DE102008003143A1

DE102008003143A1 - Laminierter CT-Kollimator und Verfahren zur Herstellung desselben

Info

Publication number: DE102008003143A1
Application number: DE102008003143A
Authority: DE
Inventors: Brian David Yanoff; Richard A. Thompson; Jonathan David Short; Bruce Campbell Amm
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2007-01-09
Filing date: 2008-01-03
Publication date: 2008-07-10
Also published as: CN101221824A; US20080165922A1; JP2008168125A

Abstract

Ein CT-Kollimator umfasst eine erste strahlungsabsorbierende Laminierung (112), die eine Vielzahl von Öffnungen (116) aufweist, welche durch sie hindurch geformt sind. Jede Öffnung (116), die durch die erste strahlungsabsorbierende Laminierung (112) verläuft, ist an einer entsprechenden Achse (137) ausgerichtet, die zwischen dem dazugehörigen gepixelten Element (106) und einer Röntgenstrahlenemissionsquelle (102) gebildet wird. Der Kollimator umfasst eine zweite strahlungsabsorbierende Laminierung (114), welche eine Vielzahl von Öffnungen (118) aufweist, die durch diese hindurch geformt sind, wobei jede Öffnung (118), die durch die zweite strahlungsabsorbierende Laminierung (114) verläuft, an einer entsprechenden Achse (137) ausgerichtet ist, die zwischen dem dazugehörigen gepixelten Element (106) und einer Röntgenstrahlenemissionsquelle (102) gebildet wird. Ein Abstandhalter (126) ist zwischen der ersten und der zweiten strahlungsabsorbierenden Laminierung (112, 114) positioniert.

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die diagnostische Bildgebung und insbesondere auf einen laminierten CT-Kollimator sowie ein Verfahren zur Herstellung desselben.
Typischerweise sendet bei Computertomographie(CT)-Bildgebungssystemen eine Röntgenstrahlungsquelle einen fächerförmigen Strahl zu einer Testperson oder einem Objekt hin aus, wie z. B. einem Patienten oder einem Gepäckstück. Im Folgenden sollen die Begriffe „Testperson" und „Objekt" alles einschließen, was abgebildet werden kann. Nachdem der Strahl von dem Objekt abgeschwächt worden ist, trifft er auf eine Anordnung von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität der abgeschwächten Strahlung, die an der Detektoranordnung empfangen wird, hängt typischerweise von der Abschwächung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement der Detektoranordnung erzeugt ein separates elektrisches Signal, das einen abgeschwächten Strahl darstellt, der von jedem Detektorelement empfangen wurde. Die elektrischen Signale werden zur Analyse an ein Datenerfassungssystem übertragen, das schließlich ein Bild erzeugt.
Im Allgemeinen werden die Röntgenstrahlungsquelle und die Detektoranordnung um eine Gantry innerhalb einer Bildgebungsebene und um ein Objekt herum gedreht. Röntgenstrahlungsquellen umfassen typischerweise Röntgenröhren, welche die Röntgenstrahlen aus einem Brennpunkt aussenden. Die Röntgendetektoren umfassen typischerweise: einen Kollimator, der eine Vielzahl von Kollimatorplatten zur Einstellung der Röntgenstrahlen umfasst, welche am Detektor empfangen werden, ein Szintillator, der dazu dient, die Röntgenstrahlen in Lichtenergie umzuwandeln und der sich neben dem Kollimator befindet, sowie Fotodioden, die dem Empfangen der Lichtenergie von dem benachbarten Szintillator und dem Erzeugen von elektrischen Signalen aus diesen dienen.
Anstatt der Verwendung einer Szintillatorvorrichtung bei einem Röntgendetektor kann dieser einen Energiediskriminierungs-Detektor aufweisen, der ein direktes Umwandlungsmaterial aufweist, das in der Lage ist, Röntgenstrahlen zu zählen und eine Messung des Energieniveaus bei jedem erkannten Röntgenstrahl zu liefern. Ein laminierter Kollimator, wie er hier beschrieben wird, kann gleichermaßen für den Einsatz mit einer Energiediskriminierungs-Vorrichtung wie auch mit einem anderen Detektor verwendet werden, bei welchem gepixelte Elemente benutzt werden.
Typischerweise wandelt jeder Szintillator einer Szintillatoranordnung Röntgenstrahlen in Lichtenergie um. Jeder Szintillator führt Lichtenergie an eine an anliegende Fotodiode ab. Jede Fotodiode erkennt die Lichtenergie und generiert ein entsprechendes elektrisches Signal. Die Ausgangssignale der Fotodioden werden dann zur Bildrekonstruktion an das Datenverarbeitungssystem übertragen.
Die Bildqualität kann direkt mit dem Grad der Anpassung der Komponenten des Detektors in Zusammenhang gebracht werden. Es ist üblich, dass „Übersprechen" zwischen den Detektorzellen eines CT-Detektors auftritt, wobei dies bis zu einem gewissen Grad von der Anpassung, oder dem Mangel daran, bei den Detektorelementen beeinflusst wird. Was dies anbelangt, ist das Übersprechen typischerweise stärker, wenn die Komponenten des CT-Detektors schlecht angepasst sind.
Übersprechen wird typischerweise als Kommunikation von Daten zwischen benachbarten Zellen eines CT-Detektors definiert. Im Allgemeinen wird angestrebt, Übersprechen zu reduzieren, weil das Übersprechen zum Auftreten von Artefakten in dem am Ende resultierenden rekonstruierten CT-Bild führt und zu schlechter räumlicher Auflösung beiträgt. Innerhalb eines einzigen CT-Detektors kann es zu verschiedenen Arten von Übersprechen kommen. Übersprechen kann auftreten, wenn Licht von einer Zelle durch eine durchgehende Schicht, die sich zwischen der Fotodiodenschicht und dem Szintillator befindet, zu einer anderen Schicht übertragen wird. Elektrisches Übersprechen kann aufgrund einer unerwünschten Kommunikation zwischen den Fotodioden auftreten. Optisches Übersprechen kann durch die Übertragung von Licht durch Reflektoren auftreten, von denen die Szintillatoren umgeben werden. Röntgen-Übersprechen kann aufgrund von Röntgenstreuung zwischen den Szintillatorzellen auftreten.
Bei dem Versuch, Übersprechen zu reduzieren, können Platten oder Schichten eines Kollimators an den Zellen der Szintillatoranordnungen ausgerichtet werden. Bei der Angleichung der Zellen der Szintillatoranordnungen und der Platten des Kollimators kann es sich um einen zeitaufwendigen und arbeitsintensiven Prozess handeln. Ein Kollimator wird typischerweise unter Verwendung von ungefähr 1000 Kollimatorplatten hergestellt, welche zwischen einen Schienensatz eingefügt werden. Typischerweise sind an den Schienen Kämme angebracht, wobei jeder Kamm eine Vielzahl von Zähnen aufweist, die so konfiguriert sind, dass sie die Kollimatorplatten halten. Typischerweise sind die Schienen auf sehr präzise Toleranzen ausgerichtet, so dass die Zähne der Kämme so positioniert sind, dass sie die Kollimatorplatten aufnehmen und beim Einfügen in die Zähne einen Kollimationseffekt auf die gepixelten Elemente haben. Ferner ist die physische Platzierung oder Ausrichtung des Kollimators an der Szintillatoranordnung besonders empfindlich auf eine schlecht ausgerichtete Aufschichtung. Das bedeutet, dass eine der Szintillator-Kollimator-Anordnungen die Ausrichtung der benachbarten Anordnungen negativ beeinflussen kann, wenn sie nicht richtig ausgerichtet ist. Es ist einfach so, dass wenn eine Kollimator-Szintillator-Anordnungskombination falsch ausgerichtet ist, alle nachfolgend positionierten Kollimator-Szintillator-Anordnungskombinationen schlecht ausgerichtet sein werden, sofern keine korrektiven Maßnahmen implementiert sind. Ferner erfordern solche Anordnungen die Anpassung von mehreren Detektoren, wenn nur einer der Detektoren falsch ausgerichtet ist. Der Gesamtprozess kann teuer und zeitaufwendig sein.
Aufgrund von G-Ladung kann eine mechanische Deflektion der Platten auftreten, die durch die Rotation der Gantry bei hohen Gantrygeschwindigkeiten induziert wird. Wenn beispielsweise ein CT-System bei einer Geschwindigkeit kalibriert ist und die Bilddaten z. B. bei einer zweiten Geschwindigkeit erfasst werden, kann die mechanische Deflektion der Kollimatorplatten für die beiden Gantrygeschwindigkeiten unterschiedlich sein. Solch eine mechanische Deflektion kann in den resultierenden Bildern Bildartefakte induzieren. Zusätzlich hat die Z-Achsenerfassung von Patienten in den letzten Jahren zugenommen, und eine zunehmende Z-Achsenerfassung erfordert Kollimatorplatten, die proportional ebenfalls länger sind. Folglich sind die Kollimatorplatten zunehmend empfind lich für mechanische Deflektion und die daraus resultierenden Probleme in Bezug auf die Bildqualität.
Daher wäre es wünschenswert, ein Verfahren und Gerät zur Herstellung von preisgünstigen Kollimator- und Szintillatormodulen zu entwerfen, wodurch deren mechanische Stabilität erhöht und Übersprechen reduziert werden würde.
KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Gerät, bei dem die zuvor erwähnten Nachteile überwunden werden. Der CT-Detektor enthält eine Vielzahl von gepixelten Elementen und einen laminierten Kollimator. Die Laminierungen innerhalb des Kollimators werden durch ein Abstandhaltermaterial getrennt und weisen Öffnungen auf, die zwischen einem entsprechenden gepixelten Element und einer Röntgenquelle ausgerichtet sind.
Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung umfasst der CT-Kollimator eine erste strahlungsabsorbierende Laminierung mit einer Vielzahl von Öffnungen, die durch diese hindurch geformt sind. Jede Öffnung, die in der ersten strahlungsabsorbierenden Laminierung geformt ist, ist an einer entsprechenden Achse ausgerichtet, die zwischen dem entsprechenden gepixelten Element und einer Röntgenemissionsquelle gebildet wird. Der Kollimator enthält eine zweite strahlungsabsorbierende Laminierung, die mit einer Vielzahl von Öffnungen ausgestattet ist, welche durch diese hindurch geformt sind, wobei jede Öffnung, die durch die zweite strahlungsabsorbierende Laminierung verläuft, an der entsprechenden Achse ausgerichtet ist, die zwischen einem entsprechenden gepixel ten Element und der Röntgenemissionsquelle gebildet wird. Ein Abstandhalter ist zwischen der ersten und der zweiten strahlungsabsorbierenden Laminierung positioniert.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung umfasst ein Verfahren zur Herstellung eines CT-Detektors die Lieferung eines Detektors, der eine Vielzahl von gepixelten Elementen umfasst, sowie die Kopplung eines Multilaminat-Kollimators an den Detektor. Der Multilaminat-Kollimator umfasst mindestens zwei Schichten aus einem Material, das im Wesentlichen strahlungsundurchlässig ist. Das Verfahren umfasst die Positionierung eines Einsatzes zwischen den mindestens zwei Schichten sowie die Ausrichtung des Kollimators, so dass eine Vielzahl von Röntgendurchgängen innerhalb des Kollimators zwischen der Vielzahl von gepixelten Elementen und einer Röntgenemissionsquelle in einer Übereinstimmung von 1:1 ausgerichtet ist.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung umfasst ein CT-System eine drehbare Gantry, die eine Öffnung zur Aufnahme eines abzutastenden Objekts aufweist, eine Projektionsquelle für hochfrequente elektromagnetische Energie, die so konfiguriert ist, dass sie einen Strahl aus hochfrequenter elektromagnetischer Energie zu einem Objekt hin aussendet, sowie eine Detektoranordnung, die eine Vielzahl von gepixelten Zellen aufweist, wobei jede Zelle so konfiguriert ist, dass sie die hochfrequente elektromagnetische Energie erkennt, von der ein Objekt durchdrungen wird. Ein Strahlungsfilter ist so konfiguriert, dass er hochfrequente elektromagnetische Energie absorbiert, die auf einen Raum zwischen den benachbarten gepixelten Zellen gerichtet ist, wobei der Strahlungsfilter ein Paar perforierter Abschirmungen umfasst, die mindestens durch ein Abstandhaltermaterial voneinander getrennt sind. Eine Fotodioden-Anordnung ist optisch mit der Szintillatoranordnung verbunden und umfasst eine Vielzahl von Fotodioden, die so konfiguriert sind, dass sie die Lichtausgangssignale von einer entsprechenden Szintillatorzelle erkennen. Ein Datenerfassungssystem (DES) ist mit der Fotodiodenanordnung verbunden und so konfiguriert, dass es die Fotodioden-Ausgangssignale empfängt. Ein Bildrekonstruierer ist mit dem DES verbunden und so konfiguriert, dass er anhand der Fotodioden-Ausgangssignale, die vom DES empfangen werden, ein Bild vom Objekt rekonstruieren kann.
Verschiedene andere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden anhand der folgenden detaillierten Beschreibung und der Zeichnungen verdeutlicht.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die Zeichnungen illustrieren eine bevorzugte Ausführungsform, die zurzeit zur Ausführung der Erfindung in Betracht gezogen wird.
Für die Zeichnungen gilt:
1 ist eine Bildansicht eines CT-Bildgebungssystems gemäß der vorliegenden Erfindung.
2 ist ein schematisches Blockdiagramm des in 1 illustrierten Systems.
3 ist eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform einer CT Detektoranordnung.
4 ist eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Detektors der Detektoranordnung, die in 3 gezeigt wird.
5 ist eine Querschnittsansicht von einem Abschnitt eines Szintillatorpakets und eines laminierten Kollimators, der gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung mit einem Abstandhalter ausgestattet ist.
6 ist eine perspektivische Ansicht eines Kollimators, bei dem gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zwischen den Anordnungsstiften Laminierungen positioniert sind.
7 ist eine Bildansicht eines Geräts zum Zuschneiden von Strukturschaum gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
8 ist eine Querschnittsansicht eines Abschnitts eines Szintillatorpakets und eines laminierten Kollimators, der gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung mit einem Abstandhalter aus Einschlussmaterial ausgestattet ist.
9 ist eine Querschnittsansicht eines Abschnitts eines laminierten Kollimators, der mit einem Strukturschaum-Abstandhalter gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ausgestattet ist.
10 ist eine Querschnittsansicht eines Abschnitts eines laminierten Kollimators, der mit einer Vielzahl von Abstandhaltern gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ausgestattet ist.
11 ist eine Bildansicht eines CT-Systems zur Verwendung im Zusammenhang mit einem nichtinvasiven Paket-Inspektionssystem gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
Die Betriebsumgebung der vorliegenden Erfindung wird unter Bezugnahme auf ein 64-Schicht-Computertomographie(CT)-System beschrieben. Allerdings werden sich auf diesem Gebiet fachkundige Personen darüber im Klaren sein, dass die vorliegende Erfindung ebenso auch im Zusammenhang mit anderen Mehrschicht-Konfigurationen verwendet werden kann. Außerdem wird die vorliegende Erfindung in Bezug auf die Erkennung und Konvertierung von Röntgenstrahlen beschrieben. Ferner wird einer auf diesem Gebiet fachkundigen Person bewusst sein, dass sich die vorliegende Erfindung ebenso für die Erkennung und Umwandlung von anderer hochfrequenter elektromagnetischer Energie einsetzen lässt. Die vorliegende Erfindung wird im Zusammenhang mit einem CT-Scanner der „dritten Generation" beschrieben, lässt sich aber auch im Zusammenhang mit anderen CT-Systemen einsetzen.
Was 1 und 2 anbelangt, so wird dort ein Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem 10 mit einer Gantry 12 dargestellt, die einen CT-Scanner der "dritten Generation" darstellt. Gantry 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf, welche einen Röntgenstrahl 16 zu einer Detektoranordnung oder einem Kollimator 18 auf der gegenüberliegenden Seite der Gantry 12 projiziert. Die Detektoranordnung 18 wird von einer Vielzahl von Detektoren 20 und Datenerfassungssystemen (DES) 32 gebil det. Die Vielzahl von Detektoren 20 erkennt die projizierten Röntgenstrahlen, von denen ein medizinischer Patient 22 durchdrungen wird, und das DES 32 wandelt die Daten zur nachfolgenden Verarbeitung in digitale Signale um. Jeder Detektor 20 erzeugt ein analoges elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgenstrahls und somit den abgeschwächten Strahl repräsentiert, wenn dieser den Patienten 22 durchdringt. Während einer Abtastung zur Erfassung von Röntgenprojektionsdaten drehen sich die Gantry 12 und die auf ihr montierten Komponenten um ein Rotationszentrum 24 herum.
Die Rotation der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 werden von einem Kontrollmechanismus 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Der Kontrollmechanismus 26 umfasst einen Röntgenregler 28, der Strom- und Zeitgebungssignale an die Röntgenquelle 14 liefert, sowie einen Gantry-Motorregler 30, der die Rotationsgeschwindigkeit und Position der Gantry 12 steuert. Ein Bildrekonstruierer 34 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgendaten vom DES 32 und führt eine Hochgeschwindigkeits-Bildrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild wird als Input in einen Computer 36 eingespeist, der das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert.
Über Konsole 40, die mit einer Tastatur ausgestattet ist, empfängt Computer 36 auch Befehle und Abtastparameter von einem Bediener. Ein dazugehöriges Kathodenstrahlenröhrendisplay 42 erlaubt es dem Bediener, das rekonstruierte Bild und andere Daten von Computer 36 einzusehen. Die vom Bediener gelieferten Befehle und Parameter werden von Computer 36 verwendet, um Kontrollsignale und Informationen an das DES 32, den Röntgenregler 28 und den Gantry-Motorregler 30 zu liefern. Zusätzlich steuert der Computer 36 einen Tischmotorreg ler 44, welcher den motorisierten Tisch 46 steuert, um den Patienten 22 und die Gantry 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Körperabschnitte des Patienten 22 durch die Gantryöffnung 48.
Wie in 3 und 4 gezeigt, umfasst die Detektoranordnung 18 eine Vielzahl von Detektoren sowie Datenerfassungssystem 32, wobei jeder Detektor 20 eine Anzahl von Detektorelementen 50 umfasst, die in Form eines Pakets angeordnet sind. Die Schienen 17 des Kollimators der Detektoranordnung 18 weisen Kollimatorlamellen oder -platten 19 auf, die zwischen ihnen platziert sind. Die Detektoranordnung 18 ist so positioniert, dass sie die Röntgenstrahlen 16 einstellt, bevor diese Strahlen auf den Detektor 20 auftreffen. In einer Ausführungsform, die in 3 gezeigt wird, umfasst die Detektoranordnung 18 57 Detektoren 20, wobei jeder Detektor 20 eine Anordnungsgröße von 64 × 16 Pixelelementen 50 aufweist. Folglich weist die Detektoranordnung 18 64 Zeilen und 912 Spalten (16 × 57 Detektoren) auf, wodurch es ermöglicht wird, bei jeder Umdrehung der Gantry 12 64 Datenschichten gleichzeitig zu erfassen.
Detektoren 20 umfassen Stifte 52, die in Relation zu den Detektorelementen 50 innerhalb des Pakets 51 positioniert sind. Paket 51 ist auf einer Diodenanordnung 53 positioniert, welche eine Vielzahl von Dioden 59 aufweist. Die Diodenanordnung 53 ist wiederum auf einem Mehrschicht-Substrat 54 positioniert. Die Abstandhalter 55 sind auf einem Mehrschichtsubstrat 54 positioniert. Die Detektorelemente 50 sind optisch an die Diodenanordnung 53 gekoppelt, wobei die Diodenanordnung 53 wiederum elektrisch an ein Mehrschichtsubstrat 54 gekoppelt ist. Die flexiblen Schaltkreise 56 sind an der Fläche 57 des Mehrschichtsubstrats 54 und dem DES 32 angebracht. Die Detektoren 20 werden unter Verwendung der Stifte 52 innerhalb der Detektoranordnung 18 positioniert.
Beim Betrieb generieren die auf die Detektorelemente 50 auftreffenden Röntgenstrahlen Fotonen, welche das Paket 51 durchqueren, wodurch sie ein analoges Signal generieren, das auf einer Diode 58 innerhalb der Diodenanordnung 53 erkannt wird. Das generierte analoge Signal wird durch das Mehrschichtsubstrat 54 über einen der flexiblen Schaltkreise 56 zum DES übertragen, wo das analoge Signal in ein digitales Signal umgewandelt wird.
5 und 8 illustrieren einen Abschnitt eines CT-Detektors 100 gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Zu illustrativen Zwecken wird die Dicke der Laminierungen 112, 114 und 136 in 5 und 8 vergrößert, um besser darstellen zu können, wie diese von den Röntgenstrahlen 16 durchdrungen werden. Allerdings stellen die Laminierungsdicken 112, 114 und 136, die in 9 und 10 gezeigt werden, deren proportionales Verhältnis in Bezug auf den gesamten CT-Detektor 100 am besten dar.
5 ist ein Abschnitt eines CT-Detektors gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. CT-Detektor 100 umfasst ein Szintillatorpaket 104 und einen Kollimator 110. Der CT-Detektor ist in der XZ-Ebene eines Koordinatensystems der rotierenden Gantry ausgerichtet und so positioniert, dass die Röntgenstrahlen 16, die aus einem Röntgenbrennpunkt 102 einer Röntgenröhre, wie z. B. der Röntgenröhre 14 in 1, emittiert werden, auf ein Szintillatorpaket 104 hin ausgerichtet sind. Szintillatorpaket 104 umfasst Pixels oder Szintillatorelemente 106, welche durch Reflektoren 108 getrennt werden. Während der Abschnitt des CT-Detektors 100 aus 5 fünf Pixels 106 zusammen mit einem dazugehörigen Abschnitt des Kollimators 110 zeigt, wird eine auf diesem Gebiet fachkundige Person erkennen, dass die Anzahl der Pixels 106 im CT-Detektor 100 mehr als die fünf gezeigten Pixels 106 umfassen kann.
Eine erste Laminierung oder Abschirmung 112 des Kollimators 110 wird neben dem Szintillatorpaket 104 positioniert. Die Laminierung 112 ist so perforiert, dass bei jeder darin gebildeten Perforierung oder Öffnung 116 die Größe und Position so gewählt ist, dass sie von Röntgenstrahlen 16 durchdrungen werden kann, so dass diese auf einer oberen Fläche 120 eines dazugehörigen Pixels 106 auftreffen. Auf diese Weise wird jede Perforierung 116 im Wesentlichen an der Achse 137 ausgerichtet, welche zwischen dem entsprechenden Pixel 106 und dem Brennpunkt 102 gebildet wird. Die Perforierungen 116 der Laminierung 112 weisen weiterhin solch eine Größe und Position auf, dass das Strukturmaterial 122 der Laminierung 112 so positioniert ist, dass es die Röntgenstrahlen 16 hemmt, die vom Brennpunkt 102 zu den Reflektoren 108 hin emittiert werden.
Eine zweite Laminierung oder Abschirmung 114 des Kollimators 110 ist neben der Laminierung 112 positioniert [und] so perforiert, dass jede Perforierung oder Öffnung 118, die darin gebildet wird, eine solche Größe und Position hat, dass sie von den Röntgenstrahlen 16 durchdrungen werden kann, so dass diese auf eine obere Fläche 120 eines dazugehörigen Pixels 106 auftreffen. Auf diese Weise wird jede Perforierung 118 im Wesentlichen an einer der Achsen ausgerichtet, von denen eine als Achse 137 illustriert wird, die zwischen dem entsprechenden Pixel 106 und dem Brennpunkt 102 gebildet wird. Folglich bildet jedes Paar von Perforierungen 116 und 118, welche jedem der Pixel 106 entsprechen, ein Loch oder eine Öffnung 129 durch den Kollimator 110, welche im Wesentlichen an einer entsprechenden Achse 137 ausgerichtet ist, die zwischen dem dazugehörigen Pixel 106 und dem Brennpunkt 102 gebildet wird. Die Perforierungen 118 der Laminierung 114 weisen weiterhin eine derartige Größe und Position auf, dass das Strukturmaterial 124 der Laminierung 114 so positioniert wird, dass es Röntgenstrahlen 16 hemmt, die vom Brennpunkt 102 zu den Reflektoren 108 hin emittiert werden.
Ein Auffächerungswinkel 128 wird zwischen einem Pixel 106 und einem Brennpunkt 102 einer Achse 139, und ein anderer Auffächerungswinkel 130 wird zwischen einem anderen Pixel 106 und einem Brennpunkt 102 einer anderen Achse 137 gebildet. Ein Muster der Perforierungen 116 der ersten Laminierung 112 kann sich vom Muster der Perforierungen 118 der zweiten Laminierung 114 unterscheiden. Folglich weisen die Perforierungen 116 in einer Ausführungsform eine größere Öffnung auf und sind enger aneinander liegend positioniert als die entsprechenden Perforierungen 118. In einer anderen Ausführungsform sind die Perforierungen 116 weiter voneinander entfernt positioniert als die entsprechenden Perforierungen 118, wobei sie aber eine Öffnung aufweisen, die im Wesentlichen einer Öffnung der entsprechenden Perforierungen 118 entspricht. Es wird allerdings in Betracht gezogen, dass die Muster der entsprechenden Perforierungen 116, 118 im Wesentlichen gleich sind und dass ihre Größe und Position gemäß der Auffächerung gewählt wird, wie dieser z. B. durch die Auffächerungswinkel 128 und 130 definiert wird. Folglich können die Perforierungen 116 in Laminierung 112 je nach Auffächerungswinkel 128 unterschiedliche Größen und Abstände in Bezug aufeinander aufweisen. Ebenso können die Perforierungen 118 in Laminie rung 118 je nach Auffächerungswinkel 130 unterschiedliche Größen und Abstände in Bezug aufeinander aufweisen.
Laminierungen 112, 114 umfassen ein Material mit hoher Dichte, wie Wolfram o. Ä. Folglich sind die Laminierungen 112, 114 im Wesentlichen für Röntgenstrahlen 16 undurchlässig und führen zu einer Hemmung der Röntgenstrahlen, die andernfalls auf die Region von Reflektoren 108 im Szintillatorpaket 104 auftreffen würden. Es wird erwogen, die darin befindlichen Perforierungen 116, 118 durch Ätzung, Bohrung, Gießen o. Ä. herzustellen.
Weiterhin ist in Bezug auf 5 zu sagen, dass ein Abstandhalter oder eine Laminierung 126 zwischen den Laminierungen 112, 114 positioniert wird. In einer Ausführungsform besteht der Abstandhalter 126 aus einem vorgehärteten Strukturschaum mit geschlossenen Zellen wie Rohacell^TM, einer Graphitplatte o. Ä., so dass der Abstandhalter 126 für Röntgenstrahlen 16 im Wesentlichen durchlässig ist. Rohacell^TM ist bei Degussa AG mit Sitz in Düsseldorf, Deutschland, erhältlich. In einer anderen Ausführungsform, die im Folgenden im Zusammenhang mit 8 besprochen wird, besteht der Abstandhalter 126 aus einem Einschlussmaterial und wird in situ ausgehärtet. Der Abstandhalter 126 bietet eine strukturelle Stütze für die Laminierungen 112, 114 und steigert die G-Lasttoleranz des Kollimators 110 während der Rotation der Gantry. Ein Klebstoff 141, der an den Flächen 132 zwischen jeder Schicht 104, 112, 114, 126 des CT-Detektors 100 eingefügt ist, verbindet die Schichten 104, 112, 114, 126 miteinander und trägt zu der strukturellen Integrität des CT-Detektors 100 bei.
Beim Betrieb schwächt der Kollimator 110 die Röntgenstrahlen 16, die aus dem Brennpunkt 102 emittiert werden, wesentlich ab, so dass sie nicht auf die Reflektoren 108 auftreffen. Der Kollimator 110 stellt auch Röntgenstrahlen ein, die aus einem zweiten Emissionspunkt 33 emittiert werden, welcher sich z. B. innerhalb des Körpers des Patienten 22 aus 1 und 2 befindet, und die sich entlang des Weges 135 bewegen. Folglich ermöglicht es der Kollimator 110 im Wesentlichen, dass die Röntgenstrahlen 16, die aus dem Brennpunkt 102 emittiert werden, auf die Pixels 106 auftreffen, und dass Röntgenstrahlen 133, die von sekundären Emissionen stammen, wesentlich abgeschwächt werden.
Was weiterhin 5 anbelangt, wird ein Kollimator 110 illustriert, der eine Laminierung 112, einen Abstandhalter 126 sowie eine Laminierung 114 aufweist. In einer Ausführungsform können zusätzliche Laminierungen, die nicht gezeigt werden, hinzugefügt werden, um eine Kollimatortiefe von z. B. 7–8 mm oder mehr zu erzielen, wobei diese von einem gewünschten Aspektverhältnis zwischen den Öffnungen, die in 116, 118 gebildet werden, sowie einer Gesamtaufschichtungshöhe des Kollimators abhängen. Eine auf diesem Gebiet fachkundige Person wird erkennen, dass Laminierungen direkt aufeinander geschichtet werden können, um ein Multilaminierungs-Abschwächungsmaterial zu bilden, wobei kein Abstandhalter zwischen diesen vorhanden ist, oder man kann mehrere Laminierungen aufeinanderschichten, bevor man einen Abstandhalter zwischen ihnen platziert, solange berücksichtigt wird, dass die geometrischen Abstände zwischen den Laminierungen beispielsweise die Auffächerungswinkel 128, 130 in sich aufnehmen können. Beispielsweise wird die Laminierung 136 in einer alternativen Ausführungsform so positioniert, dass sie in direktem Kontakt mit Laminierung 114 steht oder an dieser haf tet. Das kann vorteilhaft sein, wenn es darum geht, die Benutzung von sehr viel dünneren Laminierungsmaterialien zu ermöglichen, wenn z. B. sehr präzise Eigenschaften erwünscht sind, und solch eine Präzision lässt sich bei einer Verwendung einer dickeren Laminierung schwieriger oder unter höheren Kosten erzielen.
Ferner wird eine auf diesem Gebiet fachkundige Person erkennen, dass während der CT-Detektor 100 in 5 in einer zweidimensionalen Anordnung in der YZ-Ebene illustriert wird, das Muster der Auffächerungswinkel, wie es durch die Auffächerungswinkel 128, 130 illustriert wird, auf entsprechende Art und Weise auch in der XY-Ebene aufgefächert kann, wodurch ein dreidimensionaler Kollimator gebildet wird, wobei die Auffächerungswinkel der Laminierungen in beide Dimensionen verlaufen. 6 illustriert eine Aufschichtung von Laminierungen 112, 114, zwischen denen ein Abstandhalter 126 positioniert ist. 6 illustriert die dreidimensionalen Auffächerungsanforderungen beim Kollimator 110 und die entsprechenden Auffächerungswinkel, die sowohl in der XY-Ebene als auch in der YZ-Ebene erzielt werden können, um den dreidimensionalen Auffächerungseffekt zu erzielen.
Was wiederum 6 anbelangt, können die Laminierungen 112, 114 jeweils darin positionierte Zargen 113, 115 aufweisen. Die Zargen 113, 115, die in jeder Laminierung 112, 114 positioniert sind, sind so angeordnet, dass die Zargen 113, 115 sich vertikal ausrichten, wenn sie als Einheit z. B. an die Stifte 117 montiert werden. Eine solche Ausrichtung ermöglicht eine einfache Konstruktion des Kollimators 110 und erlaubt eine schnelle visuelle Überprüfung der Montageinheit, um die richtige Ausrichtung der Laminierungen 112, 114 in Relation zueinander sicherzustellen. Eine auf diesem Gebiet fachkundige Person wird erkennen, dass statt der Zargen 113, 115 zur Konstruktion des Kollimators 100 auch hervorstehende Ausrichtungsschlaufen vorhanden sein können.
Was 7 anbelangt, so kann der Strukturschaum 200, wie z. B. Rohacell^TM o. Ä., in dünne Platten geschnitten werden, wobei ein Hitzdraht 202, wie z. B. Inconel, mit einer Dicke von 0,014'' verwendet wird, wobei er straff zwischen zwei Keramikzylindern 204, 206 aufgespannt und in einer gewünschten Höhe 210 über der flachen Fläche 208 positioniert wird. Eine Platte aus Strukturschaum 200 wird auf einer flachen Fläche 208 platziert und auf ihr gehalten, während sie diagonal zum Draht 202 geführt wird, wodurch ein dünnes Schaumstück 212 zugeschnitten wird, das als Abstandhalter 126 verwendet werden soll. Der Strukturschaum 200 kann auf Zufuhrmaterial 211 platziert und von einem Draht 202 durchquert werden, um dünne Platten aus Strukturschaum 200 zuzuschneiden.
Was nun 8 anbelangt, so kann der Abstandhalter 126, wie oben beschrieben, in einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung aus einem Einschlussmaterial 138 bestehen, das innerhalb des Kollimators 110 positioniert wird. Folglich werden die Laminierungen 112, 114 so positioniert, dass in ihnen eine Lücke 140 gebildet wird. Das Einschlussmaterial 138, wie Epoxid oder Strukturschaum, wird innerhalb der Lücke 140 positioniert und in situ ausgehärtet. Das Einschlussmaterial 138 wird aus Materialien ausgewählt, die im Wesentlichen für den Durchgang von Röntgenstrahlen durchlässig sind. Beim Einschlussmaterial 138 kann es sich beispielsweise um unausgehärteten Schaum oder Epoxid handeln, das in die Lücke 140 eingespritzt oder auf andere Weise in diese gegossen und in ihr ausgehärtet wird. Ferner kann ein Füllmate rial mit niedriger Dichte, wie z. B. hohle Glas-Mikroperlen, mit dem Einschlussmaterial 138 vermischt werden, um dessen Dichte zu reduzieren, wobei der Füllstoff mit niedriger Dichte vorzugsweise eine durchschnittliche Dichte aufweist, die geringer ist als die des Einschlussmaterials 138.
9 zeigt einen Kollimator 110 gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Laminierungen 112, 114 sind zwischen den Abstandhaltern 126 positioniert und illustrieren am besten die Proportionen des Kollimators 110 in seiner Gesamtheit.
10 zeigt einen Abstandhalter 126 des CT-Detektors 100 gemäß einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindungen. Eine Vielzahl von dünnen Schläuchen 150 kann im Wesentlichen zwischen den Laminierungen 112 und 114 positioniert werden, so dass die Röntgenstrahlen, welche durch die Öffnungen 116, 118 dringen, auf zufällige Weise gehemmt werden, wodurch ein Blockierungsmuster vermieden wird, welches Bildartefakte hervorrufen kann. Die dünnen Schläuche 150 können einen kreisförmigen oder anderweitig geformten Querschnitt aufweisen, wie beispielsweise einen rechteckigen oder hexagonalen Querschnitt, und können auch in zufälliger Anordnung zwischen den Laminierungen 12 und 114 ausgerichtet sein.
11 ist eine Bildansicht eines CT-Systems zur Verwendung im Zusammenhang mit einem nicht-invasiven Paketinspektionssystem. Das Paket-/Gepäck-Inspektionssystem 510 enthält eine drehbare Gantry 512, die eine Öffnung 514 aufweist, durch welche sich Pakete oder Gepäckstücke hindurchleiten lassen. Die drehbare Gantry 512 enthält gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung eine hochfrequente e lektromagnetische Energiequelle 516 sowie eine Detektoranordnung 518, welche Szintillatoranordnungen aufweist, die aus Szintillatorzellen bestehen. Es ist auch ein Beförderungssystem 520 vorhanden, das ein Laufband 522 umfasst, das von Struktur 524 getragen wird, so dass es auf automatische und kontinuierliche Weise Pakete und Gepäckstücke 526 durch die Öffnung 514 befördert, so dass diese abgetastet werden können. Die Objekte 526 werden mit Hilfe des Laufbands 522 durch die Öffnung 514 eingeführt, dann werden Bildgebungsdaten erfasst, und die Pakete 526 mit Hilfe des Laufbandes 522 auf kontrollierte und kontinuierliche Art und Weise aus der Öffnung 514 entfernt. Folglich können Postinspektoren, Gepäckhandhaber und andere Mitglieder des Sicherheitspersonals die Inhalte der Pakete 526 auf nicht-invasive Weise nach Explosivstoffen, Messern, Waffen, Schmuggelware etc durchsuchen. Außerdem können solche Systeme in industriellen Anwendungen zur nicht-destruktiven Beurteilung von Bauteilen oder Anordnungen eingesetzt werden.
Daher umfasst ein CT-Kollimator gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung eine erste strahlungsabsorbierende Laminierung, die eine Vielzahl von Öffnungen aufweist, welche durch sie hindurch verlaufen. Jede Öffnung, die durch die erste strahlungsabsorbierende Laminierung hindurch geformt wird, ist an einer entsprechenden Achse ausgerichtet, die zwischen einem dazugehörigen gepixelten Element und einer Röntgenemissionsquelle gebildet wird. Der Kollimator umfasst eine zweite strahlungsabsorbierende Laminierung, die eine Vielzahl von Öffnungen aufweist, welche durch sie hindurch verlaufen, wobei jede Öffnung, die durch die zweite strahlungsabsorbierende Laminierung hindurch geformt wird, an einer entsprechenden Achse ausgerichtet [ist], die zwischen einem dazugehörigen gepixelten Element und einer Röntgenemissi onsquelle verläuft. Zwischen der ersten und der zweiten strahlungsabsorbierenden Laminierung wird ein Abstandhalter platziert.
Gemäß einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst ein Verfahren zur Herstellung eines CT-Detektors die Lieferung eines Detektors, der eine Vielzahl von gepixelten Elementen umfasst, sowie die Kopplung eines Multilaminierungs-Kollimators an den Detektor. Der Multilaminierungs-Kollimator umfasst mindestens zwei Schichten aus einem Material, das im Wesentlichen strahlungsundurchlässig ist. Das Verfahren umfasst die Positionierung einer Einlage zwischen mindestens zwei Schichten und das Ausrichten des Kollimators, so dass eine Vielzahl von Röntgenstrahlendurchgängen innerhalb des Kollimators zwischen der Vielzahl von gepixelten Elementen und einer Röntgenstrahlenemissionsquelle in einer Übereinstimmung von 1:1 ausgerichtet wird.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst ein CT-System: eine drehbare Gantry, die eine Öffnung zur Aufnahme eines abzutastenden Objekts aufweist, eine Projektionsquelle für hochfrequente elektromagnetische Energie, die so konfiguriert ist, dass sie einen hochfrequenten elektromagnetischen Energiestrahl zu einem Objekt hin projiziert, sowie eine Detektoranordnung, die eine Vielzahl von gepixelten Zellen aufweist, wobei jede Zelle so konfiguriert ist, dass sie hochfrequente elektromagnetische Energie erkennt, von welcher ein Objekt durchdrungen wird. Ein Strahlungsfilter ist so konfiguriert, dass er hochfrequente elektromagnetische Energie absorbiert, die auf einen Raum zwischen benachbarten Zellen gerichtet ist, wobei der Strahlungsfilter ein Paar von perforierten Abschirmungen umfasst, welche mindestens durch ein Abtrennungsmaterial abge trennt sind. Eine Fotodiodenanordnung ist optisch an eine Szintillatoranordnung gekoppelt und umfasst eine Vielzahl von Fotodioden, die so konfiguriert sind, dass sie ein Lichtausgangssignal von einer entsprechenden Szintillatorzelle erkennen. Ein Datenerfassungssystem (DES) ist mit einer Fotodiodenanordnung verbunden und so konfiguriert, dass es die Ausgangssignale der Fotodioden empfängt. Ein Bildrekonstruierer [ist] mit dem DES verbunden und so konfiguriert, dass er anhand der Ausgangssignale der Fotodioden, welche vom DES empfangen werden, ein Bild von einem Objekt rekonstruiert.
Die vorliegende Erfindung ist in Bezug auf die bevorzugte Ausführungsform beschrieben worden, und es ist zu berücksichtigen, dass neben den ausdrücklich aufgeführten auch andere Äquivalente, Alternativen und Modifikationen innerhalb des Schutzumfanges der angehängten Patentansprüche möglich sind.

1: Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem
0
12: Gantry
14: Röntgenstrahlenquelle
16: Röntgenstrahl
17: Schienen
18: Detektoranordnung oder Kollimator
19: Kollimatorlamellen oder -platten
20: Vielzahl von Detektoren
22: medizinischer Patient
24: Rotationszentrum
26: Kontrollmechanismus
28: Röntgenregler
30: Gantrymotorregler
32: Datenerfassungssysteme (DES)
34: Bildrekonstruierer
36: Computer
38: MASSENSPEICHERVORRICHTUNG
40: Bediener über Konsole
42: Tastatur. Ein dazugehöriges Kathodenstrahl-röhrendisplay
44: Tischmotorregler
46: motorisierter Tisch
48: Gantryöffnung
50: Anzahl von Detektorelementen
51: Anzahl von Detektorelementen, die in einem Paket angeordnet sind
52: Stifte
53: Diodenanordnung
54: Mehrschichtsubstrat
55: Abstandhalter
56: flexible Schaltkreise
58: Diode
59: Vielzahl von Dioden
100: CT-Detektor
102: Röntgenbrennpunkt
104: Szintillatorpaket
106: Szintillatorelemente
108: Reflektoren
110: Kollimator
112: Laminierungen
113: Zargen
114: Laminierungen
115: Zargen
116: Öffnung
117: Stifte
118: Öffnung
120: obere Fläche
122: Strukturamaterial
124: Strukturmaterial
126: Abstandhalter oder Laminierung
128: Auffächerungswinkel
129: Loch oder Öffnung
130: Auffächerungswinkel
132: Flächen
133: sekundärer Emissionspunkt
135: Weg
136: Laminierungen
137: Achse
138: Einschlussmaterial
139: Achse
140: Lücke
141: Klebstoff
150: Vielzahl von dünnen Schläuchen
152: runde Form
200: Strukturschaum
202: Draht
204: Keramikzylinder
206: Keramikzylinder
208: ebene Fläche
210: Höhe
211: Zufuhrmaterial
212: dünnes Schaumteil
510: Paket-/Gepäck-Inspektionssystem
512: drehbare Gantry
514: Öffnung
516: Quelle für hochfrequente elektromagnetische Energie
518: Detektoranordnung
520: Beförderungssystem
522: Laufband
524: Struktur
526: Pakete oder Gepäckstücke

Claims

CT-Kollimator, der neben einem CT-Detektor (100) positioniert ist, wobei der CT-Kollimator umfasst: eine erste strahlungsabsorbierende Laminierung (112), die eine Vielzahl von Öffnungen (116) aufweist, welche durch diese hindurchgehend ausgebildet sind, wobei jede Öffnung (116), die durch die erste strahlungsabsorbierende Laminierung (112) hindurch verläuft, an einer entsprechenden Achse (137) ausgerichtet ist, die zwischen einem entsprechenden gepixelten Element (106) und einer Röntgenstrahlenemissionsquelle (102) gebildet wird; eine zweite strahlungsabsorbierende Laminierung (114), die eine Vielzahl von Öffnungen (118) aufweist, die durch diese hindurch geformt werden, wobei jede Öffnung (118), die durch die zweite strahlungsabsorbierende Laminierung (114) hindurch verläuft, an einer entsprechenden Achse (137) ausgerichtet ist, die zwischen einem entsprechenden gepixelten Element (106) und einer Röntgenstrahlenemissionsquelle (102) gebildet wird; einen Abstandhalter (126), der zwischen der ersten und der zweiten strahlungsabsorbierenden Laminierung (112, 114) positioniert ist.
CT-Kollimator gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der CT-Detektor (100) einen Szintillator oder ein direktes Umwandlungsmaterial umfasst.
CT-Kollimator gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Abstandhalter (126) entweder aus Schaum, einer Graphitplatte, einem Epoxid (141), einer Faser oder einem Schlauch (150) besteht.
CT-Kollimator gemäß Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Epoxid (141) ein Füllmaterial aufweist, das darin verteilt ist, wobei das Füllmaterial eine durchschnittliche Dichte aufweist, die geringer ist als die des Epoxids.
CT-Kollimator gemäß Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Schaum in situ ausgehärtet wird.
CT-Kollimator gemäß Anspruch 1, ferner umfassend: eine dritte strahlungsabsorbierende Laminierung (136), die eine Vielzahl von Öffnungen (129) umfasst, welche durch sie hindurch geformt sind, wobei die dritte strahlungsabsorbierende Laminierung (136) an der ersten oder der zweiten strahlungsabsorbierenden Laminierung (112, 114) angebracht ist, wobei jede Öffnung (129) der dritten strahlungsabsorbierenden Laminierung (136) an der entsprechenden Achse (137) der dazugehörigen Öffnung ausgerichtet ist.
CT-Kollimator gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das erste und zweite strahlungsabsorbierende Material (112, 14) aus einem Hoch-Z-Material besteht.
CT-Kollimator gemäß Anspruch 7, wobei es sich bei dem Hoch-Z-Material um Wolfram handelt.
CT-Kollimator gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Abstandhalter (126) aus einem Blechmaterial besteht, das eine Vielzahl von Öffnungen aufweist, die durch dieses hindurch geformt sind.
CT-Kollimator gemäß Anspruch 1, ferner umfassend: die erste und zweite strahlungsabsorbierende Laminierung (112, 114), die mit einer Zarge (113) oder einer hervorstehenden Schlaufe ausgestattet sind, und die im Wesentlichen aneinander ausgerichtet sind.