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Die
Erfindung betrifft einen Detektor für ein Computertomographiegerät.
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Röntgen-Computertomographiegeräte (CT-Geräte)
weisen eine Strahlenquelle auf, welche zur Abtastung eines Untersuchungsobjekts
um eine in die sogenannte z-Richtung verlaufende Symmetrieachse
verschwenkbar ist. Ein von der Strahlenquelle ausgesendetes Strahlenbündel
trifft auf einen gegenüber der Strahlenquelle angebrachten
und mit ihr verschwenkbaren Detektor auf. Der Detektor weist in
der Regel ein Array von mehreren, senkrecht zur z-Richtung orientierten
Zeilen von Detektorelementen auf und erzeugt in Abhängigkeit
von der auftreffenden Signalintensität Signale, die von
einer nachgeschalteten Signalverarbeitungseinrichtung ausgelesen
und verarbeitet werden. Die vom Detektor so aufgenommenen einzelnen
Datensätze werden als Projektionen oder Sinogramme bezeichnet. Aus
diesen Sinogrammen kann mittels Rückprojektion ein Bild
des Objekts erzeugt werden, welches sich mittels Visualisierungsverfahren
(z. B. Ray Casting) in einer für die Diagnose geeigneten
Weise darstellen lässt.
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1 zeigt
eine vereinfachte Darstellung eines CT-Detektors. Es ist ein Querschnitt 21 eines
Detektorabschnitts dargestellt. Dieser umfasst eine Vielzahl von
Detektorelementen 22, welche zur Bildung einer Detektorzeile
aneinandergereiht sind. Ein Detektorelement 22 umfasst
als zentrale Bestandteile einen Szintillator 23, auf welchen
durch die Röntgenquelle angestrahlte Röntgenstrahlung 24 trifft.
Der Szintillator 23 ist durch einen Kristall gebildet,
dessen Material durch die Röntgenstrahlung zur Erzeugung sichtbaren
Lichts angeregt wird. Das erzeugte Licht wird durch eine Fotodiode 25 in
ein elektrisches Signal umgewandelt.
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Bei
einer Aufnahme wird Strahlung ausgesendet, welches trifft auf den
Szintillator 23 trifft. Das von diesem erzeugte Licht wird
von der Fotodiode 25 in ein entsprechendes elektrisches
Signal umgewandelt und an weitere Halbleiterbauelemente zur Weiterverarbeitung übertragen.
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Es
ist bekannt, dass aktive Halbleiterbauelementen empfindlich gegen
die bei der Computertomographie verwendete Röntgenstrahlen
sind. Daher werden die weiterverarbeitenden Halbleiterelemente in
der Regel geschützt. Entwicklungen zum Schutz derartiger
Halbleiterbauelemente sind z. B. in der
DE 100 511 62 A1 und der
DE 10 2004 032 224
A1 beschrieben.
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Dagegen
stellen mögliche Schädigungen der Halbleiterfotodioden
durch Röntgenstrahlung bei herkömmlichen CT-Anwendungen
kein echtes Problem dar. Dies ist vor allem dadurch gegeben, dass
der Szintillator die Röntgenstrahlung vollständig
absorbiert. In der Regel sind Fotodioden daher keine Komponenten,
die die Lebensdauer des CT-Geräts entscheidend beeinflussen.
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Diese
Situation ändert sich bei Anwendungen mit höherenergetischer
Röntgenstrahlung. Bei diesen Anwendungen steigt mit der
höheren Strahlungsdosis auch die Schädigungswahrscheinlichkeit für
Fotodioden, denn der Szintillator kann nicht mehr ausreichend dick
dimensioniert werden um die Röntgenphotonen vollständig
zu absorbieren.
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Generell
wird versucht, die Strahlendosis im Hinblick auf den Patienten bei
CT-Anwendungen gering zu halten. Es gibt aber auch Konstellationen,
in denen ein Einsatz höherenergetischer Röntgenstrahlung
wünschenswert bzw. erforderlich ist.
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Ein
Beispiel ist der Einsatz von CT-Geräten bei der Durchstrahlung
von nichtlebender Materie. Dort wird zwecks besserer Durchstrahlung
vor allem voluminöser Objekte möglichst eine hochenergetische
Röntgenstrahlung verwendet. Dies führt jedoch zu
Schäden an den verwendeten Fotodioden, so dass z. B. in
der Sicherheitstechnik Detektoren von CT-Gepäckscannern
häufig ausgetauscht werden müssen.
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Ein
anderes Beispiel ist die Verwendung CT-Röntgengeräten
bei der Therapie mit Röntgenstrahlen. Ein derartiger Einsatz
ist z. B. in der Druckschrift
US 2009/0056022 A1 beschrieben. Zur Behandelung
wird ein Patient mit einem Linarbeschleuniger bestrahlt, der z.
B. hochenergetische Photonen erzeugt. Die vom Linerbeschleuniger
abgegebene Strahlung wird teilweise durch den untersuchten Patienten
transmittiert. In dem in der Druckschrift beschriebenen Szenario
wird die transmittierte Strahlung durch ein CT-Gerät detektiert,
um so ein Bild von dem behandelten Gewebe zu rekonstruieren. Bei therapeutischen
Anwendungen sind die Komponenten des Detektors hohen Strahlungsdosen
ausgesetzt, die einen Einsatz von herkömmlichen Detektoren
mit Fotodioden nicht erlauben. Es werden daher zum Teil bei diesen
Anwendungen Gasdetektoren verwendet. Ein derartiger Gasdetektor
(Xenon-Detektor) ist in
2 dargestellt. Der Detektor
umfasst einen mit unter Druck stehendem Gas gefüllten Tank
31,
der für die CT-Anwendung geeignet geformt ist, und ein
Fenster
32 für die zu detektierende Röntgenstrahlung.
In dem Tank
31 sind in regelmäßigen Abständen
Hochspannungselektroden
33 angeordnet. Einfallende Röntgenstrahlung
34 verursacht
Ionisationsvorgänge
35 im Gas. Die erzeugten Ionen
wandern zu den Elektroden
33. Dies führt zu einer
Spannungsänderung zwischen den Elektroden
33,
welche mittels äußeren Signalelektroden
36 erfasst
wird. Diese sehr alte Technik ist unempfindlich gegen Strahlungsschäden,
aber sehr teuer und ineffizient. Aufgrund der hohen Kosten verbieten
sich z. B. mehrzeilige Systeme.
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Die
Erfindung hat zur Aufgabe, einen für CT-Anwendungen mit
hochenergetischer Röntgenstrahlung geeigneten Detektor
anzugeben, der die Nachteile herkömmlicher Detektoren vermeidet.
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Die
Aufgabe wird durch einen Detektor gemäß dem Anspruch
1 gelöst.
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Der
erfindungsgemäße Detektor ist für ein Computertomographiegerät
konzipiert. Er umfasst wenigstens einen Szintillator für
die Erfassung von Röntgenstrahlen aus einer Röntgenquelle.
Zudem ist eine Vielzahl von Auswerteelementen in dem Detektor vorgesehen.
Die einzelnen Auswerteelemente umfassen jeweils einen Bereich, der
bzgl. der Röntgenstrahlung schätzbar ist. In diesen
schätzbaren Bereich lässt sich von dem Szintillator
bzw. einem der Szintillatoren erzeugtes Licht mittels wenigstens
eines Reflektors bzw. Spiegel reflektieren und dort mittels einer
Lichtdetektionseinheit (z. B. auf CCD- oder CMOS-Basis) detektieren.
Es kann jeder Auswerteeinheit ein Szintillator zugeordnet sein.
Eine alternative Konstruktion verwendet einen Szintillator für
eine Mehrzahl (z. B. eine Zeile) von Auswerteelementen.
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Gemäß einer
ersten Ausgestaltung des Erfindungsgegenstandes ist der schätzbare
Bereich dadurch schätzbar, dass bei räumlicher
Kollimation der Röntgenstrahlung auf den wenigstens einen Szintillator
keine direkte Einstrahlung der Röntgenstrahlung auf den
schätzbaren Bereich erfolgt.
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Eine
zweite Ausgestaltung des Strahlenschutzes besteht in der Abschirmung
mittels eines geeigneten Abschirmungsmaterials, wobei die erste und
die zweite Ausgestaltung auch kombiniert werden können.
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Die
Erfindung ermöglicht ein CT-Gerät, in welchem
die elektronischen Bestandteile zur Lichtdetektion vor der Röntgenstrahlung
geschützt bzw. abgeschirmt sind. Ein entsprechendes CT-Gerät
ist bei Anwendungen mit hochenergetischer Röntgenstrahlung
beständiger als die für diagnostische Anwendungen
marktüblichen Geräte und aufwandsärmer als
auf Gasionisierung basierende Lösungen.
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Vorzugsweise
werden die Auswerteelemente derart im Detektor angeordnet, dass
bei Einbau im CT-Gerät bzgl. der z-Achse oder Rotationsachse eine
Trennung bzw. Versetzung von Szintillatorbereich und den schätzbaren
Bereichen erfolgt. Dabei ist es sinnvoll, die Auswerteelemente im
Sinne der Bildung einer oder mehrerer Detektorzeilen anzuordnen.
Dabei kann eine relativ lückenlose Abdeckung entlang der φ-Richtung,
d. h. in Richtung der Drehung der Meßanordnung aus Röntgenstrahler
und Detektor, erzielt werden.
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Im
Folgenden wird der Erfindungsgegenstand im Rahmen eines Ausführungsbeispiels
anhand von Figuren näher erläutert. Es zeigen
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1:
Elemente eines herkömmlichen Detektors für diagnostische
CT-Anwendungen
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2:
Einen auf Gasionisierung basierenden Detektor für Anwendungen
mit hochenergetischer Röntgenstrahlung
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3:
Eine vereinfachte Darstellung eines CT-Systems
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4:
Ein erfindungsgemäß verwendbares Auswerteelement
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5:
Eine mögliche Anordnung einer Vielzahl von Auswerteelementen
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6:
Einen Schnitt durch die Anordnung aus 5
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In
der 3 ist der Fokus 31 eines Röntgenstrahlers
gezeigt, von dem ein durch eine nicht dargestellte Blende eingeblendetes
fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel 32 ausgeht,
das ein Objekt 33 durchsetzt und auf einem Detektor 34 auftrifft,
der aus mehreren parallelen Detektorzeilen besteht, von denen jede
von einer Reihe von Detektorelementen gebildet ist. Das Meßsystem
ist um eine Systemachse 36 in φ-Richtung drehbar,
so dass das Objekt 33 unter verschiedenen Projektionen
durchstrahlt wird (z. B. Axial- und Spiral-Mode). Aus den dabei
gebildeten Detektorsignalen berechnet ein Rechner 37 Bilder
des Objektes 33, die verschiedenen Schichtdicken entsprechen
und auf einem Monitor 38 wiedergegeben werden. Die Erfassung
der Detektorsignale erfolgt durch einen Multiplexer 39.
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Der
Detektor 34 ist aus einer Reihe von Modulen aufgebaut,
die vorzugsweise eine Reihe von keramischen Szintillatoren mit nachgeschalteten
Fotodioden aufweisen.
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In 4 ist
ein Beispiel für ein Auswertelement 9 dargestellt,
mit welchem erfindungsgemäß ein CT-Detektor gebildet
wird. Das Element 9 ist mit einem Szintillator 1,
einem Reflektor oder Spiegel 3, einer Optik bzw. Linse 4 und
einer digitaler Kamera (CCD-Kamera) gebildet. Die CCD-Kamera umfasst ein
Kühlelement 51, ein Steuerungselement 52 und einen
sog. Framegrabber bzw. Videograbber 53, d. h. eine elektronische
Schaltung, die zur Digitalisierung von analogen Videosignalen verwendet
wird. Weiter sind ein Ventilator 13, eine Energieversorgung 14, eine
Steuerung 15 für die Sensordosis, eine Schnittstellenplatine 11 und
andeutungsweise mechanische Befestigungen 12 für
die CCD-Bestandteile an dem Gehäuse 2 des Elements 9 gezeigt.
Mittels gestrichelter Linie 16 ist der Strahlengang skizziert.
Bei einer Aufnahme trifft Röntgenstrahlung von oben auf den
Szintillator 1. Oberhalb des Szintillators 1 ist üblicherweise
noch ein Kollimator angeordnet, z. B. in Form eines Gitters 17.
Durch den Szintillator 1 wird (in der Regel sichtbares)
Licht erzeugt. Dieses Licht wird durch den Reflektor 3 um
45% umgelenkt, so dass die Lichtstrahlausbreitung nun im Wesentlichen parallel
zum Szintillator 1 erfolgt. Durch die Umlenkung kann der
Lichtstrahl den Einfallsbereich der Röntgenstrahlung verlassen,
d. h. in einen geschützten Bereich vordringen. In diesem
geschützten Bereich ist die Optik 4 bzw. der CCD-Sensor
angeordnet. Der Schutz dieses Bereichs kann sowohl in einer räumlichen
Distanz zum Einfallsbereich der Röntgenstrahlung als auch
in einer Abschirmung durch geeignetes Material bestehen.
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Anordnungen
wie in
4 gezeigt sind aus der digitalen Radiografie bekannt.
Vergleichbare Vorrichtungen sind z. B. auch in der
WO 01/92831 A1 und der
US 2004/00510245 offenbart.
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Erfindungsgemäß wird
ein CT-Detektor aus einer Vielzahl von Elementen 9 entsprechend 3 gebildet.
In 5 sind 5 Elemente 9 gezeigt. Der Szintillator
kann dabei ein durchgehendes Bauteil sein oder gegebenenfalls geteilt.
Die Kameras der einzelnen Elemente 9 sind aufeinander abzustimmen sowohl
von der optischen Ausrichtung als auch der zeitlichen Synchronisation,
um Inkonsistenzen bei den Aufnahmen zu vermeiden. In 6 ist
ein Schnitt A-A durch den in 5 dargestellten
Detektor gezeigt. Mit der für die Beschreibung von CT-Geräten üblichen
Notation ist der Schnitt von 6 senkrecht zur φ-Richtung.
In der Darstellung des Detektors sind die Elemente Szintillator 1,
Gehäuse 2, Spiegel 3, Optik 4,
Kamera 5, Datenleitung 6, Strahlungsabschirmung 7 und
Strahlung 8 angegeben. Der im Bezug auf die z-Richtung
definierte Bereich 10 ist vor Röntgenstrahlung
geschützt, weil er außerhalb der direkten Röntgeneinstrahlung 8 liegt.
Zudem ist eine Abschirmung 7 vorgesehen. Die Abschirmung 7 bring
bei Einsatz von mehrzeiligen Detektoren den Vorteil mit sich, dass
eine relativ komplexe strahlerseitige Ausblendung von den schätzbaren
Bereichen nicht vorgesehen werden muss.
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Als
Szintillatoren können Lanex-Folien, Cäsiumjodid-Konverter,
UFC-Keramiken oder andere je nach Anforderung (Empfindlichkeit,
Nachleuchten, Auflösung) zum Einsatz kommen. Die Kamera
kann z. B. eine CCD-Kamera oder eine CMOS-Kamera mit digitalem Ausgang
sein. Zweckmäßigerweise werden die Pixel einer
kommerziell verfügbaren Kamera teilweise zusammengefasst,
um eine hohe Datenauslesungsrate zu erzielen.
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Der
erfindungsgemäße Detektor ist für Anwendungen
mit hochenergetischer Röntgenstrahlung gut einsetzbar.
Gegenüber Lösungen mit Gasdetektoren stehen ein
höhere Empfindlichkeit und ein deutlich geringere Kosten
als Vorteile.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- - DE 10051162
A1 [0005]
- - DE 102004032224 A1 [0005]
- - US 2009/0056022 A1 [0010]
- - WO 01/92831 A1 [0028]
- - US 2004/00510245 [0028]
