DE102012107325A1

DE102012107325A1 - Niedrigauflösendes Szintillator-Array für CT-Bildgebung und Verfahren zu dessen Implementierung

Info

Publication number: DE102012107325A1
Application number: DE102012107325A
Authority: DE
Inventors: Abdelaziz Ikhlef; David Michael Hoffman
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2011-08-12
Filing date: 2012-08-09
Publication date: 2013-02-14
Also published as: US20130039458A1; US8761333B2; JP2013039363A; JP6121665B2

Abstract

Ein CT-System (10) weist eine rotierbare Gantry (12) mit einer Öffnung (48) zur Aufnahme eines Objekts (22), das abgetastet werden soll, eine Röntgenstrahlungsquelle (14), die so gestaltet ist, dass sie ein Bündel von Röntgenstrahlen (16) auf das Objekt (22) projiziert, und ein Detektor-Array (18) auf, das so gestaltet ist, dass es Röntgenstrahlen (16) erfasst, die das Objekt (22) durchleuchten. Das Detektor-Array (18) weist auf: ein erstes Pixel-Array (110), das so angeordnet ist, dass es Röntgenstrahlen (108) auffängt, die außerhalb eines ersten Sichtfelds (FOV) durch ein zweites Sichtfeld (122) zur Detektoranordnung (18) verlaufen, wobei das erste Pixel-Array (110) eine erste Auflösung liefert; und ein zweites Pixel-Array (114), das so angeordnet ist, dass es Röntgenstrahlen (112) auffängt, die durch das erste FOV (120) verlaufen, wobei das zweite Pixel-Array (114) eine zweite Auflösung liefert, die sich von der ersten Auflösung unterscheidet. Das System (10) weist ein Datenerfassungssystem (DAS) (32), das so gestaltet ist, dass es Ausgangssignale vom Detektor-Array empfängt, und einen Computer (36) auf, der so programmiert ist, dass er Projektionen von Bilddaten des Objekts empfängt und ein Bild des Objekts (22) unter Verwendung der Bilddaten erzeugt.

Description

ALLGEMEINER STAND DER TECHNIK
Ausführungsformen der Erfindung betreffen allgemein die diagnostische Bildgebung und insbesondere ein Verfahren und eine Vorrichtung, die niedrigauflösende Bildgebungs-Arrays für Bildgebungszwecke verwenden.
In computertomographischen (CT) Bildgebungssystemen emittiert in der Regel eine Röntgenstrahlungsquelle ein fächerförmiges Strahlenbündel in Richtung auf eine Person oder ein Objekt, beispielsweise einen Patienten oder ein Gepäckstück. Im Folgenden beinhalten die Ausdrücke „Person“ und „Objekt“ jeden der bzw. alles was abgebildet werden kann. Nachdem das Strahlenbündel von dem Objekt abgebremst worden ist, trifft es auf ein Feld bzw. Array von Strahlungsdetektoren. Die Stärke der gedämpften bzw. abgebremsten Strahlung des Strahlenbündels, das am Detektor-Array aufgefangen wird, hängt in der Regel von der Dämpfung bzw. Abbremsung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Detektor-Arrays erzeugt ein eigenes elektrisches Signal, welches das abgebremste Strahlenbündel anzeigt, das vom jeweiligen Detektorelement aufgefangen wird. Die elektrischen Signale werden zur Analyse zu einem Datenverarbeitungssystem gesendet, das schließlich ein Bild erzeugt.
Allgemein rotieren die Röntgenstrahlungsquelle und das Detektor-Array innerhalb einer Bildgebungsebene um die Gantry und um das Objekt. Röntgenstrahlungsquellen beinhalten in der Regel Röntgenröhren, die das Röntgenstrahlenbündel an einem Fokalpunkt emittieren. Röntgenstrahlungsdetektoren beinhalten in der Regel einen Kollimator zum Parallelrichten von Röntgenstrahlenbündeln, die am Detektor aufgefangen werden, einen dem Kollimator benachbarten Szintillator zum Umwandeln von Röntgenstrahlung in Lichtenergie und Photodioden zum Auffangen der Lichtenergie vom benachbarten Szintillator und zum Erzeugen von elektrischen Signalen daraus.
In der Regel wandelt jeder Szintillator eines Szintillator-Arrays Röntgenstrahlung in Lichtenergie um. Jeder Szintillator gibt Energie an eine ihm benachbarte Photodiode ab. Jede Photodiode erfasst die Lichtenergie und erzeugt ein entsprechendes elektrisches Signal. Die Ausgangssignale der Photodioden werden dann zur Rekonstruktion des Bildes an das Datenverarbeitungssystem gesendet.
Die jüngsten Fortschritte der klinischen CT-Anwendungen ermöglichen die Abdeckung bzw. Erfassung eines ganzen Organs in einer einzigen Gantry-Rotation und in einer einzigen Projektion, so dass eine vollständige Aufnahme des Herzens in einem einzigen Herzzyklus durchgeführt werden kann. Bei den meisten Patienten kann das Herz in der Regel in einer zylindrisch geformten Region mit einem Durchmesser von 25 cm (in einer X-Y-Ebene) und einer Länge von 12 cm (in einer Schicht- oder Z-Richtung) erfasst werden. Bei Neuronal-Perfusionsuntersuchungen ist es wünschenswert, mindestens 12 cm entlang der Längsachse des Patienten (in der Z-Richtung) abzudecken, während der Patient während einer Kontrastmittelaufnahme und -auswaschung kontinuierlich abgetastet bzw. gescannt wird. Es sind CT-Scanner auf dem Markt, die beispielsweise 16 cm entlang der Z-Achse und 50 cm Sichtfeld (FOV) quer zum Patienten (in einer X-Y-Ebene) erfassen, was deutlich mehr ist als nötig, um Bildinformationen für Herz- und Neuronal-Perfusionsuntersuchungen zu liefern. Für Herz- und Neuronal-Perfusionsuntersuchungen ist daher der relevante Bereich bzw. die Region von Interesse (ROI) in der X-Y-Ebene deutlich kleiner als der volle Detektorerfassungsbereich von 50 cm.
Das Abtasten bzw. Scannen eines typischen Organs (d.h. des Herzens oder des Gehirns) mit einem FOV von 50 cm liefert häufig kaum zusätzliche relevante Bildinformationen, und daher reicht für die Abbildung der meisten Organe in der Regel ein FOV von 35 cm aus. Daher ist es unter Design- und Kostenaspekten günstig, den Erfassungsbereich auf ein FOV (in einer X-Y-Ebene) zu reduzieren, das nur etwas größer ist als die Objekte von Interesse bzw. die Objekte, die abgebildet werden sollen. Für die CT-Rekonstruktion können jedoch trotzdem Informationen außerhalb der ROI nötig sein, um ein Objekt innerhalb eines begrenzten FOV zuverlässig rekonstruieren zu können. Ohne diese Informationen kann es zu typischen Trunkierungsartefakten kommen. Obwohl in jüngster Zeit Versuche unternommen wurden, Bilder aufgrund von trunkierten Projektionen zu rekonstruieren, liefern diese Rekonstruktionsverfahren in der Regel instabile Lösungen oder sie verlangen spezielle Kenntnisse über das Rekonstruktions-FOV. Wenn ein Objekt oder ein Patient in einem größeren FOV abgebildet wird, können tatsächlich relevante Bildinformationen über dem gesamten FOV (50 cm im obigen Beispiel) geliefert werden. Somit liefern manche Bildgebungsanwendungen ausreichende Bilddaten über einem FOV von 35 cm unter Verwendung von begrenzten zusätzlichen Informationen außerhalb des FOV, um Trunkierungsfehler zu vermeiden, während andere Bildgebungsanwendungen davon profitieren, dass relevante Bilddaten über dem gesamten FOV von 50 cm erhalten werden. In beiden Fällen (begrenztes FOV und volles FOV) ist es günstig, Bilddaten unter Verwendung eines Detektors mit einem vollen FOV von 50 cm zu erhalten. Die Kosten für einen solchen Scanner können diesen jedoch unerschwinglich machen.
Daher wäre es wünschenswert, eine Vorrichtung und ein Verfahren zu entwerfen, mit denen die Kosten für ein CT-System gesenkt werden können und eine volle und eine begrenzte FOV-Bildgebungsleistung erhalten werden können.
KURZE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung für eine Bildgebung unter Verwendung eines niedrigauflösenden Szintillator-Arrays.
Gemäß einem Aspekt weist ein CT-System auf: eine rotierbare Gantry mit einer Öffnung, um ein Objekt, das abgetastet bzw. gescannt werden soll, aufzunehmen, eine Röntgenstrahlungsquelle, die so gestaltet ist, dass sie ein Röntgenstrahlenbündel auf das Objekt projiziert, und ein Detektor-Array, das so gestaltet ist, dass es Röntgenstrahlen erfasst, die das Objekt durchleuchten. Das Detektor-Array weist auf: ein erstes Pixel-Array, das so angeordnet ist, dass es Röntgenstrahlen auffängt, die außerhalb eines ersten Sichtfelds (FOV) durch ein zweites FOV zum Detektor-Array verlaufen, wobei das erste Pixel-Array eine erste Auflösung liefert; und ein zweites Pixel-Array, das so angeordnet ist, dass es Röntgenstrahlen auffängt, die durch das erste FOV hindurchgehen, wobei das zweite Pixel-Array eine zweite Auflösung liefert, die sich von der ersten Auflösung unterscheidet. Das System beinhaltet ein Datenübernahme- bzw. Datenerfassungssystem (Data Acquisition System, DAS), das so gestaltet ist, dass es Ausgangssignale vom Detektor-Array empfängt, und einen Computer, der so programmiert ist, dass er Projektionen von Bilddaten des Objekts erfasst und unter Verwendung der Bilddaten ein Bild des Objekts erzeugt.
Gemäß einem anderen Aspekt beinhaltet ein Verfahren zur Herstellung einer Detektoranordnung das Positionieren eines ersten Detektor-Arrays, das Detektormodule mit einer ersten Auflösung aufweist, um Bilddaten über einem zweiten Sichtfeld (FOV) und außerhalb eines ersten FOV zu erfassen, und das Positionieren eines zweiten Detektor-Arrays, das Detektormodule mit einer zweiten Auflösung aufweist, um Bilddaten über dem ersten FOV zu erfassen, wobei die zweite Auflösung von der ersten Auflösung verschieden ist.
Ein weiterer Aspekt betrifft ein nicht-flüchtiges, Computer-lesbares Speichermedium, auf dem ein Computerprogramm gespeichert ist, das Befehle enthält, die, wenn sie von einem Computer ausgeführt werden, bewirken, dass der Computer: erste Bilddaten von einer ersten Mehrzahl von Detektormodulen abfrägt, die eine erste Auflösung aufweisen und die so positioniert sind, dass sie die ersten Bilddaten über einem zweiten Sichtfeld (FOV) erfassen, das außerhalb des ersten FOV liegt; zweite Bilddaten von einer zweiten Mehrzahl von Detektormodulen abfrägt, die eine zweite Auflösung aufweisen und die so positioniert sind, dass sie die zweiten Bilddaten über dem ersten FOV erfassen, wobei die zweite Auflösung höher ist als die erste Auflösung; und unter Verwendung der Bilddaten ein Bild rekonstruiert.
Verschiedene andere Merkmale und Vorteile gehen aus der folgenden ausführlichen Beschreibung und den Zeichnungen hervor.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die Zeichnungen zeigen bevorzugte Ausführungsformen, die derzeit zur Ausführung der Erfindung in Betracht gezogen werden.
In den Zeichnungen sind:
1 eine bildliche Darstellung eines CT-Bildgebungssystems.
2 ein Blockschema des in 1 dargestellten Systems.
3 eine perspektivische Darstellung einer Ausführungsform eines Detektor-Arrays eines CT-Systems.
4 eine perspektivische Darstellung einer Ausführungsform eines Detektors.
5 eine perspektivische Darstellung von Komponenten eines Bildgebungssystems zur Erläuterungen von Sichtfeldern in Entsprechung zu einem Detektor-Array gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
6 eine Draufsicht auf ein Detektor-Array gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
7 ein Blick auf eine Stirnseite eines niedrigauflösenden Detektormoduls gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
8–11 alternative niedrigauflösende Detektormodule gemäß Ausführungsformen der Erfindung.
12 eine bildliche Darstellung eines CT-Systems zur Verwendung mit einem nicht-invasiven Paket-Untersuchungssystem.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
Die Umgebung, in der die Erfindung zum Einsatz kommt, wird in Bezug auf ein computertomographisches (CT) System mit 64 Zeilen bzw. Schichten beschrieben. Für einen Fachmann wird es jedoch auf der Hand liegen, dass sich die Erfindung ebenso gut zur Verwendung mit anderen mehrschichtigen bzw. mehrzeiligen Konfigurationen eignet. Außerdem wird die Erfindung in Bezug auf die Erfassung und Umwandlung von Röntgenstrahlung beschrieben. Für einen Fachmann wird es jedoch auch auf der Hand liegen, dass sich die Erfindung genauso gut zur Erfassung und Umwandlung von hochfrequenter elektromagnetischer Energie eignet. Die Erfindung wird mit Bezug auf einen CT-Scanner der „dritten Generation“ beschrieben, eignet sich aber genauso gut für andere CT-Systeme.
Mit Bezug auf 1 und 2 wird ein computertomographisches (CT) Bildgebungssystem 10 dargestellt, das eine Gantry 12 aufweist, die einen CT-Scanner der „dritten Generation“ darstellt. Die Gantry 12 weist eine Röntgenstrahlungsquelle 14 auf, die ein Bündel von Röntgenstrahlen 16 in Richtung auf eine Detektoranordnung 18 auf der gegenüberliegenden Seite der Gantry 12 projiziert. Ein Bildgebungssystem 10 weist einen vor dem Patienten angeordneten Kollimator 27 und einen Schleifen- bzw. Bowtie-Filter 29 auf. Der vor dem Patienten angeordnete Kollimator 27 ist so gestaltet, dass er in der Z-Richtung und wie in der Technik bekannt die Breite eines Strahlenbündels zwischen der Röntgenstrahlungsquelle 14 und der Detektoranordnung 18 steuert. Die Detektoranordnung 18 besteht aus einer Mehrzahl von Detektoren 20 und Datenerfassungssystemen (DAS) 32. Die in Mehrzahl vorhandenen Detektoren 20 nehmen die projizierten Röntgenstrahlen 16 wahr, die den Patienten 22 durchleuchten. Das DAS 32 wandelt die Daten von den Detektoren 20 in digitale Signale zur weiteren Verarbeitung um. Jeder Detektor 20 erzeugt ein analoges elektrisches Signal, das die Stärke eines auftreffenden Röntgenstrahlenbündels und somit das abgebremste Strahlenbündel, das den Patienten 22 durchleuchtet, wiedergibt. Während einer Abtastung, mit der Röntgenstrahl-Projektionsdaten erfasst werden, drehen sich die Gantry 12 und die daran angebrachten Komponenten um eine Drehachse 24.
Die Drehung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenstrahlungsquelle 14 werden von einem Steuermechanismus 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Der Steuermechanismus 26 weist einen Controller 28 auf, der eine Röntgenstrahlungsquelle 14 mit Leistung und Zeitsteuersignalen versorgt und für eine Bewegungssteuerung zum Betreiben des vor dem Patienten angeordneten Kollimators 27 und des Schleifenfilters 29 sorgt, und der Steuermechanismus 26 weist einen Gantrymotor-Controller 30 auf, der die Umdrehungsgeschwindigkeit und die Position der Gantry 12 steuert. Ein Bildrekonstruktor 34 erhält ertastete und digitalisierte Röntgenstrahldaten vom DAS 32 und führt eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild wird als Eingabe auf einen Computer 36 übertragen, der das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert.
Der Computer 36 empfängt außerdem über ein Bedienfeld, das irgendeine Art Anwenderschnittstelle aufweist, beispielsweise eine Tastatur, eine Maus, einen sprachaktivierten Controller oder irgendeine andere geeignete Eingabevorrichtung, Befehle und Abtastungsparameter von einem Anwender. Eine zugehörige Anzeige 42 ermöglicht es dem Anwender, das rekonstruierte Bild und andere Daten vom Computer 36 zu betrachten. Die vom Anwender eingegebenen Befehle und Parameter werden vom Computer 36 verwendet, um dem DAS 32, dem Röntgenstrahlungs-Controller 28 und dem Gantrymotor-Controller 30 Steuersignale und Informationen zu liefern. Außerdem fungiert der Computer 36 als Tischmotor-Controller 44, der einen motorisierten Tisch 46 steuert, um einen Patienten 22 und eine Gantry zu positionieren. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Patienten 22 vollständig oder teilweise durch eine Gantry-Öffnung 48 von 1.
Wie in der Technik bekannt, wird ein Patient 22 allgemein in einer Z-Richtung 21, die üblicherweise als eine Zeilen- bzw. Schichtrichtung der Gantry 12 bezeichnet wird, verschoben. Wie in der Technik ebenfalls bekannt ist, wird bewirkt, dass die Detektoranordnung 18 in einer X-Richtung 23 oder Kanalrichtung der Gantry 12 in Umfangsrichtung rotiert. Somit verlaufen Röntgenstrahlen 16 allgemein in einer Y-Richtung 25 und durch die Detektoranordnung 18, wenn sie von der Röntgenstrahlungsquelle 14 emittiert werden und den Patienten 22 durchleuchten.
Wie in 3 dargestellt ist, weist die Detektoranordnung 18 Schienen bzw. Leisten 17 auf. Üblicherweise kann die Detektoranordnung 18 Kollimationsblenden oder Platten 19 aufweisen, die dazwischen angeordnet sind. Die Platten 19 sind so angeordnet, dass sie die Röntgenstrahlen 16 parallel richten, bevor die Strahlenbündel beispielsweise auf den Detektor 20 von 4 auftreffen, der an der Detektoranordnung 18 positioniert ist. In einer Ausführungsform weist die Detektoranordnung 18 für eine Array-Größe von 64×16 Pixelelementen 50 57 Detektoren 20 in der X-Richtung 23 auf (für einen 64-zeiligen Detektor 20). Infolgedessen weist die Detektoranordnung 18 912 Spalten (16×57 Detektoren) auf, wodurch bei jeder Drehung der Gantry 12 viele Datenschichten gleichzeitig erhalten werden können. Somit sind entsprechend 1 und 2 eine Z-Richtung (oder Schichtrichtung) 21, eine X-Richtung (oder Kanalrichtung) 23 und eine Y-Richtung 25 dargestellt. In einem Beispiel sind zwei Detektoren 18 in der Z-Richtung angeordnet, wodurch in diesem Beispiel 2×64 = 128 Schichten eines Z-Erfassungsbereichs in der Detektoranordnung 18 erhalten werden können. In einem anderen Beispiel sind acht Detektoren 18 in der Z-Richtung 21 angeordnet, wodurch in diesem Beispiel 8×64 = 512 Schichten eines Z-Erfassungsbereichs in der Detektoranordnung 18 erhalten werden können. Tatsächlich können gemäß der Erfindung Detektoren 20 in einer beliebigen Zahl in der Z-Richtung 21 angeordnet werden, wodurch zahlreiche Designs mit entsprechend vielen Optionen in Bezug auf die Zahl der erfassten Schichten und variierende Z-Erfassungsbereichsgrößen möglich sind. Man beachte, dass der Detektor 20 nicht auf 16 Kanäle in der X-Richtung 23 oder 64 Zeilen in der Z-Richtung 21 beschränkt ist, sondern dass gemäß der Erfindung Zeilen und Kanäle in beliebiger Zahl im Detektor 20 enthalten sein können. Beispielsweise kann jeder Detektor 20 aus 16 Kanälen in X-Richtung 23 und 32 Kanälen in Z-Richtung 21 bestehen.
Wie in 4 dargestellt ist, weist der Detektor 20 ein DAS 32 auf, wobei jeder Detektor 20 eine Anzahl von Detektorelementen 50 aufweist, die in einer eng gepackten Gruppe bzw. Packung 51 angeordnet sind. Die Detektoren 20 weisen Stifte 52 auf, die innerhalb der Packung 51 in Bezug auf die Detektorelemente 50 angeordnet sind. Die Packung 51 ist an einem Rückseitenbeleuchtungs- bzw. Backlitdioden-Array 53 mit einer Mehrzahl von Dioden 59 angeordnet. Das Backlitdioden-Array 53 ist seinerseits auf einem Mehrschichtsubstrat 54 angeordnet. Abstandshalter 55 sind am Mehrschichtsubstrat 54 angeordnet. Detektorelemente 50 sind optisch mit einem Backlitdioden-Array 53 gekoppelt, und das Backlitdioden-Array 53 ist seinerseits elektrisch mit dem Mehrschichtsubstrat 54 verbunden. Flexible Schaltungen 56 sind an einer Fläche 57 des Mehrschichtsubstrats 54 und am DAS 32 befestigt. Die Detektoren 20 sind anhand von Stiften 52 innerhalb der Detektoranordnung 18 positioniert.
Während des Betriebs einer Ausführungsform erzeugen Röntgenstrahlen, die innerhalb der Detektorelemente 50 auftreffen, Photonen, die die Packung 51 durchqueren, wodurch ein analoges Signal erzeugt wird, das an einer Diode innerhalb des Backlitdioden-Arrays 32 erfasst wird. Das erzeugte analoge Signal wird durch das Mehrschichtsubstrat 54, durch die flexiblen Schaltungen 56 zum DAS 12 übertragen, wo das analoge Signal in ein digitales Signal umgewandelt wird. In Übereinstimmung mit den obigen Ausführungen definiert die Z-Richtung auch eine Schichtrichtung und, wie in der Technik bekannt ist, definiert die Anzahl der Detektorelemente 50, die in der Z-Richtung 21 im Detektor 20 angeordnet sind, die Anzahl der Bildschichten, die mit einem Bildgebungssystem, wie beispielsweise dem Bildgebungssystem 10 von 1 und 2, erhalten werden können. In der Regel, und wie bereits gesagt, kann die Anzahl der Zeilen oder Erfassungselemente 50 in der Z-Richtung 21 16, 64, 256 oder 512 betragen. Es wird jedoch davon ausgegangen, dass die Erfindung nicht darauf beschränkt ist, und dass gemäß der Erfindung jede Anzahl von Zeilen in der X-Richtung 23 parallel gerichtet werden kann. Die X-Richtung oder Kanalrichtung 23 ist ebenfalls dargestellt, da sie auf den Detektor 20 bezogen ist. In der Regel weist jeder Detektor 20 16 Detektorelemente 50 in der X-Richtung 23 auf, und in der Regel sind 57 dieser Detektoren 20 in der Detektoranordnung 18 positioniert. Jedoch wird davon ausgegangen, dass die Erfindung nicht darauf beschränkt ist und dass gemäß der Erfindung jede Anzahl von Kanälen parallel gerichtet werden kann. Die Y-Richtung ist als Richtung 60 dargestellt, die allgemein parallel zum DAS 32 ist.
Es wird erneut auf 3 Bezug genommen, wo drei als Beispiele dienende Detektoren 20 (auch als Detektormodule bezeichnet) (beispielsweise von den oben beschriebenen 57 Modulen) dargestellt sind. Während der Abbildung beispielsweise eines Patienten 22 von 1 und 2 kann eine Region von Interesse (ROI) 62 durch Abfragen von Bilddaten von den Detektoren 20, die an der Detektoranordnung 18 angebracht sind, abgebildet werden. Das heißt, während sich die Gantry 12 dreht, treten Röntgenstrahlen 16 aus der Quelle 14 aus, durchleuchten den Patienten 22 und werden von den Detektoren 20 aufgefangen. In der Regel werden Bilddaten der ROI 62 erfasst, während entweder ein Spiral- oder Axial-Scan durchgeführt wird, wie in der Technik bekannt ist. Üblicherweise wird ein am weitesten innen liegender bzw. zentraler Kanal, der in X-Richtung betrachtet in der Mitte der Detektoranordnung 18 liegt, als Isokanal oder Isozentrum definiert, der bzw. das Röntgenstrahlen auffängt, die entlang eines am weitesten innen liegenden bzw. mittleren Strahls 66 zur Detektoranordnung 18 verlaufen. Zur näheren Erläuterung und mit Bezug auf 2 zeigt der Strahl 66 den mittleren Strahl 66, der allgemein durch die Drehachse 24 verläuft.
Mit Bezug auf 5 weist das System 10 einen Fokalpunkt 100 einer Röntgenstrahlungsquelle 14 auf, von der Röntgenstrahlen 16 in Richtung auf das Detektor-Array 18 emittiert werden. Ein Schleifenfilter 29 weist eine erste Röntgenstrahlen-Filterregion 102 (zwei außenliegende Regionen des Schleifenfilters 29) und eine zweite Röntgenstrahlen-Filterregion 104 (eine innen liegende bzw. mittlere Region des Schleifenfilters 29) auf, die aus einem Röntgenstrahlen abbremsenden Material 106 bestehen. Der Schleifenfilter 29 ist so angeordnet, dass er Röntgenstrahlen 16 abbremst, die vom Fokalpunkt 100 zum Detektor-Array 18 verlaufen. Röntgenstrahlen 108, die durch die erste(n) Filterregion(en) 102 des Schleifenfilters 29 hindurch gehen, verlaufen zu ersten Pixel-Arrays 110 des Detektor-Arrays 18, und Röntgenstrahlen 112, die durch die zweite Röntgenstrahlen-Filterregion 104 des Schleifenfilters 29 hindurch gehen, verlaufen zu einem zweiten Pixel-Array des Detektor-Arrays 18. Röntgenstrahlen 112 verlaufen zum zweiten Pixel-Array 114, das einen Isokanal 116 aufweist, der ein Kanal ist, der so angeordnet ist, dass er Röntgenstrahlen 16 auffängt, die entlang des mittleren Strahls 66 verlaufen. Wie bereits beschrieben, ist das Detektor-Array 18 elektrisch mit dem DAS 32 verbunden, das mit dem Computer 36 verbunden ist. Somit ist der Computer 36 so programmiert, dass er Projektionen von Bilddaten vom DAS 32 erfasst, das so gestaltet ist, dass es Bilddaten vom Detektor-Array 18 erfasst.
Ein zweites Pixel-Array 114 und erste Pixel-Arrays 110 sind durch Begrenzungen 118 voneinander getrennt. Erste und zweite Röntgenstrahlen-Filterregionen 102, 104 werden zusammen mit entsprechenden ersten und zweiten Pixel-Arrays 110, 114 so ausgewählt, dass ein erstes Sichtfeld (FOV) 120 allgemein ROI 62 entspricht und ein zweites FOV 122, das größer ist als das erste FOV 120, allgemein ersten und zweiten Pixel-Arrays 110, 114 entspricht. Das heißt, erste Pixel-Arrays 110 sind so angeordnet, dass sie Röntgenstrahlen 18 aufgefangen, die zur Detektoranordnung 18 verlaufen, wobei sie außerhalb des ersten FOV 120 und durch das zweite FOV 122 verlaufen, und das zweite Pixel-Array 114 ist so angeordnet, dass es Röntgenstrahlen 108 auffängt, die durch das erste FOV 110 verlaufen. Wie bereits gesagt, trennen die Begrenzungen 118 das zweite Pixel-Array 114 von den ersten Pixel-Arrays 110. Wie dargestellt, beinhalten die Begrenzungen 118 eine erste Begrenzung 119 und eine zweite Begrenzung 121. Die erste Begrenzung 119 ist in einem ersten Abstand 123 zum Isokanal 116 angeordnet, und die zweite Begrenzung 121 ist in einem zweiten Abstand 125 zum Isokanal 116 angeordnet. Gemäß einer Ausführungsform sind die ersten und zweiten Abstände 123, 125 gleich, was dazu führt, dass die ersten Pixel-Arrays 110 in Bezug auf den Isokanal 116 symmetrisch angeordnet sind. Jedoch unterscheiden sich gemäß einer anderen Ausführungsform die ersten und zweiten Abstände 123, 125 voneinander, was dazu führt, dass die ersten Pixel-Arrays 110 in Bezug auf den Isokanal 116 asymmetrisch angeordnet sind. Ferner sind die asymmetrischen Positionen der Begrenzungen 119, 121, wie in 5 zu sehen ist, für sich und mit Bezug auf eine Drehebene der Quelle 14 und der Detektoranordnung 18 angeordnet, während eine Drehung im System bewirkt wird.
Erfindungsgemäß kann das Detektor-Array 18 so gestaltet sein, dass es eine Z-Breite umfasst, die beispielsweise 16, 64, 256 oder 512 Schichten beinhalten kann. Erfindungsgemäß können jedoch Module oder Detektoren 20 mit unterschiedlichen Auflösungsgraden im Detektor-Array 18 angeordnet sein. 6 ist eine Draufsicht auf das Detektor-Array 18, das eine Mehrzahl von Detektormodulen 20 gemäß der Erfindung aufweist. In Übereinstimmung mit 5 weist das Detektor-Array 18 Module 20 auf, die erste Pixel-Arrays 110 und ein zweites Pixel-Array 114 aufweisen, die jeweils durch Begrenzungen 118 voneinander getrennt sind. Zweite Pixel-Arrays 114 beinhalten in dieser Ausführungsform Module mit acht (8) Packungsblöcken in der Z-Richtung 21, wobei jede Packung 32 Pixelzeilen enthält. Das heißt, obwohl der Detektor 20 von 4 mit einer einzigen Packung 51 mit 64 Pixelzeilen dargestellt ist, kann jede Anzahl von Packungen verwendet werden, um die gewünschte Anzahl von Pixeln in der Z-Richtung 21 zu erhalten, die beispielsweise durch Ausrichtungsstifte 52 (wie in Bezug auf den Detektor 20 in 4 dargestellt ist) voneinander getrennt sein können. Somit sind in der dargestellten Ausführungsform acht Packungen 124 dargestellt, von denen jede 32 Pixelzeilen aufweist, die 256 Schichten erfassen. In einer Ausführungsform entspricht ein Erfassungsbereich von 32 Schichten in der Z-Richtung 31 einem Erfassungsbereich von ungefähr 20 mm (am Isozentrum), was in der Darstellung von 6 zu einem Gesamt-Erfassungsbereich von 8 × 20 = 160 mm führt. (Wie in der Technik bekannt ist, wird der Erfassungsbereich häufig als Erfassungsbereich am Isozentrum, d.h. am Drehzentrum 24 gemessen und angegeben, wie in 2 dargestellt ist.
Gemäß der dargestellten Ausführungsform weist das zweite Pixel-Array 114 Packungen 124 mit einer Pixelgröße von ungefähr 1 mm × 1 mm auf. Jeder rechteckige Block 126 des zweiten Pixel-Arrays 114 weist 16 Kanäle entlang der X-Richtung 23 und 32 Zeilen entlang der Z-Richtung 21 auf, was einen Gesamt-Erfassungsbereich von ungefähr 16 mm in der X-Richtung 23 und ungefähr 32 mm in der Z-Richtung ergibt. Somit liefert jeder rechteckige Pixel-Block 126 einen Erfassungsbereich von ungefähr 16 mm in der X-Richtung 23, und die acht Blöcke liefern einen Erfassungsbereich von ungefähr 256 mm in der Z-Richtung 21, was einen Erfassungsbereich von ungefähr 160 mm in der Z-Richtung am Isozentrum ergibt. Somit wird in dieser Ausführungsform in den dargestellten 256 Pixeln ein Erfassungsbereich von ungefähr 160 mm in der Z-Richtung geliefert. Ferner weist gemäß dieser Ausführungsform ein erstes Pixel-Array 110 Pixelpackungen 128 mit einer Auflösung auf, die niedriger ist als die Pixel des zweiten Pixel-Arrays 114. Wie bereits erörtert, entsprechen Begrenzungen 118 allgemein einer Begrenzung eines Erfassungsbereichs in der Detektoranordnung 18 zwischen dem ersten FOV 120 und dem zweiten FOV 122. Somit liefert die Detektoranordnung 18 Bilddaten eines Objekts über einem ersten FOV 120 und mit einer Auflösung, die sich von derjenigen von Bilddaten unterscheidet, die über dem zweiten FOV 122 erhalten werden (die in dieser Ausführungsform höher ist).
Ferner, und wie in 6 dargestellt ist, kann ein erstes Pixel-Array 110 einige Detektorpackungen aufweisen, in denen eine höhere Auflösung möglich ist. So sind gemäß dieser Ausführungsform zwei mittlere Packungen 130 dargestellt, die in Z-Richtung 21 gesehen in der Mitte angeordnet sind und die eine Auflösung haben, die derjenigen vergleichbar ist, die von Detektormodulen 20 geliefert wird, die im zweiten Pixel-Array 114 vorgesehen sind. Diese Ausführungsform weist daher vier Eckgruppen aus Packungen 132 mit einer niedrigeren Auflösung auf als ein zweites Pixel-Array 114 und als Packungen innerhalb von zwei mittleren Packungen 130 im ersten Pixel-Array 110.
Somit kann die Detektoranordnung 18 in mindestens zwei Betriebsmodi verwendet werden, die Folgendem entsprechen:

1) einem ersten Modus, in dem Detektoren 20 im zweiten Pixel-Array 114 für eine hohe Auflösung verwendet werden, die über einem vollen Z-Erfassungsbereich 134 geliefert wird, und Detektoren 20 im ersten Pixel-Array 110 für eine niedrige Auflösung verwendet werden (um eine Trunkierung und andere Fehler zu verringern, die aus einem begrenzten FOV über einem ersten FOV 120 resultieren); und
2) einem zweiten Modus, in dem Detektoren 20 in ersten und zweiten Pixel-Arrays 110, 114 verwendet werden, aber über einem stärker begrenzten Z-Erfassungsbereich, der von zwei mittleren Packungen 130 bereitgestellt wird. In diesem Modus können begrenzte Röntgenstrahlen in der Z-Richtung 21 durch Kollimation in der Z-Richtung unter Verwendung eines vor dem Patienten angeordneten Kollimators 27 bereitgestellt werden.

Unter Bezug auf 5 können die beiden genannten Betriebsmodi, obwohl nicht dargestellt, unter Verwendung von zwei entsprechenden Schleifenfiltern erreicht werden – einem ersten Schleifenfilter, der einem ersten Betriebsmodus entspricht und der erste und zweite Röntgenstrahlen-Filterregionen 102, 104 aufweist, die allgemein ersten und zweiten Pixel-Arrays 110, 114 entsprechen, und einem zweiten Schleifenfilter (nicht dargestellt) mit einer vergrößerten zweiten Röntgenstrahlen-Filterregion 104, die allgemein einem ersten Pixel-Array 110 entspricht und einen vollständigen Erfassungsbereich eines zweiten FOV 122 liefert.
Wie mit Bezug auf 4 dargestellt ist, weist die Packung 51 16 Pixel in der X-Richtung 23 auf. Wie ferner mit Bezug auf 6 erörtert wird, sind acht Packungen 124 in einem Modul dargestellt, die jeweils 32 Pixel in der Z-Richtung 21 aufweisen. 6 weist außerdem vier Eckgruppen von Packungen 132 mit einer niedrigeren Auflösung als in den anderen Abschnitten des Detektor-Array 18 auf. In einer Ausführungsform ist mit Bezug auf 7 jede Packung der vier Eckgruppen von Packungen 132 in einer Ansicht einer Stirnseite eines vier Pixel 202 aufweisenden Detektormoduls 200 eines Szintillators dargestellt, der an einer Backlit-Photodiode 204 positioniert ist und in der X-Richtung 23 dargestellt ist. Jedes Szintillatorpixel 202 ist von einem Reflektor 206 abgetrennt und bedeckt, der beispielsweise aus einem Material bestehen kann, das TiO₂ enthält, um Übersprechungen zwischen den Pixeln zu verringern oder zu eliminieren. Die Backlit-Photodiode 204 weist Pixelabgrenzungen mit aktiven Regionen 208 auf. Das heißt, wie in der Technik bekannt ist, können aktive Regionen 208 einer Backlit-Photodiode 204 in Verbindung mit Szintillator-Pixeln 202 so angeordnet werden, dass Photonen, die in den einzelnen Szintillator-Pixeln 202 erzeugt werden, in einem separaten und entsprechenden Bereich 208 der Backlit-Photodiode 204 gelesen werden.
Somit sind gemäß dieser Ausführungsform Pixel 202 allgemein quadratisch (ungefähr 4 mm × 4 mm in dieser Ausführungsform, aber in anderen Ausführungsformen möglicherweise auch 2 mm × 2 mm) und weisen für ein relativ niedrigauflösendes 4×8 Array vier Pixel 202, die in der Ansicht der Stirnseite 200 dargestellt sind, und acht in der Z-Richtung 21 auf (senkrecht zur Ebene der Seite, nicht dargestellt). Dem gegenüber stehen Module mit einer hochauflösenden Packung von 16×32, wie die Packungen 124 im zweiten Pixel-Array 114 und in zwei mittleren Packungen 130, die sich über einem zweiten FOV erstrecken. Anders ausgedrückt, und mit Verweis auf 6, weisen das zweite Pixel-Array 114 und die Arrays 136 Packungen mit 16×32 hochauflösenden Pixelgruppen auf, und das erste Pixel-Array 110 weist Packungen mit 4×8 niedrigauflösenden Pixelgruppen (oder andere Einstellungen) auf. Somit können beide oben beschriebenen Betriebsmodi mittels des in 6 dargestellten Detektor-Arrays 18 erreicht werden, und zwar unter Verwendung der niedrigauflösenden Detektormodule 200, wie in 7 dargestellt, in vier Eckgruppen von Modulen 132, was eine gewünschte Funktionalität zu erheblichen Kosteneinsparungen aufgrund der Verwendung von niedrigauflösenden Packungen liefert. Das heißt, da die Pixel 202 größer sind, sind Bilddaten, die daraus erhalten werden, weniger empfindlich gegenüber Herstellungstoleranzen, Szintillator-Homogenität und dergleichen. So können Module, die mit einem weniger hochauflösenden Pixel hergestellt werden, unter einer erheblichen Senkung der Gesamtkosten hergestellt werden. Beispielsweise kann von größeren Zellen eine höhere Packungsausbeute erwartet werden, und es ist weniger Zellenzerteilung nötig. Ferner kann eine billigere Diode (mit weniger Zellenabgrenzungen) verwendet werden, und es sind weniger Zwischenverbindungen nötig, was zu weniger ASICs und zu weniger Zwischenverbindern und zu flexiblen Schaltungen mit weniger zahlreichen und weniger dicht angeordneten elektrischen Leitungen oder Zwischenverbindern führt. Somit kann auch eine insgesamt höhere Modulproduktionsausbeute erwartet werden.
Gemäß anderen Ausführungsformen der Erfindung können niedriger auflösende Module für vier Eckgruppen aus Modulen 132 hergestellt werden. 8–11 stellen zusätzliche und alternative Ausführungsformen zur Herstellung von niedrig-auflösenden Modulen dar, die anstelle des in 7 dargestellten Detektormoduls 200 verwendet werden können. 8 stellt einen Blick auf eine Stirnseite des Moduls 200 dar, das anstelle von Pixeln 202 mit jeweils eigenen Szintillatoren einen einzigen (ungeteilten) Szintillator 210 aufweist, der an einer Backlit-Photodiode 204 angeordnet ist. Es sind keine separaten Szintillator-Pixel vorhanden, wie sie in 7 dargestellt sind, sondern die Pixel sind unter Verwendung eines Röntgenstrahlen blockierenden Materials 212, wie eines geätzten Metallgitters aus beispielsweise Wolfram abgegrenzt, das Öffnungen 214 aufweist, die aktiven Regionen 208 der Backlit-Photodiode 204 entsprechen. Da die Auflösung für die vier Eckgruppen der Module 132 niedriger ist, sind die Anforderungen an die Quantendetektionsausbeute (QDE) ebenfalls niedriger. Beispielsweise ist ein hoch-auflösender Szintillator mit vielleicht 98% QDE gewünscht, während in einem niedrig-auflösenden Modul nur 85% QDE gewünscht sein mögen. Somit ist es aufgrund der niedrigeren QDE möglich, einen dünneren Szintillator und einen weniger teuren Szintillator zu verwenden.
Gemäß einer anderen Ausführungsform zeigt 9 ein Modul 200 mit einem einzigen Szintillator 210 und einem Röntgenstrahlen blockierenden Material 212, das Öffnungen aufweist, die aktiven Regionen 208 einer Backlit-Photodiode 204 entsprechen, wie in 8. Um Übersprechungen zwischen Pixeln zu verringern, sind Vertiefungen 216 vorhanden, um die enthaltenen Pixel weiter voneinander abzugrenzen. Und obwohl in der Stirnseitenansicht Vertiefungen nur in einer Y-Z-Richtung dargestellt sind, wie in der Technik üblich, sei klargestellt, dass entsprechende Vertiefungen auch in der X-Y-Ebene angeordnet sind, um Pixel innerhalb des Szintillators 210 abzugrenzen. In der Tat gilt für alle Ausführungsformen, dass, wenn eine Stirnseitenansicht dargestellt ist, wie in der Technik üblich, Pixel auch entlang der X-Y-Ebene abgegrenzt sind. Gemäß dieser Ausführungsform sind Vertiefungen 216 in einer Szintillatorfläche 218 zwischen einem einzelnen Szintillator 210 und einer Backlit-Photodiode 204 vorhanden und können Tiefen aufweisen, mit denen ein Übersprechen verringert werden kann. Die Vertiefungen 216 sind entsprechend einem Röntgenstrahlen blockierenden Material 212 und zwischen Öffnungen 214 angeordnet. In einem einzelnen Szintillator 110, der beispielsweise eine Dicke von 4 mm aufweist, können Vertiefungen 216 eine Tiefe von 1–3 mm aufweisen, was dem einzelnen Szintillator einen ausreichenden Zusammenhalt lässt, um ihn während der Herstellung handhaben zu können, und wodurch trotzdem eine Verringerung des Übersprechens erreicht wird. Gemäß einer Ausführungsform können Vertiefungen 216 mit einem Reflektor, beispielsweise dem oben angesprochenen Reflektor 206, gefüllt sein.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform zeigt 10 ein Modul 200 mit einem einzelnen Szintillator 210 und mit Pixelabgrenzungen unter Verwendung eines Röntgenstrahlen blockierenden Materials 212 mit Öffnungen 214. Gemäß der Ausführungsform von 9 weist das Modul 200 Vertiefungen 216 in der Fläche 218 auf. Um das Übersprechen noch weiter zu verringern, kann jedoch eine zweite Gruppe von Vertiefungen 220 in einer zweiten Fläche 222 eines einzelnen Szintillators 210 angeordnet sein. In der in 10 dargestellten Ausführungsform sind Vertiefungen 216, 220 koinzident oder kollinear zueinander. Das heißt, Vertiefungen 216, 220 sind nahe aneinander so angeordnet, dass das Übersprechen insgesamt verringert ist. Da die Vertiefungen 216, 220 koinzident sind, liegt es somit auf der Hand, dass die Summe ihrer Tiefenabmessungen eine Gesamtdicke 224 des einzelnen Szintillators 210 nicht überschreiten kann.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform zeigt 11 ein Modul 200 mit einem einzelnen Szintillator 210 und Pixelabgrenzungen unter Verwendung eines Röntgenstrahlen blockierenden Materials 212 mit Öffnungen 214. Um Übersprechungen zu verringern, weist das Modul 200 zwei zueinander versetzte Vertiefungen 226 auf, die in der Nähe des Röntgenstrahlen blockierenden Materials 212 angeordnet sind und zwischen Öffnungen 214 angeordnet sind. Gemäß dieser Ausführungsform umfassen zwei zueinander versetzte Vertiefungen 226 jeweils eine erste Vertiefung 228 und eine zweite Vertiefung 230. Da die Vertiefungen 226 zueinander versetzt sind, kann die Summe ihrer Tiefenabmessungen größer sein als eine Gesamtdicke 224 eines einzelnen Szintillators 210. So können die ersten Vertiefungen 228 jeweils eine Tiefe aufweisen, die größer ist als die halbe Gesamtdicke 224, und die zweiten Vertiefungen 230 können ebenso eine Tiefe aufweisen, die größer ist als die halbe Gesamtdicke 224. Somit kann eine Gesamtdicke 224 jeder Gruppe von zueinander versetzten Vertiefungen 226 die Gesamtdicke 224 des einzelnen Szintillators 210 überschreiten, und ein Übersprechen zwischen den Pixeln ist somit verringert.
Es wird in Betracht gezogen, dass die Auflösung der Ausführungsformen des Moduls 200, das in 7–11 dargestellt ist, größer oder kleiner ist als dargestellt. Das heißt, in den dargestellten Ausführungsformen sind vier Pixel oder Pixelabgrenzungen in einer Kanalrichtung dargestellt, und dementsprechend sind 8 Pixel oder Pixelabgrenzungen in einer Schicht- oder Z-Richtung (senkrecht zur jeweiligen Darstellungsebene) enthalten. Jedoch ist die Erfindung nicht darauf beschränkt, und es können größere Pixel enthalten sein, beispielsweise Packungen mit 2×4 oder 3×6. Es können auch kleinere Pixel enthalten sein, beispielsweise Packungen mit 5×10 oder 6×12. Es liegt jedoch auf der Hand, dass eine Pixel-Array-Größe von 8×16 der Array-Größe entsprechen würde, die oben mit Bezug auf 4 beschrieben wurde. Somit wird klar, dass erfindungsgemäß jede Pixel-Array-Größe als „hoch-auflösende“ Pixelgröße für die Detektoranordnung 18 bezeichnet werden kann und jede Pixel-Array-Größe als „niedrigauflösende“ Pixelgröße bezeichnet werden kann (beispielsweise für vier Eckgruppen von Modulen 132 des Detektor-Arrays 18), und dass diese Bezeichnung relativ ist, und dass Verbesserungen und Kosteneinsparungen gemäß der Erfindung durch Anordnen von niedrig-auflösenden Detektoren als vier Eckgruppen von Packungen 132 erreicht werden können. Ferner sei klargestellt, dass die relativen Pixel-Array-Größen nicht nur in Bezug auf die Kosten gewählt werden können, sondern auch beispielsweise als Kompromiss zwischen Übersprechen und Quantendetektionsausbeute (QDE), wie in der Technik üblich.
Wie in 12 dargestellt, weist ein Paket-/Gepäckuntersuchungssystem 500 eine rotierbare Gantry 502 mit einer Öffnung 504 auf, durch die hindurch Pakete oder Gepäckstücke geführt werden können. Die rotierbare Gantry 502 beherbergt eine hochfrequente elektromagnetische Energiequelle 506 ebenso wie ein Detektor-Array 508 mit Szintillator-Arrays, die aus Szinitillatorzellen bestehen, die denen ähnlich sind, die in 1 und 2 dargestellt sind. Ein Transportsystem 510 ist ebenfalls vorgesehen und weist ein Förderband 512 auf, das von einer Struktur 514 getragen wird, um Pakete oder Gepäckstücke automatisch und kontinuierlich durch die Öffnung 504 zu führen, um sie zu scannen bzw. abzutasten. Objekte 516 werden von einem Förderband 512 in die Öffnung 504 eingeführt, dann werden Bilddaten erfasst, und dann bringt das Förderband 512 die Pakete 516 auf gesteuerte und kontinuierliche Weise aus der Öffnung 504 hinaus. Infolgedessen können Postkontrolleure, Gepäckabfertiger und anderes Sicherheitspersonal den Inhalt der Pakete 516 nicht-invasiv nach Sprengstoffen, Messern, Schusswaffen, Schmuggelware usw. durchsuchen.
Ein technischer Beitrag zu dem offenbarten Verfahren und der offenbarten Vorrichtung besteht darin, dass ein Computerimplementiertes Verfahren und eine entsprechende Vorrichtung mit einer niedrig-auflösenden Bildgebung in einer Bildgebungsvorrichtung geschaffen werden.
Ein Fachmann wird erkennen, dass Ausführungsformen der Erfindung an ein Computer-lesbares Medium, auf dem ein Computerprogramm gespeichert ist, angeschlossen werden und von diesem gesteuert werden können. Das Computer-lesbare Speichermedium beinhaltet eine Mehrzahl von Komponenten wie eine oder mehrere elektronische Komponenten, Hardware-Komponenten und/oder Computersoftware-Komponenten. Diese Komponenten können eines oder mehrere Computer-lesbare Speichermedien beinhalten, die allgemein Befehle speichern, wie Software, Firmware und/oder Assembliersprache zur Ausführung eines oder mehrerer Abschnitte einer oder mehrerer Implementierungen oder Ausführungsformen einer Sequenz. Diese Computer-lesbaren Speichermedien sind allgemein nicht-flüchtig und/oder greifbar. Beispiele für ein solches Computer-lesbares Speichermedium sind ein beschreibbares Datenspeichermedium eines Computers und/oder einer Speichervorrichtung. Das Computer-lesbare Speichermedium kann beispielsweise eines oder mehrere der Folgenden beinhalten: magnetische, elektrische, optische, biologische und/oder atomische Datenspeichermedien. Ferner können diese Medien beispielsweise die Form von Floppy-Disks, Magnetbändern, CD-ROMs, DVD-ROMs, Festplatten-Laufwerken und/oder elektronischen Speichern haben. Andere Formen nicht-flüchtiger und/oder greifbarer Computer-lesbarer Medien, die hier nicht aufgeführt sind, können mit Ausführungsformen der Erfindung verwendet werden.
Eine Anzahl dieser Komponenten kann in einer Implementierung des Systems kombiniert oder geteilt werden. Ferner können diese Komponenten einen Satz und/oder eine Reihe von Computerbefehlen beinhalten, die in einer beliebigen von einer Anzahl von Programmiersprachen geschrieben oder implementiert sind, wie der Fachmann erkennen wird. Außerdem können auch andere Formen von Computer-lesbaren Medien, beispielsweise Trägerwellen, verwendet werden, um ein Computerdatensignal zu verwirklichen, das eine Sequenz von Befehlen darstellt, die, wenn sie von einem oder mehreren Computern ausgeführt werden, bewirken, dass einer oder mehrere Abschnitte einer oder mehrerer Implementierungen oder Ausführungsformen einer Sequenz ausgeführt werden.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung weist ein CT-System eine rotierbare Gantry mit einer Öffnung, die ein Objekt aufnimmt, das abgetastet werden soll, eine Röntgenstrahlungsquelle, die so gestaltet ist, dass sie ein Röntgenstrahlenbündel auf das Objekt projiziert, und ein Detektor-Array auf, das so gestaltet ist, dass es Röntgenstrahlen erfasst, die das Objekt durchleuchten. Das Detektor-Array weist auf: ein erstes Pixel-Array, das so angeordnet ist, dass es Röntgenstrahlen auffängt, die außerhalb eines ersten Sichtfelds (FOV) durch ein zweites FOV zum Detektor-Array verlaufen, wobei das erste Pixel-Array eine erste Auflösung liefert; und ein zweites Pixel-Array, das so angeordnet ist, dass es Röntgenstrahlen auffängt, die durch das erste FOV verlaufen, wobei das zweite Pixel-Array eine zweite Auflösung liefert, die sich von der ersten Auflösung unterscheidet. Das System weist ein Datenerfassungssystem (DAS), das so gestaltet ist, dass es Ausgabesignale vom Detektor-Array auffängt, und einen Computer auf, der so programmiert ist, dass er Projektionen von Bilddaten des Objekts erfasst und ein Bild des Objekts unter Verwendung der Bilddaten erzeugt.
Gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung beinhaltet ein Verfahren zur Herstellung eines Detektor-Arrays das Positionieren eines ersten Detektor-Arrays, das Detektormodule mit einer ersten Auflösung aufweist, um Bilddaten über einem zweiten Sichtfeld (FOV) und außerhalb eines ersten FOV aufzufangen, und das Positionieren eines zweiten Detektor-Arrays, das Detektormodule mit einer zweiten Auflösung aufweist, um Bilddaten über dem ersten FOV aufzufangen, wobei die zweite Auflösung sich von der ersten Auflösung unterscheidet.
Gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung ein nicht-flüchtiges Computer-lesbares Speichermedium, in dem ein Computerprogramm gespeichert ist, das Befehle enthält, die, wenn sie von einem Computer ausgeführt werden, bewirken, dass der Computer: erste Bilddaten von einer ersten Mehrzahl von Detektormodulen mit einer ersten Auflösung erfasst, die so angeordnet sind, dass sie die ersten Bilddaten über einem zweiten Sichtfeld aufgefangen, das sich von einem ersten FOV unterscheidet; zweite Bilddaten von einer zweiten Mehrzahl von Detektormodulen mit einer zweiten Auflösung erfasst, die so angeordnet sind, dass sie die zweiten Bilddaten über dem ersten FOV auffangen, wobei die zweite Auflösung höher ist als die erste Auflösung; und ein Bild unter Verwendung der Bilddaten rekonstruiert.
In der obigen Beschreibung werden Beispiele verwendet, um die Erfindung einschließlich der bestehen Weise zu offenbaren, und auch, um Fachleute in die Lage zu versetzen, die Erfindung in die Praxis umzusetzen, wozu auch die Herstellung und Verwendung von Vorrichtungen und Systemen und die Durchführung zugehöriger Verfahren gehört. Der Schutzbereich der Erfindung wird von den Ansprüchen definiert und kann andere Beispiele umfassen, die einem Fachmann einfallen mögen. Diese anderen Beispiele sollen im Bereich der Ansprüche eingeschlossen sein, wenn sie strukturelle Elemente aufweisen, die sich vom Wortlaut der Ansprüche nicht unterscheiden, oder wenn sie gleichwertige strukturelle Elemente aufweisen, die sich vom Wortlaut der Ansprüche kaum unterscheiden.
Ein CT-System 10 weist eine rotierbare Gantry 12 mit einer Öffnung 48 zur Aufnahme eines Objekts 22, das abgetastet werden soll, eine Röntgenstrahlungsquelle 14, die so gestaltet ist, dass sie ein Bündel von Röntgenstrahlen 16 auf das Objekt 22 projiziert, und ein Detektor-Array 18 auf, das so gestaltet ist, dass es Röntgenstrahlen 16 erfasst, die das Objekt 22 durchleuchten. Das Detektor-Array 18 weist auf: ein erstes Pixel-Array 110, das so angeordnet ist, dass es Röntgenstrahlen 108 auffängt, die außerhalb eines ersten Sichtfelds (FOV) durch ein zweites Sichtfeld 122 zur Detektoranordnung 18 verlaufen, wobei das erste Pixel-Array 110 eine erste Auflösung liefert; und ein zweites Pixel-Array 114, das so angeordnet ist, dass es Röntgenstrahlen 112 auffängt, die durch das erste FOV 120 verlaufen, wobei das zweite Pixel-Array 114 eine zweite Auflösung liefert, die sich von der ersten Auflösung unterscheidet. Das System 10 weist ein Datenerfassungssystem (DAS) 32, das so gestaltet ist, dass es Ausgangssignale vom Detektor-Array empfängt, und einen Computer 36 auf, der so programmiert ist, dass er Projektionen von Bilddaten des Objekts empfängt und ein Bild des Objekts 22 unter Verwendung der Bilddaten erzeugt.

Claims

CT-System (10), aufweisend: eine rotierbare Gantry (12) mit einer Öffnung (48) zur Aufnahme eines Objekts (22), das abgetastet werden soll; eine Röntgenstrahlungsquelle (14), die so gestaltet ist, dass sie ein Bündel aus Röntgenstrahlen (16) auf das Objekt (22) projiziert; ein Detektor-Array (18), das so gestaltet ist, dass es Röntgenstrahlen (16) erfasst, die das Objekt (22) durchleuchten, wobei das Detektor-Array (18) aufweist: ein erstes Pixel-Array (110), das so angeordnet ist, dass es Röntgenstrahlen (108) auffängt, die außerhalb eines ersten Sichtfelds (FOV) (120) durch ein zweites Sichtfeld (122) zum Detektor-Array (18) verlaufen, wobei das erste Pixel-Array (110) eine erste Auflösung liefert; und ein zweites Pixel-Array (114), das so angeordnet ist, dass es Röntgenstrahlen (112) auffängt, die durch das erste FOV (120) hindurch verlaufen, wobei das zweite Pixel-Array (114) eine zweite Auflösung liefert, die sich von der ersten Auflösung unterscheidet; ein Datenerfassungssystem (DAS) (32), das mit dem Detektor-Array (18) verbunden und so gestaltet ist, dass es Ausgangssignale vom Detektor-Array (18) aufnimmt; und einen Computer (36), der so programmiert ist, dass er: Projektionen von Bilddaten des Objekts vom DAS (32) übernimmt; und ein Bild des Objekts (22) unter Verwendung der Bilddaten erzeugt.
CT-System (10) nach Anspruch 1, wobei die zweite Auflösung höher ist als die erste Auflösung.
CT-System (10) nach Anspruch 2, wobei das erste Pixel-Array (110) ein drittes Pixel-Array (110) enthält, das sich über das gesamte zweite FOV (122) erstreckt, wobei: das dritte Pixel-Array (110) eine Detektorauflösung liefert, die der zweiten Auflösung entspricht; und das dritte Pixelarray (110) einen Z-Erfassungsbereich (130) liefert, der kleiner ist als der Z-Erfassungsbereich (134) des Detektor-Arrays (18).
CT-System (10) nach Anspruch 1, wobei das zweite Pixel-Array (114) einen Isokanal (116) des Detektor-Arrays (18) enthält.
CT-System (10) nach Anspruch 1, wobei das erste Pixel-Array (110) aus Detektormodulen (200) mit einem ersten Szintillator (202) besteht, der mit einer ersten Photodiode (204) verbunden ist, wobei der erste Szintillator (2029) eine erste Querschnittsfläche aufweist, die im Wesentlichen orthogonal ist zu Röntgenstrahlen (108) des Bündels aus Röntgenstrahlen (16), das aus der Röntgenstrahlungsquelle (14) zu ihr verläuft.
CT-System (10) nach Anspruch 5, wobei das zweite Pixel-Array (114) Detektormodule (20) mit einem zweiten Szintillator (51) aufweist, der mit einer zweiten Photodiode (53) verbunden ist, wobei: der zweite Szintillator (51) eine zweite Querschnittsfläche aufweist, die im Wesentlichen orthogonal ist zu Röntgenstrahlen (112) des Bündels aus Röntgenstrahlen (16), das aus der Röntgenstrahlungsquelle (14) zu ihr verläuft; und die erste Querschnittsfläche des ersten Szintillators (202) größer ist als die zweite Querschnittsfläche des zweiten Szintillators (51).
CT-System (10) nach Anspruch 5, wobei mehrere Pixel des ersten Pixel-Arrays aus einem einzigen Szintillator (210) bestehen, wobei die Detektoranordnung (18) ein Röntgenstrahlen blockierendes Material (212) aufweist, das mit einer ersten Oberfläche des einzelnen Szintillators (210) verbunden ist, wobei das Röntgenstrahlen blockierende Material (212) eine Mehrzahl von Streben aufweist, die eine Mehrzahl von Öffnungen (214) bilden, die das erste Pixel-Array (110) abgrenzen, wobei die Streben so angeordnet sind, dass sie Röntgenstrahlen (16), die von der Röntgenstrahlungsquelle (14) zum einzelnen Szintillator (210) verlaufen, blockieren.
CT-System (10) nach Anspruch 7, wobei der einzelne Szintillator (110) eine erste Mehrzahl von Vertiefungen (216) aufweist, die darin und in einer zweiten Oberfläche des einzelnen Szintillators, die der ersten Oberfläche gegenüber liegt, angeordnet sind, wobei jede Vertiefung von der ersten Mehrzahl von Vertiefungen (216) einer entsprechenden Strebenposition der Mehrzahl von Streben (212) entspricht, wobei eine erste Vertiefung der ersten Mehrzahl von Vertiefungen (216) auf eine erste Tiefe eingetieft ist, und wobei die Vertiefungen (216) in sowohl der X-Richtung (23) als auch der Z-Richtung (21) Pixel bilden und orthogonal zueinander sind.
CT-System (10) nach Anspruch 8, wobei der einzelne Szintillator (210) eine zweite Mehrzahl von Vertiefungen (220) aufweist, die in ihm angeordnet sind, von denen jede einer entsprechenden Strebenposition von der Mehrzahl von Streben (212) entspricht, und von denen jede sich in der ersten Oberfläche des einzelnen Szintillators (210) befindet, wobei eine zweite Vertiefung von der zweiten Mehrzahl von Vertiefungen (220) auf eine zweite Tiefe eingetieft ist.
CT-System (10) nach Anspruch 9, wobei: die erste Tiefe und die zweite Tiefe sich zu einem Wert summieren, der kleiner ist als eine Dicke (224) des einzelnen Szintillators (210); die erste Vertiefung und die zweite Vertiefung kollinear angeordnet sind, so dass Röntgenstrahlen (16), die aus der Röntgenstrahlungsquelle durch die erste Vertiefung hindurch verlaufen, auch durch die zweite Vertiefung hindurch verlaufen; und Vertiefungen sowohl in einer X-Richtung (23) als auch in einer Z-Richtung (21) angeordnet sind und orthogonal zueinander sind, um Pixel in dem einzelnen Szintillator (210) abzugrenzen.
CT-System (10) nach Anspruch 9, wobei: die erste Tiefe und die zweite Tiefe sich zu einem Wert summieren, der größer ist als eine Dicke des einzelnen Szintillators (224); die erste Vertiefung und die zweite Vertiefung zueinander versetzt sind, so dass primäre Röntgenstrahlen (16), die durch die erste Vertiefung verlaufen, nicht durch die zweite Vertiefung verlaufen; und Vertiefungen in sowohl einer X-Richtung (23) als auch einer Z-Richtung (21) vorgesehen sind und orthogonal zueinander sind, um Pixel im einzelnen Szintillator (210) gegeneinander abzugrenzen.