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Die
Erfindung bezieht sich allgemein auf Detektoren für Computertomographie(CT)-Bildgebungssysteme
und insbesondere auf die Optimierung solcher Detektoren für medizinische
und andere Anwendungen sowie auf Bildgebungssysteme, bei denen solche
optimierten Detektoren zum Einsatz kommen.
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Bei
mindestens einer bekannten Computertomographie(CT)-Bildgebungssystemkonfiguration projiziert
eine Röntgenstrahlenquelle
einen fächerförmigen Strahl,
der so eingestellt wird, dass er innerhalb einer XY-Ebene eines
kartesischen Koordinatensystems liegt, die im Allgemeinen als „Bildgebungsebene" bezeichnet wird.
Der Röntgenstrahl durchdringt
ein abgebildetes Objekt, wie z. B. einen Patienten. Nachdem der
Strahl durch das Objekt abgeschwächt
worden ist, trifft er auf eine Anordnung von Strahlungsdetektoren
auf. Die Intensität
der Strahlung des abgeschwächten
Strahls, die an der Detektoranordnung empfangen wird, hängt von
der Abschwächung
eines Röntgenstrahls
durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement der Anordnung bringt ein
separates elektrisches Signal hervor, das eine Messung der Strahlintensität an der
Detektorposition darstellt. Die Intensitätsmessungen von allen Detektoren
werden separat erfasst, um ein Übertragungsprofil
zu erzeugen.
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Bei
bekannten CT-Systemen der dritten Generation werden Röntgenquelle
und Detektoranordnung mit Hilfe einer Gantry innerhalb der Bildgebungsebene
und um das abzubildende Objekt herum gedreht, so dass der Winkel,
bei dem der Röntgenstrahl
das Objekt durchquert, sich ständig
verändert. Eine
Gruppe von Röntgenabschwächungsmessungen,
d. h. Projektionsdaten, von der Detektoranordnung bei einem be stimmten
Winkel der Gantry wird als "Ansicht" bezeichnet. Eine "Abtastung" des Objekts umfasst
einen Satz von Ansichten, die bei unterschiedlichen Gantrywinkeln
oder Ansichtswinkeln während
einer Umdrehung der Röntgenquelle
und des Detektors erfasst wurden. Ein Beispiel hierfür wird in
US 4,442,466 beschrieben.
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Bei
einer Axialabtastung werden die Projektionsdaten verarbeitet, um
ein Bild zu konstruieren, das einem zweidimensionalen Schnitt entspricht, welcher
durch das Objekt hindurch vorgenommen wurde. Ein Verfahren zur Rekonstruktion
eines Bildes aus einem Projektionsdatensatz wird auf diesem Gebiet
als gefilterte Rückprojektionstechnik
bezeichnet. Bei diesem Prozess werden die Abschwächungsmessungen von einer Abtastung
in Ganzzahlen umgewandelt, die als "CT-Zahlen" oder "Hounsfieldeinheiten" (HU) bezeichnet werden, und die verwendet werden,
um die Helligkeit des entsprechenden Pixels auf einem Kathodenstrahlröhrendisplay
zu regulieren. Bei einem anderen Betriebsmodus des CT-Bildgebungssystems
wird eine Spiralabtastung verwendet, um Projektionsdaten für Bilder
zu gewinnen.
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Genauer
gesagt und unter Verweis auf 1 und 2 umfasst
eine bekannte Ausführungsform eines
Computertomographie(CT)-Bildgebungssystems 10 eine Gantry 12,
die einen CT-Scanner der "dritten
Generation" darstellt.
Gantry 12 ist mit einer Röntgenquelle 14 ausgestattet,
die einen Röntgenstrahl 16 zu
einer Detektoranordnung 18 auf der gegenüberliegenden
Seite der Gantry 12 hin projiziert. Die Detektoranordnung 18 wird
von Detektorelementen 20 gebildet, die zusammen die projizierten
Röntgenstrahlen
erkennen, von welchen ein Objekt 22, wie z. B. ein medizinischer
Patient, durchdrungen wird. In mindestens einer Ausfüh rungsform
der vorliegenden Erfindung ist die Detektoranordnung 18 in Form
einer Mehrschichtkonfiguration ausgeführt. Jedes Detektorelement 20 erzeugt
ein elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgenstrahls
repräsentiert.
Während
der Röntgenstrahl den
Patienten 22 durchdringt, wird der Strahl abgeschwächt. Während einer
Abtastung zur Erfassung von Röntgenprojektionsdaten
dreht sich die Gantry 12 und die in ihr montierten Komponenten
um ein Rotationszentrum 24 herum.
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Die
Drehung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 werden
durch einen Steuercontroller 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 umfasst
einen Röntgencontroller 28, der
Strom- und Bildgebungssignale an die Röntgenquelle 14 liefert,
und einen Gantrymotorregler 30, der die Rotationsgeschwindigkeit
und Position der Gantry 12 steuert. Ein Datenerfassungssystem
(DES) 32 innerhalb des Steuercontrollers 26 fragt
analoge Daten von den Detektorelementen 20 ab und wandelt die
Daten zur nachfolgenden Verarbeitung in digitale Signale um. Ein
Bildrekonstruierer 34 empfängt die abgetasteten und digitalisierten
Röntgendaten
vom DES 32 und führt
eine Hochgeschwindigkeits-Bildrekonstruktion durch. Das rekonstruierte
Bild wird als Input in einen Computer 36 eingespeist, welcher
das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert.
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Über die
Konsole 40, die mit einer Tastatur ausgestattet ist, empfängt der
Computer 36 auch Befehle und Abtastparameter von einem
Bediener. Ein dazugehöriges
Kathodenstrahlenlröhren-Display 42 ermöglicht es
dem Bediener, das rekonstruierte Bild und andere Daten vom Computer 36 einzusehen.
Die vom Bediener eingegebenen Befehle und Parameter werden vom Computer 36 verwendet,
um Kontrollsignale und Information an das DES 32, den Röntgenregler 28 und
den Gantrymotorregler 30 zu liefern. Zusätzlich bedient
der Computer 36 einen Tischmotorregler 44, durch
den ein motorisierter Tisch 46 gesteuert wird, so dass
er den Patienten 22 innerhalb der Gantry in Position bringt 12.
Insbesondere bewegt der Tisch 46 Körperabschnitte des Patienten 22 durch
die Gantryöffnung 48.
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Durch
eine Mehrschichtdetektoranordnungen
18 wird die Rate erhöht, bei
der die Abtastung eines bestimmten Volumens durchgeführt werden kann,
indem Daten für
mehrere parallele Bildschichten gleichzeitig erfasst werden. Was
3 und
4 anbelangt,
umfasst beispielsweise eine Detektoranordnung
18 nach dem
Stand der Technik, welche in
EP-A-0 981 997 beschrieben
wird, eine Vielzahl von Detektormodulen
50. Jedes Detektormodul
umfasst eine Anordnung von Detektorelementen
20. Insbesondere
umfasst jedes Röntgendetektormodul
50 eine
Vielzahl von Szintillatoren
52, die oberhalb der dazugehörigen Photodioden
54 und
anliegend an diese positioniert sind, eine Halbleitervorrichtung
56 und
mindestens ein flexibles elektrisches Kabel
58. Bei den
Photodioden
54 handelt es sich entweder um einzelne Photodioden
oder eine mehrdimensionale Photodiodenanordnung. Die Photodioden
54 sind
bedienbar mit den Szintillatoren
52 verbunden und generieren
elektrische Ausgangssignale auf Linien
60, wobei die Ausgangssignale
eine Lichtausgabe der entsprechenden Szintillatoren
52 darstellen.
Jede Photodiode
54 erzeugt einen separaten elektrischen Ausgang
60,
der eine Messung der Strahlenabschwächung für ein bestimmtes Element
20 darstellt. Die
Photodiodenausgangslinien
60 sind beispielsweise physisch
auf einer Seite des Moduls
50 oder auf einer Vielzahl von
Seiten des Moduls
50 angeordnet. Wie in
4 gezeigt
wird, befinden sich die Photodiodenaus gänge
60 auf der Oberseite
sowie der Unterseite der Photodiodenanordnung.
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Die
Halbleitervorrichtung 56 umfasst zwei Halbleiterschalter 62 und 64.
Die Schalter 62 und 64 umfassen jeweils eine Vielzahl
von Feldeffekttransistoren (FET) (nicht gezeigt), die in Form einer
mehrdimensionalen Anordnung angeordnet sind. Jeder FET umfasst eine
Eingangslinie, die elektrisch mit einem Photodiodenausgang 60 verbunden
ist, sowie eine Ausgangslinie und eine Kontrolllinie (nicht gezeigt). Die
Ausgangs und -Kontrolllinien des FET sind elektrisch mit dem flexiblen
Kabel 58 verbunden. Insbesondere ist eine Hälfte der
Photodiodenausgangslinie 60 elektrisch mit jeder FET-Eingangslinie
des Schalters 62 verbunden, wobei die verbleibende Hälfte der
Photodiodenausgangslinien 60 elektrisch mit den FET-Eingangslinien
des Schalters 64 verbunden ist.
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Das
flexible elektrische Kabel 58 umfasst eine Vielzahl von
elektrischen Drähten 66,
welche an dessen Enden angeschlossen sind. Die Ausgangs- und Kontrolllinienlinien
des FET sind elektrisch mit Kabel 58 verbunden. Insbesondere
ist jede Ausgangs- und Kontrolllinienlinie des FET an einen Draht 66 am
Ende des Kabels 58 verdrahtet. Die Ausgangs- und Kontrolllinienlinien
des FET sind auf dieselbe Weise mit den Drähten 66 verdrahtet
wie die Photodiodenausgänge
(nicht gezeigt) mit den FET-Eingangslinien (ebenfalls nicht gezeigt)
verdrahtet sind. Die Kabel 58 sind mittels Montageklammern 68 und 70 am
Detektormodul 50 befestigt.
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Was 5 anbelangt,
so werden die unverbundenen Enden des Kabels 58 nach der
Montage der Detektormodule 50 in der Detektoranordnung 18 mit
dem DES 32 verbunden, so dass zwischen den Ausgängen der
Photodiode 52 und dem DES 32 ein elektrischer
Leitungsweg besteht, und so dass die FET-Kontrolllinien 72 elektrisch
mit dem DES 32 verbunden werden, um die Halbleitervorrichtungs-FETs 74 zu
aktivieren. Bei einem Vierschicht-CT-Bildgebungssystem 10,
bei dem die Ausführungsform
der Detektoranordnung 18 nach dem Stand der Technik aus 3, 4 und 5 verwendet
wird, ist jede Reihe des Detektormoduls 50 elektrisch mit
vier Kanälen
des DES 32 verbunden, d. h. zwei Kanälen innerhalb jedes flexiblen
elektrischen Kabels 58. (Im Allgemeinen würde ein
N-Kanal-System N
Kanäle
innerhalb jedes flexiblen elektrischen Kabels 58 aufweisen,
die mit jeder Zeile des Detektormoduls 50 verbunden sind,
wobei innerhalb jedes flexiblen elektrischen Kabels 58 N/2
Kanäle
vorhanden sind.) In 5 wird ein beispielhafter Kanal
teilweise dargestellt. Das DES 32 ist über einen Schleifring 76 der sich
drehenden Gantry 12 mit einem Computer 36 und
einem Bildrekonstruierer oder Prozessor 34 verbunden. Jedes
Detektorelement 20 umfasst eine Photodiode 54,
die mit einer Vielzahl von FETs 74 verbunden ist, von denen
nur eine gezeigt wird. Bei einem Vierschicht-CT-Bildgebungssystem
ist jeder Kanal mit dem Ausgang von einem Fünftel der FETs 74 verbunden.
(Von den FETs, die nicht in 5 gezeigt
werden, verbindet ein Satz die nicht verwendeten Diodenelemente
während
einer Abtastung mit dem Boden.). Computer 36 liefert ein
Kontrollsignal, durch welches der Regler 78 angewiesen
wird, ein oder mehrere FETs 74 während einer Bildgebungsabtastung
pro Kanal und Datenintervall einzuschalten, was in einem analogen
Signal von der entsprechenden einen oder mehreren Photodioden 54 resultiert,
welche auf einen Vorverstärker 82 angewendet werden.
Das Ausgangssignal vom Vorverstärker 82 wird
von einem Analog/Digital-Wandler 84 in ein digitales Signal
umgewandelt und über
einen Schleifring 76 an einen Bildrekonstruierer 34 gesendet.
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Zur
Rekonstruktion von medizinischen Bildern ohne Bewegungsartefakte
ist es wünschenswert,
dass die Gantry 12 so schnell wie möglich gedreht wird, um einen
Satz von Ansichten für
die Bildrekonstruktion zu gewinnen. Entsprechend ist es wünschenswert,
die Ausgänge
der Photodioden 54 so schnell wie möglich abzufragen, um Bilder
mit möglichst
hoher Auflösung
zu erhalten. Allerdings ist die höchste [mögliche] Abfragerate unter anderem durch
die Bandbreite der Datenkommunikation über den Schleifring 76 eingeschränkt. In
einigen Anwendungen ist es wünschenswert,
eine möglichst
große Breite
in z-Richtung abzubilden, und zwar in möglichst kurzer Zeit. Für diese
Anwendungen war es notwendig, die Ausgänge der Detektorelemente 20 in benachbarten
Zeilen der Detektoranordnung 18 quer zur z-Richtung effektiv
zu kombinieren, indem mehr als eine FET 74 gleichzeitig
eingeschaltet wird. Durch diese Kombination kann ein größerer Teil
des Körpers
des Patienten in z-Richtung in kürzerer
Zeit abgebildet werden, wobei aber die rekonstruierten Bilder dickeren
Schichten des Bildgebungsvolumens in z-Richtung (d. h. einer geringeren
Auflösung
auf der z-Achse) entsprechen.
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In
einer bekannten Detektoranordnung 18 weisen die Detektorelemente 20 eine
Breite von lediglich 1,25 mm in z-Richtung auf. Außerdem ist in einem bekannten
Bildgebungssystem 10, bei dem solch eine Detektoranordnung
zur Anwendung kommt, genug Elektronik im DES 32 vorhanden,
um vier Bildschichten gleichzeitig zu verarbeiten, auch wenn bei
einer bekannten Detektoranordnung 18 16 Reihen von Detektorelementen 20 zur
Verfügung
stehen. Daher erfordern Herz bildgebungsanwendungen, dass entweder
eine Spiralabtastung oder aber mehrere Axialabtastungen durchgeführt werden,
wobei der Tisch 46 zwischen den Axialabtastungen stufenweise
verstellt wird. Durch die Bereitstellung einer größeren Zeilenanzahl
der Detektorelemente 20 in den Detektormodulen 50 der
Detektoranordnung 18 würde
die Zeit reduziert werden, die zur Erfassung der Daten für ein vollständiges Bild
des Herzens des Patienten erforderlich ist, allerdings könnte dieser Vorteil
nur auf Kosten einer viel größeren Anzahl
von DES 32-Kanälen
gewonnen werden.
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Es
wäre daher
wünschenswert,
eine Mehrschichtdetektoranordnung zu liefern, die für einen oder
mehrere Bildgebungsanwendungen optimiert wurde, wozu auch medizinische
Bildgebungsanwendungen gehören.
Es würde
auch wünschenswert sein,
ein Bildgebungssystem zur Verfügung
zu stellen, bei dem solch eine Detektoranordnung verwendet wird,
welche einen reduzierten Bedarf an zusätzlichen DES-Kanälen sowie
eine erweiterte Bandbreite aufweist.
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Daher
wird in einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung eine Detektoranordnung für ein Computertomographie-Bildgebungssystem
geliefert, die eine z-Richtung hat, welche einer Bildschichtdickerichtung
entspricht und welche in einer quer zur z-Richtung verlaufenden
Richtung bogenförmig
ist. Die Detektoranordnung weist eine Vielzahl von Detektormodulen
auf, die so konfiguriert sind, dass die Detektoranordnung aktive
Regionen mit unterschiedlichen Dicken aufweist.
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Diese
Ausführungsform
einer Detektoranordnung liefert eine optimierte Detektoranordnung
für bestimmte
Bildgebungssituationen, beispielsweise bei Herzbildgebungsanwen dungen,
bei denen lediglich in einem relativ kleinen zentralen Abschnitt
eine erhöhte
Abdeckung eines Sichtfeldes erforderlich ist. Bei solchen Ausführungsformen
von Detektoranordnungen wird auch die Anzahl von Kanälen des
Detektorerfassungssystems (DES) sowie die dazugehörige Bandbreite,
die benötigt
wird, um die von der Detektoranordnung kommenden Informationen zu
verarbeiten, reduziert, weil keine Detektorelemente und dazugehörige Elektronik
geliefert wird, wo diese nicht gebraucht wird.
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Die
Erfindung wird nun anhand von Beispielen und unter Verweis auf die
Zeichnungen detaillierter beschrieben, für welche gilt:
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1 ist
eine Bildansicht eines CT-Bildgebungssystems
nach dem Stand der Technik.
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2 ist
ein schematisches Blockdiagramm eines Systems nach dem Stand der
Technik, welches in 1 illustriert wird.
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3 ist
eine perspektivische Zeichnung einer Mehrschichtdetektoranordnung
nach dem Stand der Technik.
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4 ist
eine perspektivische Zeichnung eines Detektormoduls der Detektoranordnung
nach dem Stand der Technik, die in 3 gezeigt
wurde.
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5 ist
ein vereinfachtes schematisches Diagramm, in welchem das Konzept
eines DES-„Kanals” illustriert
wird.
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6 ist
eine perspektivische Zeichnung einer Ausführungsform der Mehrschichtdetektoranordnung
der vorliegenden Erfindung.
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7 ist
eine perspektivische Zeichnung eines repräsentativen Typs von Detektormodul
der vorliegenden Erfindung, das für Detektoranordnungen von demjenigen
Typ nützlich
ist, wie er in 6 gezeigt wird.
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8 ist
eine vereinfachte schematische Darstellung des „aktiven" Bereichs einer anderen Ausführungsform
der Mehrschichtdetektoranordnung der vorliegenden Erfindung. Der „aktive" Bereich ist derjenige
Bereich, welcher von den Detektorelementen abgedeckt wird und welcher
der Strahlungsquelle gegenüber
liegt. Die Detektorelemente werden nicht gezeigt. (Die schematische
Darstellung von 8 ist eine Projektion des aktiven
Bereichs auf eine zweidimensionale Oberfläche. Die eigentliche dargestellte
Detektorausführungsform
weist eine Kurvatur auf, die derjenigen entspricht, welche in 6 gezeigt
wird.)
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9 ist
eine vereinfachte schematische Darstellung einer anderen Mehrschicht-Detektoranordnung
der vorliegenden Erfindung.
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In
einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung und unter Bezugnahme auf 6 und 7 wird
anstelle der Detektoranordnung 18 aus 1–4 eine
Detektoranordnung 86 in einem CT-Bildgebungssystem 10 geliefert.
Die Detektoranordnung 86 liefert eine erste Quantität von Schichten eines
vollen Sichtfeldes (FOV, field of view) für die allgemeine Abdeckung
des Körpers
sowie ein kleineres Sichtfeld mit einer zweiten, größeren Anzahl
von Schichten für
eine stärker
spezialisierte Abtastung. Beispiele für eine spezialisierte Abtastung
können die
Abtastung des Herzens und anderer Organe sowie die Abtastung von
Kopf, Hals und Extremitäten umfassen,
wobei die Beispiele aber nicht auf diese Möglichkeiten beschränkt sind.
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Die
Detektoranordnung 86 kann entsprechend einer Vielzahl von
verschiedenen Typen von Detektormodulen ausgebildet sein. Bei Flügeln 88 und 90 wird
ein erster Typ von Detektormodul angewendet, beispielsweise das
Detektormodul 50 nach dem Stand der Technik aus 4.
Bei einer zentralen Region 92 wird ein anderer Typ von
Detektormodul 94 der vorliegenden Erfindung verwendet.
Während
beispielsweise die Detektormodule 50 und 94 jeweils
aus einer rechteckigen Anordnung von Detektorelementen 20 bestehen,
steht bei den Detektormodulen 94 eine größere Anzahl
von Detektorelementen 20 in z-Richtung (d. h. mehr Detektorzeilen) zur
Verfügung
als bei den Detektorelementen 50. Um die Detektormodule 94 unterzubringen,
sind die Schienen 96 und 98 (oder zumindest eine
von ihnen) so geformt, dass sie ein dickes (d. h. in z-Richtung großes) „Fenster" im Zentrum der Detektoranordnung 18 aufweisen.
In einer Ausführungsform
werden zur Unterbringung der zusätzlichen
Detektorelemente 20 des Detektormoduls 86 mehrere
Metallschichten für
die größere Anordnung
der Photodioden 54, für
Halbleitervorrichtung 56 und/oder für Halbleiterschalter 82 und 64 verwendet.
Außerdem handelt
es sich bei einer Ausführungsform
bei den flexiblen elektrischen Kabeln 58 der Detektormodule 86 um
elektrische Mehrschichtkabel.
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Sowohl
die relative als auch die absolute Größe der Detektormodule in Flügeln 88 und 90 und jenen
in der zentralen Region 92 kann ausgewählt werden, so dass Ausfüh rungsformen
geliefert werden, welche eine spezialisierte Abdeckung bei der Bildgebung
gewährleisten.
Genauer gesagt bieten Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung eine hohe Auflösung, eine große Abdeckung
in Bezug auf das z-Ausmaß in einem
ausgewählten
Abschnitt bzw. Abschnitten der Detektoranordnung 86, wo
diese am nützlichsten
für eine
bestimmte Anwendung ist, beispielsweise im zentralen Abschnitt 92.
Weil an anderen Stellen eine geringere Abdeckung durch die Detektoranordnung 86 gewährleistet
wird, müssen
keine zusätzlichen
DES-Kanäle
für andere
Regionen der Detektoranordnung 86 (beispielsweise für Flügel 88 und 90)
zur Verfügung
gestellt werden. Um die Anzahl der benötigten Kanäle beim DES 32 zu
reduzieren, sind die Ausgänge
der Detektorelemente für
die selektive Kombination unter Verwendung der FETs 74 (siehe 5)
konfigurierbar. In einer Ausführungsform
wird die Anzahl der erforderlichen Kanäle des DES 32 weiter
reduziert, indem beispielsweise verschiedene Größen der Detektorelemente 20 oder die
feste Verdrahung der Ausgänge
der mehreren Detektorelemente 20 verwendet wird, um die
Auflösung
in einigen Bereichen der Detektoranordnung 86 zu reduzieren.
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In
einer anderen Ausführungsform
der Detektoranordnung 100 der vorliegenden Erfindung und unter
Bezugnahme auf 8 weist der aktive Bereich des
Detektors 100 in z-Richtung
eine Gesamtausdehnung von 12 cm (Dimension A) auf. Diese Dicke stellt
neunundsechzig parallele Zeilen von Detektorelementen 20 (nicht
in 8 gezeigt) in einer zentralen Region 102 dar,
bei der eine Abdeckung von 16 cm (Dimension B) gewährleistet
wird. So weisen die Detektormodule (nicht in 8 gezeigt)
in der zentralen Region 102 neunundsechzig Detektorelemente
in z-Richtung auf. In einer Ausführungsform weisen
die Detektormodule in Region 102 je weils sechzehn Detektorelemente
in einer Richtung auf, welche quer zur z-Richtung verläuft, und
es sind vierzehn Module in einer quer zur z-Richtung verlaufenden
Richtung aneinander anliegend angeordnet. Diese Module bilden die
zentrale Region 102, welche die gewünschten Dimensionen aufweist.
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Die
Flügel 104 und 106 der
Detektoranordnung 100 ermöglichen es, dass die Detektoranordnung 100 ein
Sichtfeld von 48 cm (Dimension C) aufweist. In einer Ausführungsform,
die in 8 dargestellt wird, umfassen die Flügel 104 und 106 Detektormodule
(nicht gezeigt), die zweiunddreißig Detektorzeilen und somit
eine Ausdehnung von 4 cm in z-Richtung
(Dimension D) aufweisen. In einer Ausführungsform weist jedes dieser
Detektormodule auch sechzehn Detektorelemente in einer Richtung auf,
die quer zur z-Richtung verläuft,
und jeder Flügel 104, 106 umfasst
zweiundzwanzig Module, die in der quer zur z-Richtung verlaufenden
Richtung zusammengefügt
sind. Diese Module bilden Flügel 104, 106,
welche die gewünschten
Dimensionen aufweisen.
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In
anderen Ausführungsformen
und unter Bezugnahme auf 9 umfasst eine Detektoranordnung 108 der
vorliegenden Erfindung mehr als zwei Größen von Detektormodulen, so
dass drei (oder mehr) Regionen 110, 112, 114 von
verschiedenen Dicken in z-Richtung geliefert werden. Diese zusätzlichen
Ausführungsformen
liefern Sichtfelder, die für spezialisierte
Typen der Abtastung optimiert sind. Bei einigen Ausführungsformen
von Detektoranordnungen befindet sich der dickste Abschnitt der
Detektoranordnung nicht unbedingt im Zentrum der Anordnung, und
auch die Detektoranordnung selbst muss nicht zwingend symmetrisch
sein.
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Zusammenfassend
lässt sich
sagen, dass durch die Ausführungsformen
der Detektoranordnungen der vorliegenden Erfindung Detektoranordnungen
zur Verfügung
gestellt werden, welche in der z-Richtung Regionen von ungleichen
Dicken aufweisen. Die Dimension, Position und Anzahl der Regionen
ist in verschiedenen Ausführungsformen
je nach dem Typ bzw. den Typen von Abtastung, für welche die Detektoranordnung
und das Bildgebungssystem spezialisiert ist, unterschiedlich. Allerdings
wird in jedem Fall das Sichtfeld mit der größten Breite nicht über die
gesamte z-Achsen-Dicke der Detektoranordnung zur Verfügung gestellt.
Da nicht über
die gesamte Dicke der Detektoranordnung ein vollständiges Sichtfeld
geliefert wird, ist es auch nicht notwendig, Schaltkreise für die Kanäle des DES 32 zur
Verfügung
zu stellen, um Daten für
ein vollständiges Sichtfeld
der Detektoranordnung von jeder Schicht zu empfangen. So werden
sowohl die Ressourcen des DES 32 als auch der Detektoranordnung
optimiert. Die Ausführungsformen
der Detektoranordnungen der vorliegenden Erfindung können anstelle von
Detektoranordnungen 18 bei konventionellen CT-Bildgebungssystemen
wie dem Bildgebungssystem 10 aus 1 und 2 angewendet
werden.
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Genauer
gesagt geht die Abtastung der analogen Ausgänge der Detektorelemente 20 durch
das DES 32 bei einer Frequenz vor sich, welche von den Geschwindigkeits-
und Auflösungsanforderungen des
Bildgebungssystems 10 bestimmt wird. Die Ausgänge der
Detektorelemente 20 können
separat abgetastet werden. Wenn eine geringere Auflösung akzeptabel
ist, können
die Ausgänge
des Detektors 20 beispielsweise in Paaren oder in Form
von anderen Kombinationen kombiniert werden. Zusätzlich können Sätze von Ausgängen von
Detektor 20 (oder Sätze
von kombinierten Ausgängen
von Detektor 20) so kombiniert oder gebündelt werden, dass sie sich
einen einzigen Vorverstärker 82 und
einen Analog/Digital-Wandler des DES 32 teilen.
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In
mindestens einer Ausführungsform
der Detektoranordnung der vorliegenden Erfindung sind die Detektormodule
in zwei Dimensionen geneigt, wobei es sich bei einer von ihnen um
die z-Richtung handelt. In einer Ausführungsform weisen alle der
geneigten Detektormodule dieselbe Größe und dieselbe Anzahl von
Detektorelementen 20 auf. Dickere Regionen der Detektoranordnung
weisen mehr geneigte Detektormodule in z-Richtung auf als dünnere Regionen.