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HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein diagnostische Bildgebung
und insbesondere einen radiographischen Detektor mit fokal ausgerichteten Zellen.
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In
einem Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem sendet gewöhnlich eine
Röntgenquelle ein
fächerförmiges Strahlbündel in
Richtung auf ein Subjekt oder Objekt, beispielsweise einen Patienten oder
ein Gepäckstück, aus.
Nachfolgend sollen die Ausdrücke „Subjekt" und „Objekt" hier alles enthalten,
was abgebildet werden kann. Das Strahlbündel trifft, nachdem es durch
das Objekt abgeschwächt worden
ist, auf ein Array von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität der abgeschwächten Bündelstrahlung,
die an dem Detektorarray empfangen wird, hängt gewöhnlich von der Abschwächung des
Röntgenstrahls
durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Detektorarrays erzeugt
ein gesondertes elektrisches Signal, das den durch jedes Detektorelement
empfangenen abgeschwächten
Strahl kennzeichnet. Die elektrischen Signale werden zur Analyse
an ein Datenverarbeitungssystem übermittelt,
das schließlich
ein Bild erzeugt.
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Im
Allgemeinen werden die Röntgenquelle und
das Detektorarray an der Gantry innerhalb einer Bildgebungsebene
und um das Objekt herum gedreht. Röntgenquellen enthalten gewöhnlich Röntgenröhren, die
den Röntgenstrahl
an einem Fokuspunkt aussenden. Röntgendetektoren
enthalten gewöhnlich einen
Kollimator zur Kollimation von Röntgenstrahlen,
die an dem Detektor empfangen werden, einen neben dem Kollimator
liegenden Szintillator zur Umwandlung von Röntgenstrahlen in Lichtenergie
und Fotodioden zum Empfang der Lichtenergie von dem benachbarten
Szintillator und zur Erzeugung elektrischer Signale aus dieser.
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Gewöhnlich wandelt
jeder Szintillator eines Szintillatorarrays Röntgenstrahlen in Lichtenergie um.
Jeder Szintillator führt
Lichtenergie zu einer daneben liegenden Fotodiode ab. Jede Fotodiode
erfasst die Lichtenergie und erzeugt ein entsprechendes elektrisches
Signal. Die Ausgangssignale der Fotodioden werden anschließend zu
dem Datenverarbeitungssystem zur Bildrekonstruktion übertragen.
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Trotz
der zahlreichen FortschritteVerbesserungen, die bei bekannten CT-Detektoren
erzielt worden sind, bleibt die Bildqualität ein Schwerpunkt und ein Bereich,
der verbesserungsbedürftig
ist. Insbesondere bleibt ein Bedarf nach einer Verbesserung der
Bildqualität
unter Reduktion von Bildartefakten. Während Bildartefakte auf eine
Vielzahl von Faktoren zurückgeführt werden
können,
ist ein Problem, mit dem man bei herkömmlichen CT-Detektoren konfrontiert
wird, die Fehlausrichtung der Szintillatoren in Bezug auf die Röntgenquelle
oder den einem Patienten nachgelagerten Kollimator. Die negativen
Auswirkungen eines falsch ausgerichteten Szintillators sind in 8 veranschaulicht.
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8 zeigt
eine Querschnittsansicht eines herkömmlichen CT-Detektors 2.
Der Detektor enthält ein
Szintillatorarray 4 von Szintillatoren 6. Das
Szintillatorarray ist über
einem (nicht veranschaulichten) Fotodiodenarray platziert, so dass
Licht, das durch das Szintillatorarray als Reaktion auf den Empfang von
Röntgenstrahlen 7 emittiert
wird, durch das Fotodiodenarray erfasst und verarbeitet wird. Für die Zwecke
der Veranschaulichung enthält
das Szintillatorarray auch einen einzelnen schlecht oder nicht fluchtend
ausgerichteten Szintillator 6(a). Eine herkömmliche
Detektoranordnung enthält
auch Röntgenstrahlen
abschirmende Elemente 8. Die Abschirmelemente sind bestimmt,
um Röntgenstrahlen
zu blockieren, so dass sie demzufolge gewöhnlich einige Röntgenstrahlen 7(a) blockieren,
die durch interzelluläre
Spalten bzw. Lücken 9 nicht
hindurchtreten, jedoch Röntgenstrahlen 7(b) nicht
blockieren, die durch die interzellulären Lücken 9 hindurchtreten.
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Die
Fehlausrichtung des Szintillators in Bezug auf die Röntgenquelle
führt dazu,
dass Röntgenstrahlen
durch unterschiedliche Dicken eines Szintillatormaterials hindurchtreten,
und hat demgemäß Inhomogenitäten der
Spektralverstärkung
in dem Szintillator, beispielsweise durch Knochen verursachte spektrale
Artefakte, zur Folge. Das heißt,
dass sich bei Szintillatoren, die in Bezug auf andere falsch ausgerichtet
sind, die Pfadlängen
von Röntgenstrahlen gegenüber anderen
Szintillatoren unterscheiden. Dies führt dazu, dass diese falsch
ausgerichteten Szintillatoren gegenüber den richtig ausgerichteten Szintillatoren
eine andere Antwort in Bezug auf das Spektrum aufweisen.
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In
anderen Worten haben Röntgenstrahlen, die
durch die Spalte zwischen den Szintillatoren hindurchtreten, eine
andere Pfadlänge
als diejenigen, die durch den Szintillator alleine hindurchtreten.
Dieser Unterschied zwischen den Weglängen führt dazu, dass der falsch ausgerichtete
Szintillator bezüglich der
benachbarten und richtig ausgerichteten Szintillatoren eine andere
Antwort aufweist. Außerdem können falsch
ausgerichtete Abschirmelemente ebenfalls zu der spektralen Nichtlinearität beitragen, die
auftritt, wenn die Szintillatoren falsch ausgerichtet sind. Im Ergebnis
sind herkömmliche
CT-Detektoren empfindlich für
durch Fehlausrichtung von Detektorzellen verursachte Artefakte,
beispielsweise Ringe, Streifen und Zentrumsartefakte.
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Deshalb
wäre es
wünschenswert,
einen CT-Detektor zu gestalten, der für durch Fehlausrichtung induzierte
Artefakte weniger anfällig
ist. Es wäre ferner
wünschenswert,
einen CT-Detektor mit Detektorzellen zu haben, die in Bezug auf
die Röntgenquelle
eines radiographischen Bildgebungssystems durchwegs einheitlich
ausgerichtet sind.
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KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung betrifft einen fokal ausgerichteten CT-Detektor,
der die vorerwähnten Nachteile überwindet.
Der CT-Detektor ist derart konstruiert, dass Szintillatorwände schräg bzw. geneigt sind,
um winkelmäßig mit
einer Röntgenquelle
ausgerichtet zu sein. In dieser Beziehung ist der CT-Detektor für spektrale
Artefakte, die mit einer Detektorzellenfehlausrichtung verbunden
sind, weniger anfällig.
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Deshalb
enthält
die vorliegende Erfindung gemäß einem
Aspekt einen Szintillator mit einer ebenen Röntgenempfangsfläche und
einer ebenen Lichtemissionsfläche.
Der Szintillator weist ferner mehrere Seitenwände auf, die die ebene Röntgenempfangsfläche und
die ebene Lichtemissionsfläche
miteinander verbinden. Die Seitenwände erstrecken sich nicht senkrecht
zwischen der ebenen Röntgenempfangsfläche und
der ebenen Lichtemissionsfläche.
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Gemäß einem
weiteren Aspekt der Erfindung enthält ein radiographischer Detektor
ein Fotodiodenarray, das mehrere Fotodioden enthält, die konfiguriert sind,
um in Abhängigkeit
von erfasstem Licht elektrische Signale auszugeben. Jede Fotodiode
weist eine ebene Lichterfassungsfläche auf. Der Detektor weist
ferner ein Szintillatorarray auf, das mehrere Szintillatoren enthält, die
konfiguriert sind, um Licht in Abhängigkeit von dem Empfang von Röntgenstrahlen
zu emittieren. Jeder Szintillator weist Seitenwände auf, die in Bezug auf die
ebene Lichterfassungsfläche
einer zugehörigen
Fotodiode schief bzw. schräg
angeordnet sind.
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Gemäß einem
weiteren Aspekt enthält
die vorliegende Erfindung ein CT-System, das eine drehbare Gantry
aufweist. Die Gantry weist eine Öffnung auf,
um ein zu scannendes Objekt aufzunehmen. Das System weist ferner
eine Röntgenquelle,
die konfiguriert ist, um einen fächerförmigen Röntgenstrahl
unter einem gegebenen Projektionswinkel in Richtung auf das Objekt
zu projizieren, und ein Szintillatorarray mit mehreren Szintillatorzellen
auf, die konfiguriert sind, um Röntgenenergie
in Licht zu wandeln. Jede Zelle eines jeden Szintillators ist durch
dezentrierte Seitenwände
gebildet, die sich entlang eines Winkels erstrecken, der parallel
zu dem gegebenen Projektionswinkel ist. Mit dem Szintillatorarray
ist ein Fotodiodenarray optisch gekoppelt, das mehrere Fotodioden
enthält,
die konfiguriert sind, um von dem Szintillatorarray emittiertes
Licht zu erfassen und eine elektrische Signalausgabe zu liefern.
Das System weist ferner ein Datenakquisitionssystem (DAS), das mit
dem Fotodiodenarray verbunden und konfiguriert ist, um das elektrische
Ausgangssignal des Fotodiodenarrays zu empfangen, und eine Bildrekonstruktionseinrichtung
auf, die mit dem DAS verbunden und konfiguriert ist, um ein Bild
des Objektes aus dem durch das DAS empfangenen elektrischen Ausgangssignal
des Fotodiodenarrays zu rekonstruieren.
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Zahlreiche
weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung erschließen sich
aus der folgenden detaillierten Beschreibung und den Zeichnungen.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Die
Zeichnungen veranschaulichen eine bevorzugte Ausführungsform,
die momentan zur Ausführung
der Erfindung vorgesehen ist.
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In
den Zeichnungen zeigen:
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1 eine
bildhafte Ansicht eines CT-Bildgebungssystems;
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2 ein
schematisiertes Blockschaltbild des in 1 veranschaulichten
Systems;
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3 eine
Perspektivansicht einer Ausführungsform
eines Detektorarrays des CT-Systems;
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4 eine
Perspektivansicht einer Ausführungsform
eines Detektors;
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5 eine
Darstellung zur Veranschaulichung verschiedener Konfigurationen
des Detektors nach 4 in einem Vierschichtmodus;
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6 eine
Teilansicht eines CT-Detektors gemäß der vorliegenden Erfindung,
im Querschnitt;
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7 eine
bildhafte Ansicht eines CT-Systems zur Verwendung bei einem nicht
invasiven Gepäckkontrollsystem;
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8 eine
Querschnittsansicht eines herkömmlichen
CT-Detektors.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
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Die
Betriebsumgebung der vorliegenden Erfindung ist in Bezug auf ein
Vierschicht-Computertomographie(CT)-System beschrieben. Jedoch wird
jeder, der auf dem Fachgebiet kundig ist, verstehen, dass die vorliegende
Erfindung zur Verwendung im Zusammenhang mit Einzelschicht- oder
anderen Mehrschichtkonfigurationen in gleicher Weise anwendbar ist.
Ferner ist die vorliegende Erfindung in Bezug auf die Erfassung
und Umwandlung von Röntgenstrahlen
beschrieben. Jedoch wird ein Fachmann ferner verstehen, dass die
vorliegende Erfindung auch für
die Erfassung und Umwandlung anderer hochfrequenter elektromagnetischer
Energie in gleicher Weise anwendbar ist. Die vorliegende Erfindung ist
in Bezug auf einen CT-Scanner der „dritten Generation" beschrieben, wobei
sie in gleicher Weise mit anderen CT-Systemen verwendbar ist. Außerdem wird
angenommen, dass die vorliegende Erfindung auch auf Detektoren anderer
radiographischer Bildgebungssysteme, beispielsweise Röntgenscanner, ebenfalls
anwendbar ist.
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Bezugnehmend
auf 1 und 2 ist ein Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem 10 veranschaulicht,
wie es eine Gantry 12 enthält, die für einen CT-Scanner der „dritten
Generation" kennzeichnend
ist. Die Gantry 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf,
die ein Strahlbündel
von Röntgenstrahlen 16 in
Richtung auf ein Detektorarray 18 auf der gegenüberliegenden
Seite der Gantry 12 projiziert. Das Detektorarray 18 ist
durch mehrere Detektoren 20 gebildet, die gemeinsam die
projizierten Röntgenstrahlen
erfassen, die einen medizinischen Patienten 22 durchdringen.
Jeder Detektor 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das
die Intensität
eines auftreffenden Röntgenstrahls
und somit den ab geschwächten Röntgenstrahl,
wie dieser durch den Patienten 22 hindurchtritt, kennzeichnet.
Während
eines Scanns zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten rotieren die
Gantry 12 und die an dieser montierten Komponenten um einen
Drehmittelpunkt 24.
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Die
Drehung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenröhre 14 sind
durch eine Steuerungseinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert.
Die Steuerungseinrichtung 26 enthält eine Röntgensteuerungseinrichtung 28,
die Leistungs- und Zeitsteuerungssignale an eine Röntgenquelle 14 und
eine Gantrymotorsteuerungseinrichtung 30 liefert, die die Drehzahl
und -position der Gantry 12 steuert. Ein Datenakquisitionssystem
(DAS) 32 in der Steuerungseinrichtung 26 tastet
analoge Daten von den Detektoren 20 ab und wandelt die
Daten in digitale Signale für
eine nachfolgende Verarbeitung um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete und
digitalisierte Röntgendaten
von dem DAS 32 und führt
eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion aus. Das rekonstruierte
Bild wird als eine Eingabe einem Computer 36 zugeführt, der
das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert.
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Der
Computer 36 empfängt
ferner Befehle und Scannparameter von einem Bediener über eine Konsole 40,
die eine Tastatur aufweist. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhrenanzeige 42 ermöglicht dem
Bediener, das rekonstruierte Bild und andere Daten von dem Computer 36 zu
beobachten. Die von dem Bediener gelieferten Befehle und Parameter werden
durch den Computer 36 dazu verwendet, Steuerungssignale
und Informationen an das DAS 32, die Röntgensteuerung 28 und
die Gantrymotorsteuerung 30 zu liefern. Außerdem wirkt
der Computer 36 auf eine Tischmotorsteuerungseinrichtung 44 ein, die
einen Motor angetriebenen Tisch 46 steuert, um den Patienten 22 und
die Gantry 12 in Bezug aufeinander zu positionieren. Insbesondere
bewegt der Tisch 46 Abschnitte eines Patienten 22 durch
eine Gantryöffnung 48 hindurch.
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Wie
in den 3 und 4 veranschaulicht, enthält das Detektorarray 18 mehrere
Szintillatoren 57, die ein Szintillatorarray 56 bilden.
Ein dem Patienten nachgelagerter (nicht veranschaulichter) Kollimator
ist über
dem Szintillatorarray 56 positioniert, um Röntgenstrahlen 16 zu
kollimieren, bevor derartige Röntgenstrahlen
auf das Szintillatorarray 56 auftreffen.
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In
einer Ausführungsform,
wie sie in 3 veranschaulicht ist, enthält das Detektorarray 18 57 Detektoren 20,
wobei jeder Detektor 20 eine Arraygröße von 16 × 16 aufweist. Demzufolge weist
das Array 18 16 Reihen und 912 Spalten (16 × 57 Detektoren)
auf, die die gleichzeitige Erfassung von 16 Datenschichten bei jeder
Umdrehung der Gantry 12 ermöglichen.
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Schalterarrays 80 und 82, 4,
sind durch mehrdimensionale Halbleiterarrays gebildet, die zwischen
dem Szintillatorarray 56 und dem DAS 32 eingekoppelt
sind. Die Schaltarrays 80 und 82 enthalten mehrere
(nicht veranschaulichte) Feldeffekttransistoren (FETs), die in Form
eines mehrdimensionalen Arrays angeordnet sind. Das FET-Array enthält eine Vielzahl
elektrischer Leitungen, die an jede der jeweiligen Dioden 60 angeschlossen
sind, und eine Vielzahl von Ausgangsleitungen, die über eine
flexible elektrische Schnittstelle 84 elektrisch mit dem
DAS 32 verbunden sind. Insbesondere ist ungefähr eine Hälfte der
Fotodiodenausgänge
mit dem Schalter 80 elektrisch verbunden, während die
andere Hälfte
der Fotodiodenausgänge
mit dem Schalter 82 elektrisch verbunden ist. Zusätzlich kann
zwischen den einzelnen Szintillatoren 57 eine (nicht veranschaulichte) Reflektorschicht
eingefügt
sein, um von benachbarten Szintillatoren gestreutes Licht zu reduzieren.
Jeder Detektor 20 ist an einem Detektorrahmen 77 mittels
Halteklammern 79 gesichert, 3.
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Die
Schalterarrays 80 und 82 enthalten ferner einen
(nicht veranschaulichten) Dekodierer, der Fotodiodenausgänge entsprechend
einer gewünschten
Anzahl von Schichten und Schichtauflösungen für jede Schicht aktiviert, deaktiviert
oder miteinander kombiniert. Der Dekodierer ist in einer Ausführungsform
durch einen Dekodiererchip oder einen FET-Controller gebildet, wie dies auf dem
Fachgebiet bekannt ist. Der Dekodierer enthält mehrere Ausgangs- und Steuerungsleitungen,
die mit den Schalterarrays 80 und 82 sowie dem
DAS 32 gekoppelt sind. In einer Ausführungsform, die als ein 16-Schicht-Modus
definiert ist, aktiviert der Dekodierer die Schalterarrays 80 und 82 in
einer derartigen Weise, dass sämtliche
Reihen des Fotodiodenarrays 52 aktiviert sind, was gleichzeitig
16 Datenschichten zur Verarbeitung durch das DAS 32 ergibt.
Natürlich sind
viele andere Schichtkombinationen möglich. Beispielsweise kann
der Dekodierer auch unter anderen Schichtmodi, einschließlich eines
Ein-, Zwei- und Vierschichtenmodus, wählen.
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Wie
in 5 veranschaulicht, können die Schalterarrays 80 und 82 durch
Aussendung der geeigneten Dekodiereranweisungen in dem Vierschichtmodus
derart konfiguriert werden, dass die Daten von vier Schichten einer
einzelnen oder mehrerer Reihen des Fotodiodenarrays 52 gesammelt werden.
In Abhängigkeit
von der speziellen Konfiguration der Schalterarrays 80 und 82 können unterschiedliche
Kombinationen von Fotodioden 60 aktiviert, deaktiviert
oder derart miteinander kombiniert werden, dass die Schichtdicken
eine, zwei, drei oder vier Reihen von Szintillatorarrayelementen 57 umfassen
können.
Zu weiteren Beispielen gehören
ein Einschichtmodus, der eine einzelne Schicht mit Schichtdicken
in einem Bereich von 1,25 mm bis zu 20 mm enthält, und ein Zweischichtmodus,
der zwei Schichten mit Schichten der Dicke in einem Bereich zwischen
1,25 mm und 10 mm enthält.
Weitere Modi, die über
die hier beschriebenen hinausgehen, werden ebenfalls in Erwägung gezogen.
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Indem
nun auf 6 Bezug genommen wird, ist dort
eine Querschnittsansicht eines CT-Detektors 20 gemäß der vorliegenden
Erfindung veranschaulicht. Für
die Zwecke der Veranschaulichung sind lediglich fünf Szintillatoren
und Fotodioden veranschaulicht, wobei ein Fachmann ohne weiteres
verstehen wird, dass ein CT-Detektor einige mehrere derartige Szintillatoren
und Fotodioden enthalten kann. Außerdem sind, wie ebenfalls
bekannt ist, die Szintillator- und
Fotodiodenarrays durch 2D-Arrays gebildet. Wie veranschaulicht und
vorstehend beschrieben, enthält
der Detektor 20 ein Szintillatorarray 56, das
durch mehrere Szintillatoren 57 gebildet ist, die beim
Empfang von Röntgenenergie
aufleuchten. Dieses Aufleuchten wird durch die Fotodioden 60 des
Fotodiodenarrays 52 erfasst. Diesbezüglich weist jeder Szintillator 57 eine
planare Röntgenempfangsfläche 86 und
eine planare Lichtemissionsfläche 88 auf.
Die Flächen 86, 88 sind
durch Szintillatortrennwände
oder -seitenwände 90 miteinander verbunden.
Wie veranschaulicht, sind die Seitenwände 90 in Bezug auf
die Röntgenempfangs-
und die Lichtemissionsflächen
unter einem Winkel angeordnet. Infolge der Spitzwinkligkeit der
Seitenwände
ist die Röntgenemp fangsfläche 86 eines
Szintillators 57 gegenüber
der Lichtemissionsfläche 88 des
Szintillators 57 versetzt angeordnet.
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Die
winkeligen oder schrägen
Seitenwände 90 sind
derart unter einem Winkel angeordnet, dass die Szintillatoren auf
die (nicht veranschaulichte) Röntgenquelle
gerichtet sind. In dieser Hinsicht sind die Seitenwände schräg und parallel
zu den Röntgenpfaden 16 angeordnet.
Diese Neigung bzw. Schräglage
hat zur Folge, dass die Seitenwände
in Bezug auf die Röntgenempfangs-
und Lichtemissionsflächen
nicht rechtwinklig ausgerichtet sind. Außerdem sind die Trennwände winkelig
in Bezug auf die Stirnflächen 91 der
Fotodioden 52 angeordnet. Infolgedessen ist der Röntgenpfad
unter den Szintillatoren des Szintillatorarrays relativ einheitlich
und konstant. Dies ist für
einen falsch ausgerichteten Szintillator, beispielsweise denjenigen,
der durch einen Szintillator 57(a) veranschaulicht ist,
besonders vorteilhaft. In anderen Worten ist die Spektralantwort aufgrund
der geringeren Varianz der Pfadlänge
bei einem falsch ausgerichteten Szintillator weniger empfindlich
für Szintillatorfehlausrichtungen.
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Weiterhin
bezugnehmend auf 6 enthält der CT-Detektor 20 vorzugsweise einen
Kollimator 92, der insgesamt durch ein Array von Kollimatorelementen
oder -platten 94 gebildet ist. Vorzugsweise ist jede Kollimatorplatte
in Form einer Verlängerung
einer jeweiligen Szintillatorseitenwand eingerichtet. Somit ist, ähnlich dem
Szintillatorarray, das Kollimatorgitter ebenfalls mit der Röntgenquelle
ausgerichtet. Zusätzlich
ist vorgesehen, dass der Detektor 20 konstruiert sein kann,
um (nicht veranschaulichte) Abschirmelemente aufzuweisen, um eine
zusätzliche Röntgen strahlkollimation
und -isolation zu erzielen. Außerdem
wird bevorzugt, dass Szintillatorlücken 90 mit einem
Licht reflektierenden Epoxid oder einem sonstigen Material gefüllt werden,
um optisches Übersprechen
zwischen den Szintillatoren zu reduzieren. Die Kollimatorplatten 94 bilden
gemeinsam einen 1D-Kollimator 92.
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Es
wird in Erwägung
gezogen, dass die vorstehend beschriebene Szintillatorkonstruktion
gemäß einer
von einer Vielzahl von Herstellungstechniken oder Kombinationen
derselben erreicht werden kann. Diesbezüglich kann der Szintillator
durch Gießen
eines Szintillatormaterials erzeugt werden. Alternativ können herkömmliche
Formpresstechniken verwendet werden. Weiterhin wird erwogen, mechanische
oder chemische Zerspannungstechniken zu verwenden. Außerdem wird
in Erwägung
gezogen, dass auch elektromagnetische Ablation, beispielsweise mit
einem Laser, eingesetzt werden kann. Unabhängig von der Herstellungstechnik
sind die Szintillatorwände
derart konstruiert, dass sie in Richtung auf eine Röntgenquelle
eines radiographischen Bildgebungssystems geneigt verlaufen, wenn
sie in einer Detektoranordnung untergebracht sind. Vorteilhafterweise
führt dies
dazu, dass die Seitenwände
selbst während
einer Datenakquisition nicht der primären Strahlung ausgesetzt sind.
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Bezugnehmend
nun auf 7 enthält ein Kontrollsystem 100 für Päckchen/Packete/Gepäck eine
drehbare Gantry 102 mit einer darin vorgesehenen Öffnung 104,
durch die Packete, Päckchen
oder Gepäckstücke passieren
können.
In der drehbaren Gantry 102 sind eine Quelle 106 einer
hochfrequenten elektromagnetischen Energie sowie eine Detektoranordnung 108 mit
Szintillatorarrays untergebracht, die in ähnlicher Weise, wie vorstehend
beschrieben, Szintillator zellen aufweisen. Es ist ferner ein Fördersystem 110 vorgesehen,
das ein Förderband 112 enthält, das
von einer Struktur 114 gehaltert ist, um automatisch und
fortdauernd Packete oder Gepäckstücke 116,
die gescannt werden sollen, durch die Öffnung 104 zu führen. Die
Objekte 116 werden mit dem Förderband 112 durch
die Öffnung 104 befördert, wobei
dann Bilddaten akquiriert werden und das Förderband 112 die Packet-
bzw. Gepäckstücke 116 in
einer kontrollierten und kontinuierlichen Weise aus der Öffnung 104 fortschafft.
Demzufolge können
Postkontrolleure, im Gepäckdienst
Beschäftigte
und ein sonstiges Sicherheitspersonal auf eine nicht invasive Weise
den Inhalt der Gepäck- oder
Packetstücke 116 hinsichtlich
Sprengstoffe, Messer, Waffen, Schmuggelware, etc. überprüfen.
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Folglich
enthält
die vorliegende Erfindung gemäß einem
Aspekt einen Szintillator, der eine ebene Röntgenempfangsfläche und
eine ebene Lichtemissionsfläche
aufweist. Der Szintillator weist ferner mehrere Seitenwände auf,
die die ebene Röntgenempfangsfläche und
die ebene Lichtemissionsfläche miteinander
verbinden. Die Seitenwände
erstrecken sich nicht senkrecht zwischen der ebenen Röntgenempfangsfläche und
der ebenen Lichtemissionsfläche.
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Gemäß einem
weiteren Aspekt der Erfindung enthält ein Radiographiedetektor
ein Fotodiodenarray, das mehrere Fotodioden enthält, die konfiguriert sind,
um elektrische Signale in Abhängigkeit von
erfasstem Licht auszugeben. Jede Fotodiode weist eine ebene Lichterfassungsfläche auf.
Der Detektor weist ferner ein Szintillatorarray, das mehrere Szintillatoren
enthält,
die konfiguriert sind, um Licht in Abhängigkeit von dem Empfang von
Röntgenstrahlen
zu emittieren. Jeder Szintillator weist Seitenwände auf, die schief in Bezug
auf die ebene Lichterfassungsfläche
einer jeweiligen Fotodiode verlaufen.
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Gemäß einem
weiteren Aspekt enthält
die vorliegende Erfindung ein CT-System mit einer drehbaren Gantry.
Die Gantry weist eine Öffnung
auf, um ein Objekt, das gescannt werden soll, aufzunehmen. Das System
weist ferner eine Röntgenquelle,
die konfiguriert ist, um einen Röntgen-Fächerstrahl unter einem gegebenen
Projektionswinkel in Richtung auf das Objekt zu projizieren, und
ein Szintillatorarray mit mehreren Szintillatorzellen auf, die konfiguriert
sind, um Röntgenenergie
in Licht zu wandeln. Jede Zelle jedes Szintillators ist durch dezentriert
angeordnete Seitenwände
definiert, die sich entlang eines Winkels erstrecken, der parallel
zu dem gegebenen Projektionswinkel verläuft. Ein Fotodiodenarray ist
in optischer Weise mit dem Szintillatorarray gekoppelt und enthält mehrere
Fotodioden, die konfiguriert sind, um von dem Szintillatorarray
emittiertes Licht zu erfassen und eine elektrische Signalausgabe
zu liefern. Das System weist ferner ein Datenakquisitionssystem
(DAS), das mit dem Fotodiodenarray verbunden und konfiguriert ist,
um das elektrische Ausgangssignal des Fotodiodenarrays entgegenzunehmen,
sowie eine Bildrekonstruktionseinrichtung auf, die mit dem DAS verbunden
und konfiguriert ist, um ein Bild des Objektes aus dem durch das
DAS entgegengenommenen elektrischen Ausgangssignal des Fotodiodenarrays
zu rekonstruieren.
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Die
vorliegende Erfindung ist anhand der bevorzugten Ausführungsform
beschrieben worden, wobei es klar ist, dass abgesehen von den hier
ausdrücklich
erwähnten
weitere Äquivalente,
Alternativen und Modifikationen möglich sind, die in den Schutzumfang
der beigefügten
Ansprüche
fallen.
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Ein
auf einen Brennpunkt ausgerichteter Szintillator 57 ist
derart konstruiert, dass seine Szintillatorwände 90 geneigt verlaufen,
um winkelmäßig mit
einer Röntgenquelle 14 ausgerichtet
zu sein. Der Szintillator 57 weist eine ebene Röntgenempfangsfläche 86 und
eine ebene Lichtemissionsfläche 88 sowie
mehrere Seitenwände 90 auf,
die die ebene Röntgenempfangsfläche 86 mit
der ebenen Lichtemissionsfläche 88 verbinden.
Die Seitenwände 90 erstrecken
sich zwischen der ebenen Röntgenempfangsfläche 86 und
der ebenen Lichtemissionsfläche 88 nicht
rechtwinklig zu diesen.
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- 10
- Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem
- 12
- Gantry
- 14
- Röntgenquelle
- 16
- Röntgenstrahlbündel
- 18
- Detektorarray
- 20
- Mehrere
Detektoren
- 22
- Medizinischer
Patient
- 24
- Drehzentrum,
Drehmittelpunkt
- 26
- Steuerungseinrichtung
- 28
- Röntgensteuerungseinrichtung
- 30
- Gantrymotorsteuerungseinrichtung
- 32
- Datenakquisitionssystem
(DAS)
- 34
- Bildrekonstruktionseinrichtung
- 36
- Computer
- 38
- Massenspeichervorrichtung
- 40
- Bedienerkonsole
- 42
- Zugehörige Kathodenstrahlröhrenanzeige
- 44
- Tischmotorsteuerungseinrichtung
- 46
- Motor
angetriebener Tisch
- 48
- Gantryöffnung
- 52
- Fotodiodenarray
- 56
- Szintillatorarray
- 57
- Mehrere
Szintillatoren
- 60
- Fotodioden
- 77
- Detektorrahmen
- 79
- Halteklammern
- 80
- Schalterarray
- 82
- Schalterarray
- 84
- Flexible
elektrische Schnittstelle
- 86
- Ebene,
planare Röntgenempfangsfläche
- 88
- Ebene,
planare Lichtemissionsfläche
- 90
- Seitenwände
- 91
- Stirnfläche
- 92
- Kollimator
- 94
- Array
von Kollimatorelementen oder -platten
- 100
- Päckchen/Packet/Gepäck-Kontrollsystem
- 102
- Drehbare
Gantry
- 104
- Öffnung
- 106
- Hochfrequente
elektromagnetische Energiequelle
- 108
- Detektoranordnung
- 110
- Fördersystem
- 112
- Förderband
- 114
- Struktur
- 116
- Packete
oder Gepäckstücke