zur CT-Datenakquisition eingerichteten Tisch, eine innerhalb des drehbaren
Gantryrahmens angeordnete und zum Projizieren radiographischer Energie
auf ein Objekt eingerichtete radiographische Energieprojektionsquelle
und eine innerhalb des drehbaren Gantryrahmens angeordnete und zum
Erkennen der von der Projektionsquelle projizierten und auf dem
Objekt auftreffenden radiographischen Energie eingerichtete Detektoranordnung
aufweist. Die Detektoranordnung enthält ein Detektorelement, das
zur Ausgabe elektrischer Signale eingerichtet ist, die für die erkannte
radiographische Energie kennzeichnend sind, und einen PC-Kanal,
der mit dem Detektorelement betrieblich verbunden und zum Zählen einer
Anzahl von Photonen der erkannten radiographischen Energie gemäß einer
variablen Shaping-Zeit eingerichtet ist. Die Detektoranordnung enthält weiterhin
eine Shaping-Zeit-Steuerung,
die betrieblich mit dem PC-Kanal verbunden und zur Steuerung der
variablen Shaping-Zeit in Abhängigkeit
von den Photonenausgabezähldaten
in nahezu Echtzeit eingerichtet ist.
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Gemäß noch einer
weiteren Ausführungsform
enthält
ein Verfahren zur Verhinderung der Sättigung eines Strahlungsenergiedetektors
das Überwachen
des Flusses von Strahlungsenergie, der eine Anzahl von von einem
photonenzählenden
Strahlungsenergiedetektor empfangenen Photonen aufweist. Der Detektor
ist zum Abtasten einer Photonenladungswolke innerhalb eines gegebenen
Abtastfensters und zum Zählen
der Anzahl der Photonen ausgelegt. Das Verfahren enthält weiterhin
das Vergleichen eines gegenwärtigen
Flusses an dem Strahlungsenergiedetektor mit einem Basisflussniveau, das
dem gegebenen Abtastfenster entspricht, und das Anpassen des gegebenen
Abtastfensters, damit dieses in Abhängigkeit von dem Vergleich
zu dem gegenwärtigen
Fluss passt.
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Vielfältige weitere
Merkmale, Ziele und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus
der folgenden detaillierten Beschreibung und den Zeichnungen deutlich.
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Kurze Beschreibung der
Zeichnungen:
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Die
Zeichnungen stellen ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel dar, das gegenwärtig zur
Ausführung
der Erfindung in Betracht gezogen wird.
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In
den Zeichnungen zeigt
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1 eine
bildliche Ansicht eines CT-Bildgebungssystems,
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2 ein
schematisches Blockdiagramm des in 1 dargestellten
Systems,
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3 ein
schematisches Blockdiagramm einer Detektoranordnung gemäß der vorliegenden
Erfindung,
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4 einen
Graph, der Signalamplitudenkurven für eine Anzahl von Shaping-Zeiten
für einen beispielhaften
PC-Detektor darstellt,
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5 eine
bildliche Ansicht eines CT-Systems zur Verwendung mit einem nichtinvasiven
Gepäcküberprüfungssystem.
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Detaillierte Beschreibung
des bevorzugten Ausführungsbeispiels:
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Die
betriebliche Umgebung der vorliegenden Erfindung wird im Hinblick
auf ein Vierschicht-Computertomographie (CT)-System beschrieben.
Von Fachleuten wird jedoch erkannt, dass die vorliegende Erfindung
gleichermaßen
für den
Gebrauch mit Einschicht- oder anderen Mehrschichtanordnungen anwendbar
ist. Darüber
hinaus wird die vorliegende Erfindung im Hinblick auf die Erkennung
und Umwandlung von Röntgenstahlen
beschrieben. Ein Fachmann wird jedoch weiterhin erkennen, dass die
vorliegende Erfindung gleichermaßen auf die Erkennung und Umwandlung
anderer Strahlungsenergiearten anwendbar ist.
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Mit
Bezug auf die 1 und 2: Ein Computertomographie
(CT)-Bildgebungssystem 10 ist gezeigt, das einen Gantryrahmen 12 enthält und für einen
CT-Scanner der "dritten
Generation" kennzeichnend
ist. Der Gantryrahmen 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf,
die ein Bündel
von Röntgenstrahlen 16 auf
eine Detektoranordnung 18 auf der gegenüberliegenden Seite des Gantryrahmens 12 projiziert.
Die Detektoranordnung 18 ist aus einer Vielzahl von Detektoren 20 gebildet,
die gemeinsam die projizierten Röntgenstrahlen
erfassen, die einen medizinischen Patienten 22 durchdringen.
Jeder Detektor 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das
nicht nur die Intensität
eines auftreffenden Röntgenstrahls
wiedergibt, sondern auch zur Lieferung von Photonen- oder Röntgen-Zählungsdaten
und -Energieniveau und dadurch zur Wiedergabe des abgeschwächten Röntgenstrahls,
wie er den Patienten 22 durchdringt, in der Lage ist. Während einer
Aufnahme zur Erfassung von Röntgenprojektionsdaten
drehen sich der Gantryrahmen 12 und die daran angebrachten
Komponenten um ein Rotationszentrum 24.
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Die
Drehung des Gantryrahmens 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 werden
durch einen Steuerungsmechanismus 26 des CT-Systems 10 gesteuert.
Der Steuerungsmechanismus 26 enthält eine Röntgensteuerung 28,
die Energie und Taktsignale an eine Röntgenquelle 14 und
eine Gantry-Motorsteuerung 30 liefert, die die Rotationsgeschwindigkeit
und Position des Gantryrahmens 12 steuert. Ein Datenakquisitionssystem
(DAS) 32 in dem Steuerungsmechanismus 26 inspiziert
die Daten von den Detektoren 20 und wandelt die Daten in
Digitalsignale für
eine anschließende
Verarbeitung um. Eine Bildwiederherstellungseinrichtung 34 empfängt die
abgetasteten und digitalisieren Röntgendaten von dem DAS 32 und
führt eine
Hochgeschwindigkeitswiederherstellung durch. Das wiederhergestellte
Bild wird als Eingabe einem Computer 36 zugeführt, der
das Bild in einer Massenspeichereinrichtung 38 speichert.
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Der
Computer 36 empfängt
auch Befehle und Aufnahmeparameter von einem Bediener über eine
Konsole 40, die eine Tastatur aufweist. Ein zugehöriger Anzeigebildschirm 42 erlaubt
es dem Bediener, das wiederhergestellte Bild und andere Daten von
dem Computer 36 zu betrachten. Die von dem Bediener gelieferten
Befehle und Parameter werden von dem Computer 36 verwendet,
um Steuerungssignale und Informationen an das DAS 32, die
Röntgensteuerung 28 und
die Gantry-Motorsteuerung 30 zu liefern. Zusätzlich betreibt
der Computer 36 eine Tisch-Motor steuerung 44,
die einen motorisierten Tisch 46 steuert, um den Patienten 22 und
den Gantryrahmen 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt der
Tisch 46 Teilbereiche des Patienten 22 durch eine Gantryöffnung 48.
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Die
vorliegende Erfindung ist auf einen Strahlungsdetektor gerichtet,
der in das oben beschriebene CT-System oder in andere radiographische
Systeme, wie z.B. Röntgensysteme
oder Vielzweck-Strahlungsdetektoren einbezogen sein kann.
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Im
Allgemeinen sind hochempfindliche, photonenzählende Strahlungsdetektoren
so konstruiert, dass sie einen relativ geringen dynamischen Bereich aufweisen.
Dies wird für
Anwendungen photonenzählender
Detektoren allgemein als akzeptabel angesehen, weil Hochflusszustände typischerweise nicht
auftreten. Bei CT-Detektorausführungen
sind Niedrigfluss-Detektorablesungen durch das Objekt hindurch typischerweise
von Gebieten hoher Einstrahlung in Luft und/oder innerhalb der Konturen
des Aufnahmeobjektes begleitet, was es erforderlich macht, dass
die CT-Detektoren sehr große
dynamische Bereichsantworten aufweisen. Darüber hinaus ist die genaue Messung
von Photonen in diesen Hochflussbereichen weniger kritisch als die
in den Niedrigflussbereichen, wo jedes einzelne Photon zu einem
erheblichen Teil zu der gesamten Statistik der gesammelten Photonen
beiträgt.
Ungeachtet dessen, dass die Gebiete mit höherem Fluss von einem geringeren
klinischen oder diagnostischen Wert sein können, können mit Bereichsüberschreitung
bzw. Übersteuerung
oder gesättigten
Detektorkanaldaten wiederhergestellte Bilder anfällig für Artefakte sein. Folglich
ist die Beherrschung der Hochflusszustände ebenfalls wichtig.
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Die
vorliegende Erfindung beinhaltet eine Röntgenflussmanagementsteuerung,
die zur Verhinderung einer Sättigung
des PC-Röntgensystems ausgelegt
ist, das durch einen niedrigen dynamischen Bereich gekennzeichnete
Detektorkanäle
aufweist. Der dynamische Bereich eines Detektorkanals bezeichnet
den Bereich von Röntgenflussniveaus, die
der Detektorkanal beherrschen kann, um bei der Niedrigflussgrenze
noch aussagekräftige
Daten zu liefern und bei der Hochflussgrenze keine Übersteuerung
oder Sättigung
zu erfahren. Dennoch ist die Notwendigkeit, eine Übersteuerung
zu vermeiden, um diagnostisch wertvolle Daten zu liefern, und die Beherrschung
von Niedrigflusszuständen,
die gewöhnlich
während
der Bildaufnahme durch dickere Querschnitte und andere Gebiete von
beschränkter Röntgendurchlässigkeit
auftreten, auch bei der Detektorausführung kritisch. Demnach ist
die hierin beschriebene Röntgenfluss-Managementsteuerung dazu
ausgelegt, sowohl die Hochfluss- als auch die Niedrigflusszustände befriedigend
zu beherrschen.
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Allgemein
ist der Betrieb eines photonenzählenden
Detektors durch eine Shaping-Zeit-Kurve gekennzeichnet, die festgelegt
ist. Die Shaping-Zeit-Kurve bestimmt eine Beziehung oder ein Gleichgewicht
zwischen einer Ladungsintegrationszeit (Einzelereignissignalniveau)
und der Detektorkanal-Recovery-Zeit bzw. -Erholungszeit, um akzeptable
PC-Zählraten,
Rauschunterdrückung
und Energieauflösung
zu liefern. Typischerweise ist der Detektorkanal so konstruiert,
dass er eine Shaping-Zeit aufweist, die Niedrigflussratenzustände begünstigt.
Das bedeutet, dass für
Niedrigflussratenzustände,
die sich in weniger Röntgenphotonen übertragen,
eine längere
Shaping-Zeit bevorzugt wird, so dass die gesamte Photonenladungswolke
integriert und das Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) optimiert wird.
Allgemein besteht eine relativ geringe Beschränkung hinsichtlich der Zeit,
die zum Integrieren der gesamten Photonenwolke notwendig ist. Wenn
der Zustand durch Niedrigfluss gekennzeichnet ist, wird der Detektorkanal
wahrscheinlich nicht in Sättigung geraten,
während
die gesamte Photonenwolke integriert oder in anderer Weise abgetastet
wird. Andererseits kann eine feste Shaping-Zeit für Hochflussratenzustände unzureichend
sein, wenn die Niedrigflussrate begünstigt wird. Wenn die Shaping-Zeit so festgelegt wird,
dass sie zu Hochflussratenzuständen
passt, folgt auch ein negativer Einfluss auf das SNR und die Energieauflösung während der
Niedrigflussratenzustände.
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Demgemäß enthält die vorliegende
Erfindung ein System und Verfahren zur dynamischen und automatischen
Steuerung der Shaping-Zeit eines Detektorkanals, so dass Niedrigfluss-
ebenso wie Hochflussratenzustände
optimal angenommen werden. Nun mit Bezug auf 3: Ein schematisches
Blockdiagramm eines Röntgendetektionssystems 50 gemäß der vorliegenden
Erfindung ist gezeigt. Das System 50 enthält einen
PC-Kanal 52, der zum Empfangen elektrischer Signale von
einem Detektorelement 54 angeschlossen ist. Der Detektor 54 ist
zum Erkennen von Röntgensstrahlen 16 konstruiert,
die von einer Röntgenquelle
projiziert und durch ein Objekt, wie z.B. einen medizinischen Patienten, abgeschwächt werden.
Es wird verstanden, dass die vorliegende Erfindung auch mit Gammastrahlen
oder anderen Formen radiographischer Energie anwendbar ist.
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Der
PC-Kanal 52 enthält
einen rauscharmen Hochgeschwindigkeits-Ladungsverstärker 56,
der zum Empfangen der elektrischen Signale von dem Detektorelement 54 angeschlossen
ist. Die verstärkte
Ausgabe des Verstärkers 56 wird
dann in einen Signalformer 58 eingegeben, der zum Extrahieren
einzelner Photonenereignisse aus den elektrischen Signalen konstruiert
ist. Ein Energieniveaudiskriminator 60 ist mit dem Signalformer 58 verbunden
und dazu ausgelegt, Photonen in Abhängigkeit von ihrem Impulshöhenenergieniveau
bezogen auf einen oder mehrere Schwellenwerte zu filtern. Zu diesem
Zweck werden solche Pho tonen, die Energieniveaus außerhalb
eines gewünschten
Bereiches aufweisen, von der Zählung
und Verarbeitung zur Bildwiederherstellung ausgeschlossen. Mindestens
ist der Diskriminator 60 dazu ausgelegt, solche Photonen
auszuschließen,
die ein dem Rauschen in dem System entsprechendes Energieniveau
aufweisen. Es wird in Erwägung
gezogen, dass mehrere Schwellenwerte verwendet werden können, um
Energieniveausbereiche zu definieren. Das Zählelement 62 empfängt solche Photonen,
die nicht durch den Energieniveaudiskriminator 60 herausgefiltert
worden sind, und ist dazu ausgelegt, die Anzahl der an dem Detektor
empfangenen Photonen zu zählen
und eine entsprechende Ausgabe 64 zu liefern. Wie beschrieben
wird und im Gegensatz zu den bekannten PC-Kanälen wird der Betrieb des PC-Kanals 52 durch
eine variable Shaping-Zeit gesteuert.
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Der
PC-Kanal 52 ist betrieblich mit einer Steuerung 66 verbunden,
die eine Shaping-Zeit-Steuerung 68 und vorzugsweise eine
Energieniveausteuerung 70 enthält. Während es bevorzugt wird, dass
die Steuerung 66 eine Energieniveausteuerung 70 enthält, wird
es auch in Betracht gezogen, dass die vorliegende Erfindung ohne
sie ausgeführt
werden kann. In einem Ausführungsbeispiel enthält der PC-Kanal 52 ein
aktives Filter, dessen Betrieb die Shaping-Zeit des Kanals festlegt.
In dieser Hinsicht können
die Widerstands- und Kapazitätseigenschaften
des aktiven Filters eingestellt werden, um die Shaping-Zeit-Eigenschaften des
Kanals zu beeinflussen.
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Die
Shaping-Zeit-Steuerung 68 ist mit dem PC-Kanals 52 verbunden
und dazu ausgelegt, die Shaping-Zeit-Charakteristiken des PC-Kanals 52 in Abhängigkeit
von der über
eine Rückkoppelungsschleife 72 empfangenen
Photonenzählungsrückmeldung
anzupassen. Insbesondere vergrößert die Shaping-Zeit-Steuerung 68 die
Shaping-Zeit des Kanals, wenn das Detektorelement einem niedrigen Röntgenfluss
ausgesetzt ist, wie er über
die Anzahl der gezählten
Photonen 64 gemessen wird. Im Gegensatz dazu verringert
die Shaping-Zeit-Steuerung die Shaping-Zeit oder das Abtastfensters
des PC-Kanals 52, wenn der Röntgenfluss an dem Detektorelement 54 ansteigt.
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Folglich
wird die Zeitdauer, die der PC-Kanal zum Abtasten der Photonenladungswolke
verwendet, verringert, wenn der Detektor einem höheren Röntgenfluss ausgesetzt ist.
Dementsprechend werden weniger genaue Photonen- und Energiediskriminierungsdaten
im Bezug auf die Photonenladungswolke bestimmt; der Kanal erholt
sich jedoch mit einer zur Vermeidung einer Übersteuerung ausreichenden
Geschwindigkeit. In diesem Sinne werden mehr Photonen für die Daten
untersucht, d.h. gezählt,
wenn die Shaping-Zeit oder das Abtastfenster zur Verkürzung veranlasst
werden, während
jedes erkannte Photon weniger genaue Energiediskriminierungsinformationen
liefert. Und bei Hochflussbedingungen kommt jedem einzelnen Photon
weniger Bedeutung zu, und die Leistungsfähigkeit und Bildqualität des Gesamtsystems
werden durch das verringerten SNR minimal beeinträchtigt.
Auf der anderen Seite wird die Zeitdauer, die der PC-Kanal zum Abtasten der
Photonenladungswolke verwendet, verlängert, wenn der Detektor einem
niedrigeren Röntgenfluss ausgesetzt
ist, wodurch eine ausreichende Zeit zum Abtasten der gesamten Photonenladungswolke
und zum Gewinnen relativ genauer Photonenzahl- und Energiediskriminierungsdaten
bereitstellt wird.
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Wie
oben erwähnt,
enthält
die Steuerung 66 in einem Ausführungsbeispiel eine Energieniveausteuerung 70.
Weil die gemessenen Photonensignalniveaus mit der Shaping-Zeit des
Kanals variieren, ist die Energieniveausteuerung 70 des
automatischen Energiediskriminators mit einer Shaping-Zeit-Steuerung 68 und dem
PC-Kanal 52 gekoppelt, um den Energieniveauschwellenwert
des PC-Kanals als Reaktion auf eine Anpassung der Shaping-Zeit einzustellen oder
in anderer Weise zu kalibrieren. Durch die Durchführung einer
geeigneten Kanalkalibrierung werden Photonen gezählt, die ein akzeptables oder verringertes
Energieniveau aufweisen, um unabhängig von der Shaping-Zeit und
Zählrate
des Kanals eine lineare Energieantwort sicherzustellen.
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Mit
Bezug auf 4: Für einige Shaping-Zeit-Kurven
für einen
beispielhaften PC-Kanal sind eine Anzahl von Amplitudenplots dargestellt. Eine
Verringerung der Shaping-Zeit erhöht die potentielle Zählrate,
verringert aber, wie gezeigt, die Signalamplitude und erhöht das Rauschen.
Speziell erhöht
ein Anpassen der durch die Kurve 74 bestimmten Shaping-Zeit
auf die durch die Kurve 76 bestimmte die potentielle Zählrate,
verursacht aber eine umgekehrt damit zusammenhängende Verringerung der kollektiven
Signalstärke
der gezählten
Photonen und beeinflusst den SNR negativ. Eine weitere Verringerung
der Shaping-Zeit, d.h. von der Kurve 76 zu der Kurve 78,
führt zu
einer weiteren Erhöhung
des Zählratenpotentials,
allerdings mit einer weiteren Verringerung der Signalstärke und
des SNR.
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Nun
mit Bezug auf 5: Ein Paket/Gepäck-Überprüfungssystem 80 enthält einen
drehbaren Gantryrahmen 82, der eine darin enthaltene Öffnung 84 aufweist,
durch die Pakete oder Gepäckstücke passieren
können.
Der drehbare Gantryrahmen 82 enthält eine elektromagnetische
Hochfrequenzenergiequelle 86 sowie eine Detektoranordnung 88.
Ein Transportsystem 90 ist auch vorhanden und enthält ein von
einer Anordnung 94 getragenes Förderband 92, um automatisch
und kontinuierlich Pakete oder Gepäckstücke 96, die zu untersuchen
sind, durch die Öffnung 84 zu
führen.
Die Objekte 96 werden von dem Förderband 92 durch
die Öffnung 84 befördert, und
es werden dann Bild daten erfasst, und das Förderband 92 entfernt
die Pakete 96 in einer kontrollierten und kontinuierlichen
Weise aus der Öffnung 84. Infolgedessen
können
Postbedienstete, Gepäckabfertigungs-
und anderes Sicherheitspersonal auf nicht invasive Weise den Inhalt
von Paketen 96 auf Sprengstoffe, Messer, Schusswaffen,
Schmuggelware, etc. untersuchen.
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Dementsprechend
enthält
die vorliegende Erfindung ein radiographisches PC-System. Das radiographische
System enthält
Detektor für
radiographische Energie, der zum Erkennen radiographischer Energie,
die eine gegebene Flussrate aufweist, und zur Ausgabe elektrischer
Signale, die für
die erkannte radiographische Energie kennzeichnend ist, eingerichtet
ist. Ein PC-Kanal ist zum Empfangen der elektrischen Signale und
zum Abtasten der elektrischen Signale in einem Abtastintervall angeschlossen.
Der PC-Kanal ist weiterhin zur Lieferung einer Photonenzählungsausgabe
eingerichtet. Das System enthält
auch eine Steuerung, die betrieblich mit dem PC-Kanal verbunden
und zum automatischen Anpassen des Abtastintervalls wenigstens als
eine Funktion der gegebenen Flussrate eingerichtet ist.
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Ein
CT-System wird vorgestellt und enthält einen drehbaren Gantryrahmen,
der eine zentral darin angeordnete Bohrung und einen vorwärts und rückwärts durch
die Bohrung hindurch beweglichen und zur Positionierung eines Objektes
zur CT-Datenakquisition
eingerichteten Tisch enthält.
Eine radiographische Energieprojektionsquelle ist innerhalb des
drehbaren Gantryrahmens angeordnet und zum Projizieren von radiographischer
Energie auf ein Objekt eingerichtet. Das CT-System enthält weiterhin eine
Detektoranordnung, die innerhalb des drehbaren Gantryrahmens angeordnet
und zum Erkennen der von der Projektionsquelle projizierten und
auf dem Objekt auftreffenden radiographischen Energie eingerichtet
ist. Die Detektor anordnung zeichnet sich dadurch aus, dass sie Detektorelemente,
die zur Ausgabe elektrischer Signale eingerichtet sind, die für die erkannte
radiographische Energie kennzeichnend sind, und PC-Kanäle enthält, die
betrieblich mit den Detektorelementen verbunden und zum Zählen der
Anzahl der Photonen der erkannten radiographischen Energie gemäß einer
variablen Shaping-Zeit eingerichtet sind. Die Detektoranordnung
weist auch Shaping-Zeit-Steuerungen auf, die betrieblich mit den
PC-Kanälen gekoppelt
und zur Steuerung der variablen Shaping-Zeiten anhand der Photonenausgabezähldaten
nahezu in Echtzeit eingerichtet sind.
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Die
vorliegende Erfindung umfasst weiterhin ein Verfahren zur Verhinderung
einer Strahlungsdetektorsättigung.
Das Verfahren enthält
die Überwachung
des Flusses der Strahlungsenergie, der eine Anzahl von durch einen
photonenzählenden
Strahlungsenergiedetektor empfangenen Photonen umfasst. Der Detektor
ist zur Abtastung einer Photonenladungswolke innerhalb eines gegebenen
Abtastfensters und zur Zählung
der Anzahl der Photonen ausgelegt. Das Verfahren enthält weiterhin
das Vergleichen eines gegenwärtigen
Flusses an dem Strahlungsenergiedetektor mit einem Basisflussniveau, das
zu einem Abtastfenster gehört,
und das Anpassen des gegebenen Abtastfensters auf der Grundlage
des Vergleichs, damit es zu dem gegenwärtigen Fluss passt.
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Ein
Verfahren und System 50 zum Zählen und Bezeichnen der von
einem Strahlungsdetektor empfangenen Strahlungsenergie wird vorgestellt. Das
Verfahren und System 50 sind zur dynamischen Steuerung
der Abtastfenster- oder Shaping-Zeit-Charakteristiken eines Photonen
zählenden
Detektors 54 ausgelegt, um sich an Schwankungen des Flusses
anzupassen, dem der Detektor 54 ausgesetzt ist, um die
optimale Detektorleistungsfähig keit
aufrecht zu erhalten und eine Sättigung
unter Hochflussbedingungen zu verhindern.
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Die
vorliegende Erfindung ist im Hinblick auf das bevorzugte Ausführungsbeispiel
beschrieben worden, und es wird erkannt, dass Äquivalente, Alternativen und
Abwandlungen neben den ausdrücklich genannten
möglich
sind und innerhalb des Bereiches der beigefügten Ansprüche liegen.
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- 10
- Computertomographie
(CT)-Bildgebungssystem
- 12
- Gantryrahmen
- 14
- Röntgenquelle
- 16
- Röntgenstrahlen
- 18
- Detektoranordnung
- 20
- Detektor
- 22
- Patient
- 24
- Rotationszentrum
- 26
- Steuerungsmechanismus
- 28
- Röntgensteuerung
- 30
- Gantry-Motorsteuerung
- 32
- Datenakquisitionssystem
- 34
- Bildwiederherstellungseinrichtung
- 36
- Computer
- 38
- Massenspeichereinrichtung
- 40
- Konsole
- 42
- Anzeigebildschirm
- 44
- Tisch-Motorsteuerung
- 46
- Tisch
- 48
- Gantryöffnung
- 50
- Röntgendetektionssystem
- 52
- PC-Kanal
- 54
- Detektorelement
- 56
- Ladungsverstärker
- 58
- Signalformer
- 60
- Energieniveaudiskriminator
- 62
- Zählelement
- 64
- Ausgabe
- 66
- Steuerung
- 68
- Shaping-Zeit-Steuerung
- 70
- Energieniveausteuerung
- 72
- Rückkoppelungsschleife
- 74
- Kurve
- 76
- Kurve
- 78
- Kurve
- 80
- Paket/Gepäck-Überprüfungssystem
- 82
- Gantryrahmen
- 84
- Öffnung
- 86
- Energiequelle
- 88
- Detektoranordnung
- 90
- Transportsystem
- 92
- Förderband
- 94
- Anordnung
- 96
- Paket/Gepäckstück