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Diese
Erfindung betrifft allgemein Computertomographiebildgebung (CT-Bildgebung)
und insbesondere eine Reduktion der Röntgenbestrahlung und eine Verbesserung
der Röntgeneffizienz
in einem Mehrschicht-CT-System.
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In
wenigstens einigen Konfigurationen von Computertomographiebildgebungssystemen (CT-Bildgebungssystemen)
projiziert eine Röntgenquelle
einen fächerförmigen Strahl,
der kollimiert wird, um in einer X-Y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems
zu liegen, die allgemein als die „Bildgebungsebene" bezeichnet wird.
Der Röntgenstrahl tritt
durch das gerade abgebildete Objekt, beispielsweise einen Patienten,
hindurch. Nachdem der Strahl durch das Objekt abgeschwächt worden
ist, trifft er auf ein Array von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität des abgeschwächten Strahlungsbündels, das
an dem Detektorarray empfangen wird, hängt von der Abschwächung des
Röntgenstrahls
durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Arrays erzeugt ein
gesondertes elektrisches Signal, das einen Messwert der Strahlabschwächung an
der Detektorstelle darstellt. Die Abschwächungsmesswerte von sämtlichen
Detektoren werden gesondert voneinander akquiriert, um ein Transmissionsprofil
zu erzeugen.
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In
bekannten CT-Systemen der dritten Generation werden die Röntgenquelle
und das Detektorarray gemeinsam mit einer Gantry in der Bildgebungsebene
und um das Objekt, das abgebildet werden soll, herum gedreht, so
dass sich der Winkel, unter dem der Röntgenstrahl das Objekt schneidet,
ständig ändert. Röntgenquellen
enthalten gewöhnlich
Röntgenröhren, die
den Röntgenstrahl
an einem Brennfleck emittieren. Röntgendetektoren enthalten gewöhnlich einen
hinter dem Patienten angeordneten Kollimator zur Kollimation gestreuter
Röntgenstrahlen,
die an dem Detektor empfangen werden. Ein Szintillator ist in der
Nähe des
hinter dem Patienten befindlichen Kollimators angeordnet, während Fotodioden
in der Nähe
des Szintillators positioniert sind.
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Mehrschicht-CT-Systeme
werden dazu verwendet, Daten für
eine erhöhte
Anzahl von Schichten während
eines Scanns zu erfassen. Bekannte Mehrschichtsysteme enthalten
gewöhnlich
Detektoren, die als 3D-Detektoren allgemein bekannt sind. Bei derartigen
3D-Detektoren bilden mehrere Detektorelemente gesonderte Kanäle, die
in Spalten und Reihen angeordnet sind. Jede Detektorreihe bildet
eine gesonderte Schicht. Beispielsweise weist ein Zweischichtdetektor
zwei Reihen von Detektorelementen auf, während ein Vierschichtdetektor
vier Detektorelementreihen aufweist. Während eines Mehrschichtscanns
trifft der Röntgenstrahl
auf mehrere Reihen von Detektorzellen gleichzeitig auf, so dass
folglich Daten für
verschiedene Schichten erhalten werden.
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In
bekannten CT-Systemen wird der Röntgenstrahl
von der Röntgenquelle
durch eine vor dem Patienten angeordnete Kollimationsvorrichtung
oder einen Vor-Patient-Kollimator projiziert, die bzw. der das Profil
des Röntgenstrahls
in der Patientenachse oder z-Achse festlegt. Der Kollimator enthält ein Röntgenstrahlen
absorbierendes Material mit einer darin vorgesehenen Öffnung zur
Begrenzung des Röntgenstrahls.
Der Prozess zur Begrenzung des Röntgenstrahls
auf das gewünschte
Fächerstrahlprofil
wird als „Kollimation" bezeichnet.
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In
Bezug auf die Begrenzung des Röntgenstrahls
enthalten bekannte Kollimatoren gewöhnlich zwei gegenüberliegende
Metalllinsen, die geöffnet und
geschlossen werden können,
um die Apperturweite zu verändern.
Die „Dicke" des Fächerstrahls, wie
sie entlang der z-Achse gemessen wird, kann durch Anpassung der Linsenausrichtung
gewählt werden.
Die Linsen können
auch in der gleichen Richtung bewegt werden, um die Mittellinie
der Appertur zu verschieben. Eine Veränderung der Apperturmittellinie
verändert
den Fächerstrahlwinkel
in Bezug auf die z-Achse.
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US-A-4
361 902 beschreibt einen vor einem Patienten anzuordnenden Kollimator
zur Änderung der
Röntgenstrahlbestrahlung
in einem Computertomographiesystem, wobei das Computertomographiesystem
eine Röntgenquelle
und ein Detektorarray aufweist, wobei der Kollimator aufweist: mehrere Nocken,
wobei wenigstens ein erster Nocken und ein zweiter Nocken auf gegenüberliegenden
Seiten eines Fächerstrahls,
der von der Röntgenquelle
ausgestrahlt wird, positioniert sind; und wenigstens einen Nockenantrieb
zur Positionierung der Nocken, um den Fächerstrahl einzustellen.
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In
Mehrschicht-CT-Systemen ist es erwünscht zu erzielen, dass lediglich
die Umbra des Röntgenstrahlbündels auf
die Detektorzellen fällt. Obwohl
der Röntgenstrahl
anfänglich
derart kollimiert werden kann, dass die Penumbra nicht auf die Detektorzellen
auftrifft, hat eine thermische Ausdehnung der Röntgenquelle eine z-Achsenbewegung
des Brennflecks der Röntgenquelle
zur Folge, was dazu führt,
dass der Röntgenstrahl
nicht auf die Mitte des Detektors eingestellt ist. Die Schichtdicke
kann auch durch eine Fehlausrichtung des Brennflecks in der y-Dimension, den Targetwinkel
und die Größe des Brennflecks
beeinflusst sein. Außerdem
steigen mechanische Kräfte
aufgrund der Zentripetalbelastung, wenn die Gantry rotiert, was
eine Bewegung des Brennflecks und des Fächerstrahls zur Folge hat. Wenn
sich der Fächerstrahl
bewegt, ist es möglich, dass
wenigstens ein Teil der Penumbra auf die Detektorzellen fällt. Eine
Bewegung des Fächerstrahls ändert die
Stärke
von Signalen von den Detektorarrayzellen. Eine derartige Fächerstrahlbewegung kann
Differenzverstärkungsfehler
herbeiführen
und ernste Ring-, Band- und Zentrumartefakte zur Folge haben.
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Demgemäß ist es
erwünscht,
ein CT-System zu schaffen, das eine Auswahl der Anzahl und Dicke von
Schichten ermöglicht
und die Röntgenstrahlstabilität sowie
eine effiziente Reduktion der Patientenbestrahlungsdosis verbessert.
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Diese
und weitere Aufgaben können
durch ein CT-System gelöst
werden, das in einer Ausführungsform
einen vor dem Patienten anzuordnenden Kollimator und ein konfigurierbares
Mehrschicht-Detektorarray verwendet, um die Röntgenstrahlstabilität und Effektivität bei der
Reduktion der Bestrahlungsdosis für einen Patienten verbessert.
Der vor dem Patienten anzuordnende Kollimator des CT-Systems enthält eine
Anzahl von exzentrischen Nocken sowie eine Filtervorrichtung zur
Veränderung
des Röntgenstrahls.
Die exzentrischen Nocken sind positioniert, um den Röntgenstrahl
auf eine ausgewählte
Schichtdicke zu kollimieren, und können unabhängig voneinander positioniert
werden, um eine z-Achsen-Bewegungskorrektur des Röntgenstrahls
vorzunehmen. In einer Ausführungsform
enthält
die Filtervorrichtung mehrere Filter, die den Röntgenstrahl verändern, wenn
die Filtervorrichtung unter Verwendung eines Filtermotors in Bezug
auf ein Kollimatorgehäuse
bewegt wird. Der Mehrschichtdetektor des CT-Systems enthält in einer Ausführungsform
mehrere Detektormodule. Jedes Detektormodul weist ein Array von Fotodiodenzellen
auf, das an ein Szintillatorarray optisch angekoppelt ist. Das Fotodiodenarray
enthält mehrere
Fotodioden, die in Reihen und Spalten angeordnet sind. Jedes Detektormodul
enthält
ferner eine Schaltvorrichtung und einen Dekodierer. Die Schaltvorrichtung
ist elektrisch zwischen den Fotodiodenausgangsleitungen und einem
Datenakquisitionssystem (DAS) des CT-Systems elektrisch eingekoppelt.
Die Schaltvorrichtung ist in einer Ausfüh rungsform durch ein Array
von FETs gebildet und verändert
die Anzahl von Schichten sowie die Dicke jeder Schicht, indem sie
ermöglicht,
dass jede Fotodiodenausgangsleitung aktiviert, deaktiviert oder
mit anderen Fotodiodenausgangsleitungen kombiniert wird.
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Im
Betrieb bestimmt ein Bediener die Art der durchzuführenden Überprüfung und
die Größe und Dicke
jeder Schicht. Danach werden die geeigneten Fotodiodenausgänge des
Detektorarrays elektrisch miteinander verknüpft, um die gewählte Anzahl
von inneren Schichten zu bilden, wobei jede Schicht die ausgewählte Dicke
aufweist. Die Nocken des vor dem Patienten angeordneten Kollimators
werden anschließend
für die
gewählte
Dicke eingestellt, und die Filter werden für die gewählte Prüfung positioniert. Danach werden
Schichtdaten für
jede Schicht von dem Detektorarray erfasst. Wenn sich während der Erfassung
der Daten der Brennfleck der Röntgenquelle
verschiebt, können
die Nocken des vor dem Patienten angeordneten Kollimators neu positioniert werden,
um den Brennfleck richtig zu positionieren.
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Durch
Verwendung des vorstehend beschriebenen CT-Systems ist die Anzahl
und Dicke von Scannschichten wählbar.
Außerdem
verbessert ein derartiges CT-System die Röntgenstrahlstabilität und -effektivität und verringert
die Bestrahlungsdosis für
einen Patienten.
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Eine
Ausführungsform
der Erfindung ist nun zu Beispielszwecken mit Bezug auf die beigefügten Zeichnungen
beschrieben:
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1 zeigt
eine Bilddarstellung eines CT-Bildgebungssystems.
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2 zeigt
ein schematisiertes Blockschaltbild des in 1 veranschaulichten
Systems.
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3 zeigt
eine schematisierte Ansicht des CT-Bildgebungssystems mit einem
Kollimator.
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4 zeigt
eine Perspektivansicht eines Detektorarrays des CT-Systems.
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5 zeigt
eine Perspektivdarstellung eines Detektormoduls.
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6 zeigt
eine schematisierte Darstellung von Röntgenstrahlerzeugungs- und
Detektorkomponenten aus der Sicht von einer Seite der Gantry.
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7 zeigt
eine Perspektivdarstellung des in 3 veranschaulichten
Kollimators.
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8 veranschaulicht
in schematisierter Weise die Erfassung von Scanndaten für eine Konfiguration
mit vier Schichten und einer Schichtdicke von 5,0 mm.
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9 veranschaulicht
in schematisierter Weise die Erfassung von Scanndaten für eine Konfiguration
mit vier Schichten und einer Schichtdicke von 1,25 mm.
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Nachstehend
ist eine Beschreibung eines beispielhaften Mehrschicht-CT-Systems
gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung angegeben. Obwohl eine einzige Ausführungsform
des Systems in Einzelheiten nachstehend beschrieben ist, sollte
es verständlich
sein, dass viele modifizierte Ausführungsformen der Erfindung
möglich
sind. Obwohl ein bestimmter Detektor und ein bestimmter vor dem
Patienten anzuordnender Kollimator beschrieben sind, können beispielsweise
andere Detektoren oder Kollimatoren in Verbindung mit dem System
verwendet werden, so dass die vorliegende Erfindung nicht auf eine
Anwendung im Zusammenhang mit irgendeinem bestimmten Detektortyp
beschränkt
ist. Insbesondere enthält
der nachstehend beschriebene Detektor mehrere Module, wobei jedes
Modul mehrere Detektorzellen enthält. Anstelle des speziellen
Detektors, wie er nachstehend beschrieben ist, kann ein Detektor,
der nicht segmentierte Zellen entlang der z-Achse aufweist, und/oder
ein Detektor, der mehrere Module mit mehreren Elementen entlang
der x-Achse und/oder der z-Achse aufweist, die in einer beliebigen
Richtung miteinander verbunden sind, um simultan Mehrschichtscanndaten
zu akquirieren, verwendet werden. Im Allgemeinen kann das System
in einem Mehrschichtmodus betrieben werden, um eine oder mehrere
Datenschichten zu erfassen. Es können
axiale oder spiralförmige
Scanns mit dem System durchgeführt
werden, und Querschnittsbilder des gescannten Objektes können verarbeitet,
rekonstruiert, angezeigt und/oder archiviert werden.
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Bezugnehmend
auf 1 und 2 ist ein Computertomographiebildgebungssystem
(CT-Bildgebungssystem) 10 veranschaulicht, wie es eine Gantry 12 enthält, die
für eine
CT-Scannereinrichtung
einer „dritten
Generation" kennzeichnend
ist. Die Gantry 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf,
die ein Strahlbündel
von Röntgenstrahlen 16 in
Richtung auf ein Detektorarray 18 auf der gegenüberliegenden Seite
der Gantry 12 projiziert. Das Detektorarray 18 ist
durch Detektormodule 20 gebildet, die gemeinsam die projizierten
Röntgenstrahlen
erfassen, die durch einen medizinischen Patienten 22 hindurch
treten. Jedes Detektormodul 20 erzeugt elektrische Signale, die
die Intensität
der auftreffenden Röntgenstrahlen und
somit die Abschwächung
der Röntgenstrahlen bei
ihrem Durchgang durch den Patienten 22 repräsentieren.
Während
eines Scanns zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten rotieren
die Gantry 12 und die an dieser montierten Komponenten
um einen Drehmittelpunkt 24.
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Die
Drehung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 sind
durch eine Steuerungseinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert.
Die Steuerungseinrichtung 26 enthält eine Röntgensteuerungseinrichtung 28,
die Leistungs- und Zeitsteuerungssignale an die Röntgenquelle 14 und
die Gantrymotorsteuerungseinrichtung 30 liefert, die die Drehzahl
und Position der Gantry 12 steuert. Ein Datenakquisitionssystem
(DAS) 32 in der Steuerungseinrichtung 26 tastet
analoge Daten von den Detektormodulen 20 ab und wandelt
die Daten in digitale Signale für
eine nachfolgende Verarbeitung um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete
und digitalisierte Röntgendaten
von dem DAS 32 und führt
eine Hochgeschwindigkeitsbildrekonstruktion durch. Das rekonstruierte
Bild wird als ein Eingangssignal einem Computer 36 zugeführt, das
das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert.
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Der
Computer 36 empfängt
ferner Befehle und Scannparameter von einem Bediener über eine Bedienerkonsole 40,
die eine Tastatur aufweist. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhrenanzeige 42 ermöglicht dem
Bediener, das rekonstruierte Bild und weitere Daten von dem Computer 36 zu
beobachten. Die von dem Bediener gelieferten Befehle und Parameter werden
durch den Computer 36 dazu verwendet, Steuerungssignale
und Informationen für
das DAS 32, die Röntgensteuerungseinrichtung 28 und
die Gantrymotorsteuerungseinrichtung 30 bereitzustellen.
Außerdem
wirkt der Computer 36 auch auf eine Tischmotorsteuerungseinrichtung 44 ein,
die einen Motor betriebenen Tisch 46 steuert, um den Patienten 22 in
der Gantry 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt der
Tisch 46 Teile des Patienten 22 durch eine Gantryöffnung 48.
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Bezugnehmend
auf 3 und hinsichtlich des Betriebs der Röntgenquelle 14 wird
ein Röntgenstrahl 16 von
einem Brennfleck 50 der Quelle 14 ausgestrahlt.
Der Röntgenstrahl 16 wird
durch einen vor dem Patienten angeordneten Kollimator 52 kollimiert, so
dass ein kollimierter Strahl 54 in Richtung auf das Detektorarray 18 entlang
einer Fächerstrahlachse 56,
die in dem Strahl 16 zentriert angeordnet ist, projiziert
wird.
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Die
Architektur des vorstehend beschriebenen Systems 10 bietet
viele wichtige Vorteile, zu denen auch gehört, dass das Detektorarray 18 und
der Kollimator 52 derart konfiguriert sein können, dass das
System 10 die Röntgenbestrahlungsdosis
für den
Patienten 22 verringert und die Röntgenstrahlstabilität und -effektivität verbessert.
Insbesondere weist das CT-System 10 durch Konfiguration
des Detektorarrays 18 und Anpassung des Kollimators 52 eine
auswählbare
Anzahl von Schichten auf, wobei jede Schicht eine wählbare Schichtdicke
aufweist. Weitere Details hinsichtlich des Detektorarrays 18 und
des Kollimators 52 sind nachstehend angegeben.
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Wie
in den 4 und 5 veranschaulicht, enthält das Detektorarray 18 mehrere
Detektormodule 20. Jedes Detektormodul 20 ist
an einem Detektorgehäuse 58 durch
Platten 60 gesichert. Jedes Modul 20 enthält ein mehrdimensionales
Szintillatorarray 62 und ein (nicht sichtbares) Halbleiterarray
hoher Dichte. Ein nach dem Patienten angeordneter Kollimator (nicht
veranschaulicht) ist über
und benachbart zu dem Szintillatorarray 62 positioniert,
um Röntgenstrahlen
zu kollimieren, bevor derartige Röntgenstrahlen auf das Szintillatorarray 62 auftreffen.
Das Szintillatorarrray 62 enthält mehrere Szintillatorelemente,
die in einem Array angeordnet sind, und das Halbleiterarray enthält mehrere
(nicht sichtbare) Fotodioden, die in einem identischen Array angeordnet sind.
Die Fotodioden sind auf einem Substrat 64 angeordnet oder
gebildet, und das Szintillatorarray 62 ist über dem
Substrat 64 positioniert und an diesem gesichert.
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Das
Detektormodul 20 enthält
ferner eine Schaltvorrichtung 66, die mit einem Dekodierer 68 elektrisch
gekoppelt ist. Die Schaltvorrichtung 66 ist in Form eines
mehrdimensionalen Halbleiterschalterarrays ähnlicher Größe wie das Fotodiodenarray ausgebildet.
In einer Ausführungsform
enthält
die Schaltvorrichtung 66 ein Array von Feldeffekttransistoren
(nicht veranschaulicht), wobei jeder Feldeffekttransistor (FET)
einen Eingang, einen Ausgang und eine (nicht veranschaulichte) Steuerungsleitung
aufweist. Die Schaltvorrichtung 66 ist zwischen dem Fotodiodenarray
und dem DAS 32 eingekoppelt. Insbesondere ist jeder FET-Eingang
der Schaltvorrichtung elektrisch mit einem Ausgang des Fotodiodenarrays verbunden,
während
jeder FET-Ausgang
der Schaltvorrichtung beispielsweise unter Verwendung eines flexiblen
elektrischen Kabels 70 mit dem DAS 32 elektrisch
verbunden ist.
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Der
Dekodierer 68 steuert den Betrieb der Schaltvorrichtung 66,
um die Ausgänge
des Fotodiodenarrays entsprechend einer gewünschten Anzahl von Schichten
und Schichtauflösungen
für jede Schicht
zu aktivieren, zu deaktivieren oder zu verknüpfen. Der Dekodierer 68 ist
in einer Ausführungsform
ein Dekoderchip oder ein FET-Controller, wie in der Technik bekannt.
Der Dekodierer 68 enthält
mehrere Ausgangs- und Steuerungsleitungen, die mit der Schaltvorrichtung 66 und
dem Computer 36 verbunden sind. Insbesondere sind die Dekodiererausgänge mit
den Steuerungsleitungen der Schaltvorrichtung elektrisch verbunden,
um der Schaltvorrichtung 66 zu ermöglichen, die richti gen Daten
von den Eingängen
der Schaltvorrichtung zu den Ausgängen der Schaltvorrichtung
zu übermitteln.
Die Steuerungsleitungen des Dekodierers sind mit den Steuerungsleitungen
der Schaltvorrichtung elektrisch verbunden und bestimmen, welche
der Dekodiererausgänge
aktiviert werden. Unter Verwendung des Dekodierers 68 werden
bestimmte FETs in der Schaltvorrichtung 66 aktiviert, deaktiviert
oder miteinander kombiniert, so dass spezielle Ausgänge des
Fotodiodenarrays mit dem DAS 32 des CT-Systems elektrisch verbunden sind. In
einer Ausführungsform,
die als ein 16-Schichten-Modus definiert ist, aktiviert der Dekodierer 68 die
Schaltvorrichtung 66, so dass sämtliche Reihen des Fotodiodenarrays 52 mit
dem DAS 32 elektrisch verbunden sind, was dazu führt, dass
16 gesonderte simultane Datenschichten zu dem DAS 32 gesandt
werden. Natürlich
sind viele weitere Schichtkombinationen möglich.
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In
einer speziellen Ausführungsform
enthält der
Detektor 18 siebenundfünfzig
Detektormodule 20. Das Halbleiterarray und das Szintillatorarray 62 weisen
jeweils eine Arraygröße von 16 × 16 auf.
Infolgedessen weist der Detektor 18 16 Reihen und 912 Spalten
(16 × 57
Module) auf, was eine simultane Erfassung von 16 Datenschichten
bei jeder Umdrehung der Gantry 12 ermöglicht. Natürlich ist die vorliegende Erfindung
nicht auf irgendeine spezielle Arraygröße beschränkt, und es ist vorgesehen,
dass das Array in Abhängigkeit
von den speziellen Bedürfnissen
des Bedieners größer oder
kleiner sein kann. Ferner kann der Detektor 18 gemäß vielen
unterschiedlichen Schichtdicken und unterschiedlicher Anzahl von
Modi, z.B. in einem Ein-, Zwei- und Vierschichtmodus, betrieben
werden. Beispielsweise können
die FETs in dem Vierschichtmodus derart konfiguriert sein, dass
Daten für
vier Schichten aus einer oder mehreren Reihen des Fotodiodenarrays erfasst
werden. In Abhängigkeit
von der speziellen Konfiguration der FETs, wie sie durch die Steue rungsleitungen
des Dekodierers festgelegt ist, können verschiedenen Kombinationen
von Ausgängen des
Fotodiodenarrays aktiviert, deaktiviert oder miteinander verknüpft werden,
so dass die Schichtdicke beispielsweise 1,25 mm, 2,5 mm, 3,75 mm
oder 5 mm betragen kann. Weitere Beispiele enthalten einen Einzelschichtmodus,
der eine einzelne Schicht mit Schichtdicken im Bereich von 1,25
mm bis zu 20 mm umfasst, und einen Zweischichtmodus, der zwei Schichten
mit Schichtdicken im Bereich von 1,25 mm bis zu 10 mm umfasst. Abgesehen
von den hier beschriebenen sind noch weitere Modi möglich.
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In
einer Ausführungsform
und wie in 6 veranschaulicht, die eine
schematisierte Darstellung des Systems 10 in einer Ansicht
von einer Seite der Gantry 12 aus zeigt, enthält der Kollimator 52 exzentrische
Nocken 82A und 82B sowie eine Filtervorrichtung 86.
Die Positionen der Nocken 82A und 82B sind durch
eine (nicht veranschaulichte) Kollimatorsteuerungseinrichtung gesteuert,
die ihre Befehle von der Röntgensteuerungseinrichtung 28 empfängt. Insbesondere
enthält
die Kollimatorsteuerungseinrichtung einen Nockenantrieb oder wenigstens
einen (nicht veranschaulichten) Nockenmotor zur Veränderung
der Position der Nocken 82A und 82B. Außerdem enthält die Kollimatorsteuerungseinrichtung
in einer Ausführungsform
eine Verarbeitungseinheit oder Logikschaltung zur Steuerung des
Nockenantriebs und zum Austausch von Informationen mit der Röntgensteuerungseinrichtung 28.
In einer alternativen Ausführungsform
kann der Nockenantrieb unmittelbar durch die Röntgensteuerungseinrichtung 28 gesteuert
sein.
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Die
Nocken 82A und 82B sind auf gegenüberliegenden
Seiten der Fächerstrahlachse 56 positioniert
und können
unabhängig
voneinander in Bezug auf den Abstand zwischen den Nocken 82A und 82B und
ihre Lage relativ zu der Fächerstrahlachse 56 ein gestellt
werden. Die Nocken 82A und 82B können mittels
eines einzelnen Nockenantriebs positioniert werden, oder es kann
alternativ jeder Nocken mittels eines gesonderten Nockenantriebs
positioniert werden. In anderen Ausführungsformen kann der Kollimator 52 weitere
Nocken enthalten, wobei jeder Nocken mit einem gesonderten Nockenantrieb,
beispielsweise einem Nockenmotor oder -aktuator, zur Änderung
der Position des Nockens gekoppelt sein kann. Die Nocken 82A und 82B sind
aus einem Röntgenstrahlen
absorbierenden Material, beispielsweise Wolfram, hergestellt und
unter Verwendung genauer (nicht veranschaulichter) Kugellager mit
den Nockenmotoren verbunden.
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Beispielsweise
und in einer Ausführungsform
sind (nicht veranschaulichte) gesonderte Schrittmotoren mit jeweiligen
Nocken 82A und 82B verbunden, um die Position
der Nocken 82A und 82B präzise zu steuern, so dass jeder
Nocken unabhängig
von den anderen positioniert werden kann. Infolge der exzentrischen
Gestalt wird durch Drehung der jeweiligen Nocken 82A und 82B die
Schichtdicke des Röntgenstrahls 16 verändert. Außerdem ermöglicht die
unabhängige
Einstellung von Nocken 82A und 82B eine Korrektur
der Brennfleckbewegung der Röntgenquelle 14 in
der z-Achse, minimiert die Schichtdickenschwankung von der Röntgenquelle aufgrund
von Schwankungen der Röntgenquelle
und ermöglicht
eine schnellere Drehung der CT-Scannereinrichtung. Insbesondere
verringern die exzentrischen Nocken 32A und 32B reibungsbedingte
Veränderungen
aufgrund der Zentripetalbelastung, weil die durch die Gantrydrehung
hervorgerufenen zusätzlichen
Kräfte
lotrecht zu der die Traglast tragenden Einrichtung gerichtet sind.
Infolgedessen ermöglichen
die Nocken 32A und 32B eine höchstgenaue und wiederholbare
Positionierung der Appertur selbst unter extremen Gantrydrehbedingungen.
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Wie
in 7 veranschaulicht, enthält ferner der vor dem Patienten
anzuordnende Kollimator 52 eine bewegbare Filtervorrichtung 86,
ein Gehäuse 88 und
einen Filterantrieb oder Filtermotor 90 zur Veränderung
der Position der Filtervorrichtung 86 in Bezug auf das
Gehäuse 88.
Insbesondere und in einer Ausführungsform
enthält
die Filtervorrichtung 86 ein erstes Filter 92 sowie
ein zweites Filter 94. Die Filter 92 und 94 sind
derart positioniert, dass der Röntgenstrahl 16 durch
die jeweiligen Filter 92 und 94 projiziert wird.
Durch Veränderung
der Position der Filter 92 und 94 relativ zu dem
Gehäuse 88 unter
Verwendung des Filtermotors 90 wird die Röntgenstrahldosis von
der Quelle 14 für
den Patienten 22 verändert. Beispielsweise
kann die Filtervorrichtung 86 ein Bowtie-Filter sein und
kann eine Anzahl von Filtern enthalten. In anderen Ausführungsformen
kann der Filterantrieb 90 durch einen Schrittmotor, Aktuator
oder eine sonstige Verschiebevorrichtung gebildet sein. Der vor
dem Patienten anzuordnende Kollimator 52 enthält ferner
zwei Wellen 96A und 96B, die von dem Gehäuse 88 vorragen,
so dass die Wellen 96A und 96B senkrecht zu der
Röntgenfächerstrahlachse 56 ausgerichtet
sind.
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Die
Filtervorrichtung 86 enthält ferner lineare Lager 98A und 98B,
die mit (nicht veranschaulichten) Wellenöffnungen und den Wellen 96A und 96B gekoppelt
sind. Die linearen Lager 98A und 98B sind zur
Gleitverbindung mit den jeweiligen Wellen 96A und 96B konfiguriert
und ermöglichen
der Filtervorrichtung 86, die Filter 92 und 94 senkrecht
in Bezug auf die Röntgenstrahlachse 56 zu
bewegen. Unter Verwendung des Filtermotors 90 kann die
Filtervorrichtung 86 in Richtung auf das Gehäuse 88 zu
oder von diesem weg bewegt oder positioniert werden. Insbesondere
und in einer Ausführungsform
ist der Filtermotor 90 durch einen (nicht veranschaulichten) Gewindespindelmotor
gebildet, und die Filtervorrichtung 86 enthält eine
mit einem Gewinde versehene Gewindespindelöffnung, die konfiguriert ist,
um über ein
Gewinde eine Leitspindel des Gewindespindelmotors aufzunehmen. Durch
Versorgung des Gewindespindelmotors mit Strom in einer Richtung
wird die Filtervorrichtung 86 in Richtung des Gehäuses 88 bewegt.
Durch eine Umkehr der Richtung des Gewindespindelmotors wird die
Filtervorrichtung 86 von dem Gehäuse 88 weg bewegt.
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Eine
Veränderung
der Position des Filtergehäuses 86 modifiziert
oder verändert
die durch den Patienten 22 empfangene Dosis der Röntgenstrahlung
durch Änderung
der Lage der Filtervorrichtung 86, insbesondere der Position
der Filter 92 und 94. Beispielsweise können die
Filter 92 und 94 gemäß einer von vier Kombinationen
miteinander kombiniert werden, um den Röntgenstrahl 16 zu
verändern.
Insbesondere und in einer Ausführungsform
können
die Filter 92 und 94 in einem Kalibrierungsmodus,
einem Körperregionsmodus,
einem Kopfmodus oder einem Blockademodus positioniert werden. Diese
Modi sind durch die Menge des Röntgenstrahls 16,
die zugelassen wird, das sie in Abhängigkeit von einer Stelle durch
die Filter 92 und 94 hindurch tritt, definiert.
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Im
Betrieb bestimmt der Bediener eine geeignete Dicke und Anzahl von
Schichten, wie sie von der durchzuführenden Scannprozedur benötigt werden.
Das Detektorarray 18 und der Kollimator 52 werden
anschließend
für die
gewünschte
Schichtdicke und -anzahl konfiguriert. Die Konfiguration des Detektorarrays 18 und
des Kollimators 52 reduziert die Röntgenstrahldosis für den Patienten 22 auf
ein Minimum und verbessert die Stabilität und Effektivität des Röntgenstrahls 16 durch
vollständige
Verwendung der z-Achse des Röntgenstrahls 16.
Insbesondere ist der Detektor 18, wie in 8 veranschaulicht,
in eine Anzahl von Schichten 100 unterteilt. Die Dicke
jeder Schicht 100 ist durch die Anzahl von Fotodiodenarrayausgängen, die
unter Verwendung der Schaltvorrichtung 66 miteinander verknüpft werden,
und durch eine Anpassung der Position der Kollimatornocken 84A und 84B in
der z-Achsenrichtung sowie der jeweiligen Filter 92 und 94,
wie durch den Bediener festgelegt, bestimmt.
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Wenn
beispielsweise der Bediener vier Schichten mit einer Dicke von 5,0
mm wählt,
kann das System 10 in der in 8 veranschaulichten Weise
konfiguriert werden. Insbesondere sind die Ausgänge des Fotodiodenarrays unter
Verwendung der Schaltvorrichtung 66 miteinander kombiniert,
um Schichten 100A, 100B, 100C und 100D zu
bilden, die jeweils eine Schichtdicke von 5,0 mm aufweisen, wobei
jede Reihe des Detektormoduls 20 eine weite von 1,25 mm
aufweist. Insbesondere sind vier Ausgänge des Fotodiodenarrays durch
die Schaltvorrichtung 66 elektrisch miteinander gekoppelt,
um die Schicht 100A zu bilden. Die jeweiligen Schichten 100B, 100C und 100D sind
jeweils in ähnlicher
Weise durch Kombination von vier Ausgängen des Fotodiodenarrays gebildet.
Die Kollimatornocken 82A und 82B sind in der z-Achsenrichtung
voneinander getrennt, um eine Quellenkollimation von 20,0 mm zu
erzielen. Schichtdaten von den Schichten 100A, 100B, 100C und 100D werden
dem DAS 32 über
das Kabel 70 zugeführt.
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Für vier Datenschichten
mit einer Schichtdicke von 1,25 mm kann die in 9 veranschaulichte Detektorkonfiguration
verwendet werden. Insbesondere bilden die Fotodiodenarrayausgänge vier Schichten 100A, 100B, 100C und 100D,
die jeweils eine Dicke von 1,25 mm aufweisen. Die Nocken 82A und 82B sind
nicht so weit voneinander entfernt angeordnet wie für die Schichtdicke
von 20 mm (8). Stattdessen sind die Nocken 82A und 82B in
der z-Achsenrichtung näher
zueinander verschoben, um eine Kollimation von 5,0 mm zu erzielen.
Obwohl die Schichten 100C und 100D in einer Ausführungsform durch
den Kollimator 52 derart festgelegt sind, dass sie jeweils
eine Dicke von 1,25 mm aufweisen, werden die verbleibenden Ausgänge des
Fotodiodenarrays 52 für
die Schichen 100C und 100D unter Verwendung der
Schaltvorrichtung 66 miteinander verknüpft. Insbesondere werden sieben
Ausgänge
des Fotodiodenarrays durch die Schaltvorrichtung 66 kombiniert,
um Daten für
die Schicht 100C zu erfassen. In ähnlicher Weise werden sieben
Ausgänge des
Fotodiodenarrays miteinander kombiniert, um Daten für die Schicht 100D zu
erhalten. Indem nun auf die Schichten 100A und 100B Bezug
genommen wird, werden Daten von einem einzelnen Ausgang des Fotodiodenarrays
für die
Schicht 100A und von einem einzelnen Ausgang des Fotodiodenarrays
für die
Schicht 100B erfasst. Die Daten von den Schichten 100A, 100B, 100C und 100D werden über flexible Kabel 70 dem
DAS 32 zugeführt.
Natürlich
sind unter Verwendung des Systems 10 viele andere Kombinationen
von Schichtdicke und -anzahl möglich.
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Zusätzlich zu
einer Änderung
der Schichtdicke des Röntgenstrahls 16 können die
Nocken 82A und 82B dazu verwendet werden, eine
z-Achsenbewegung und Abweichungen zwischen den Röhren der Röntgenquelle 14 zu
korrigieren. Insbesondere kann unter Verwendung bekannter Verfahren
zur Bestimmung der Brennpunktposition die Position der Nocken 82A und 82B unabhängig voneinander
verändert
werden, um eine z-Achsenbewegung des Röntgenstrahls 16 auszugleichen
oder zu berichtigen. Insbesondere und in einer Ausführungsform werden
die jeweiligen Nocken 82A und 82B basierend auf
der Brennpunktposition unabhängig
voneinander unter Verwendung des Nockenmotors derart positioniert,
dass der Brennpunkt des Röntgenstrahls 16 ordnungsgemäß positioniert
ist. Die Nocken 82A und 82B können auch zur Kompensation
der Ungleichförmigkeit
der z-Achsenbewegung des Röntgenstrahls 16 verwendet
werden, indem die Position eines einzelnen zugehörigen Nockens 82A bzw. 82B verändert wird.
Wenn sich beispiels weise die Röntgenquelle 16 aufheizt,
kann es dazu kommen, dass die Röntgenstrahlachse 56 nicht
mehr auf dem Detektor 18 zentriert liegt. Der dezentrierte
Röntgenstrahl
kann durch Anpassung wenigstens eines der Nocken 82A und 82B unter
Verwendung der Nockenmotoren erneut auf die Mitte hin positioniert
werden.
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Außerdem wird
die Position der Filtervorrichtung 86 basierend auf dem
Betriebsmodus für
das System 10 derart eingestellt, dass die Röntgendosis für die durchzuführende Untersuchung
passend ist. Insbesondere wird auf der Basis des durch den Bediener
ausgewählten
Modus die Position der Filtervorrichtung derart verändert, dass
der Patient 22 dem passenden Röntgenstrahl 16 ausgesetzt
ist. Die Position der Filtervorrichtung 86 wird insbesondere durch
Versorgung des Filtermotors 90 mit Strom derart verändert, dass
die Filtervorrichtung 86 in Richtung auf das Gehäuse 88 zu
eingefahren oder von diesem weg ausgefahren wird, so dass der Röntgenstrahl 16 durch
die geeigneten Filter 92 und 94 hindurch tritt.
Wenn beispielsweise der Kopf des Patienten 22 gescannt
werden soll, kann der Motor 90 die Filtervorrichtung an
einer bekannten Stelle positionieren, so dass das Filter 94 den
Röntgenstrahl 16 auf
eine kopfmodusartige Bestrahlung reduziert. Bei der Durchführung eines
CT-Scanns eines
Kopfes eines Patienten 22 positioniert der Motor 90 die
Filtervorrichtung 86 in einer derartigen Weise, dass die
Filter 92 und 94 in Bezug auf das Gehäuse 88 richtig
positioniert sind. Insbesondere wird der Motor 90 derart erregt,
dass die Filtervorrichtung 86 beispielsweise in Richtung
auf das Gehäuse 88 eingefahren
wird, so dass die Filter 92 und 94 richtig positioniert
sind.
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Das
vorstehend beschriebene CT-System ermöglicht eine Auswahl der Anzahl
und Dicke von Schichten, um eine Röntgenbestrahlungsdosis für einen
Patienten zu reduzieren und die Rönt genstrahleffizienz zu verbessern.
Der vor dem Patienten angeordnete Kollimator ermöglicht zusätzlich eine z-Achsenkorrektur,
verringert Schichtdickenschwankungen und lässt eine auswählbare Filterung
des Röntgenstrahls
zu.