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Die
Erfindung bezieht sich allgemein auf Computertomographie(CT)-Bildgebung
und insbesondere auf die Reduktion von spektralen Artefakten bei
einem Multislice-Computertomographie-System.
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Zumindest
in einigen Konfigurationen von Computertomographie(CT)-Bildgebungssystemen projiziert
eine Röntgenquelle
einen fächerförmigen Strahl,
der so eingestellt ist, dass er innerhalb der XY-Ebene eines kartesischen
Koordinatensystems liegt, die allgemein als „Bildgebungsebene" bezeichnet wird.
Der Röntgenstrahl
durchdringt das abzubildende Objekt, beispielsweise einen Patienten.
Nachdem der Strahl von dem Objekt abgeschwächt worden ist, trifft er auf
eine Anordnung von Strahlungsdetektoren. Die Intensität des an
der Detektoranordnung empfangenen abgeschwächten Strahls hängt von
der Abschwächung
des Röntgenstrahls
durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement der Anordnung bringt
ein separates elektrisches Signal hervor, welches eine Messung der
Strahlenabschwächung an
der Detektorposition darstellt. Um ein Übertragungsprofil zu erzeugen,
werden die Abschwächungsmessungen
von allen Detektoren einzeln erfasst.
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Bei
bekannten CT-Systemen der dritten Generation wird die Röntgenstrahlquelle
und die Detektormatrix mit einer Gantry innerhalb einer Bildgebungsebene
und um ein abzubildendes Objekt herum gedreht, so dass der Winkel,
unter dem der Röntgenstrahl
das Objekt durchdringt, sich ständig
verändert.
Röntgenstrahlquellen
umfassen typischerweise Röntgensröhren, von
denen der Röntgenstrahl
aus ei nem Brennpunkt ausgesendet wird. Röntgendetektoren umfassen typischerweise
einen Kollimator zur Einstellung der am Detektor empfangenen Röntgenstrahlen.
Neben dem Kollimator befindet sich ein Szintillator und neben dem
Szintillator sind Fotodioden platziert.
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Multislice-CT-Systeme
werden verwendet, um während
einer Abtastung Daten für
eine erhöhte Anzahl
von Schnitten zu gewinnen. Die bekannten Multislice-Systeme umfassen
typischerweise Detektoren, die im Allgemeinen als 2D-Detektoren
bekannt sind. Bei solchen 2D-Detektoren bilden mehrere Detektorelemente
einzelne Kanäle,
die in Spalten und Zeilen angeordnet sind. Jede Detektorzeile stellt
einen separaten Schnitt dar. So weist z. B. ein Zweischnitt-Detektor zwei Detektorelementzeilen
auf, und ein Vierschnitt-Detektor ist mit vier Detektorelementzeilen
versehen. Während
einer Multislice-Abtastung trifft ein Röntgenstrahl auf mehrere Detektorzellenzeilen
gleichzeitig auf, so dass Daten für mehrere Schnitte gewonnen
werden.
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Multislice-Detektoren
sind auf den X- und Z-Achsen typischerweise in eine Reihe von einzelnen
Szintillatorzellen unterteilt. Diese Szintillatorzellen können durch
enge Lücken
voneinander getrennt sein, welche nur wenige Mikrometer breit sind
und zwischen den nebeneinander liegenden Zellen liegen. Die Lücken werden
mit einem Lichtreflektierenden Material aufgefüllt. Die Detektorelemente könnten abseits
der Achse liegende oder gestreute Röntgenstrahlen empfangen, durch
welche die Kontrastauflösung
gemindert und das Auftreten von Bildartefakten erhöht wird.
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US-A-5 373 162 stellt
einen Strahlendetektor vor, der aus einer Anordnung von Detektorelementen besteht.
Es wird ein Kollimator geschaffen, bei dem jede der Kollimatorplatten über dem
Raum zwischen den nebeneinander liegenden Detektorelementen platziert
ist. Zwischen den nebeneinander liegenden Detektorelementen befindet
sich ein Reflektor. Die Dicke des Reflektors wird so gewählt, dass
sie in ausreichendem Maße
größer als
die Dicke der Kollimatorplatte ist, um eine kritische in der Anode
gespeicherte Hitzemenge aufzunehmen.
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US-A-4 180 737 stellt
einen Festkörper-Röntgendetektor
vor. Zwischen den nebeneinander liegenden Szintillatorelementen
befinden sich Kollimationsbauteile. Die Kollimationsbauteile, die sich
zwischen den aneinander liegenden Szintillatorelementen befinden,
sind dünner
als die Lücken
zwischen den aneinander liegenden Szintillatorelementen.
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US-A-4 731 534 stellt
ein Röntgendetektorsystem
vor, bei dem sich über
der Schnittstelle zwischen den nebeneinander liegenden Szintillatorkristallen
Kollimatorplatten befinden.
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Folglich
wäre es
wünschenswert,
eine Detektormatrix zu schaffen, welche die Röntgenstrahlen zu den einzelnen
Detektorelementen hin ausrichtet und trennt, um Streuung und spektrale
Artefakte zu reduzieren. Zusätzlich
ist es wünschenswert,
einen Detektormatrixkollimator zu schaffen, durch den die Lücken zwischen
den Elementen vor den Röntgenstrahlen
geschützt
werden, so dass Strahlungsschäden,
Strahlenverhärtung,
Punch-Through-Rauschen und spektrale Effekte beim Lichtreflektierenden
Material minimiert werden.
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Aspekte
der vorliegenden Erfindung werden in den beiliegenden Patentansprüchen definiert.
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In
einer Ausführungsform
der Erfindung wird ein Detektor für ein Multislice-Computertomographie-System
geschaffen, wobei der Detektor umfasst: eine Szintillatormatrix,
die mindestens erste und zweite Zellen mit einer Lücke zwischen
diesen aufweist, und einen Kollimator mit mindestens einer Kollimatorplatte,
wobei die Mittellinie der Kollimatorplatte in Bezug auf die Mittellinie
der Szintillatormatrixlücke
versetzt ist.
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Die
Anordnung kann mindestens eine X-Achsen-Szintillatorlücke und
mindestens eine Z-Achsen-Szintillatorlücke aufweisen.
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Die
Mittellinie der Kollimatorplatte ist gegenüber der Mittellinie der X-Achsen-Szintillatorlücke versetzt.
Die Breite der Kollimatorplatte ist größer als die Breite der X-Achsen-Szintillatorlücke. Die
Szintillatorlücke
kann aus einer Lücke
von 100 Mikrometern bestehen, und die Kollimatorplatte kann die
Breite von 200 Mikrometern aufweisen.
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Die
Szintillatormatrix kann eine Vielzahl von Zellen umfassen, und der
Kollimator kann eine Vielzahl von Kollimatorplatten aufweisen.
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In
einer Ausführungsform
der Erfindung wird ein Multislice-Computertomographie-System zur
Generierung von Bildern eines Objekts geschaffen, wobei dieses System
umfasst:
eine Röntgenstrahlquelle
zur Emittierung von Röntgenstrahlen,
wobei diese Strahlen von einem Quellenfokus ausgesendet werden;
einen Multislice-Detektor mit einer Szintillatormatrix, die mindestens
erste und zweite Zellen mit einer Lücke zwischen ihnen aufweist,
einen Kollimator mit mindestens einer Kollimatorplatte zur Generierung
eines Röntgenstrahlenschattens,
wobei der Kollimator über
der Detektorlücke
platziert wird, so dass der Schatten über dem Detektorlücke zentriert
ist.
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Die
Mittellinie der Kollimatorplatte ist nicht kolinear zur Mittellinie
der Szintillatorlücke.
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Die
Matrix kann mindestens eine X-Achsen-Szintillatorlücke und
mindestens eine Z-Achsen-Szintillatorlücke umfassen.
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Die
Breite der Kollimatorplatte kann größer sein als die Breite der
X-Achsen-Szintillatorlücke, und
die Szintillatorlücke
kann aus einer Lücke
von 100 Mikrometern bestehen. Die Kollimatorplatte kann eine Breite
von 200 Mikrometern aufweisen.
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Die
Szintillatormatrix kann eine Vielzahl von Zellen umfassen, und der
Kollimator kann eine Vielzahl von Kollimatorplatten umfassen.
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Gemäß einem
dritten Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren zur Reduktion von
spektralen Artefakten bei einem Multislice-Computertomographie-System
geschaffen, wobei das System eine Röntgenstrahlquelle zur Emittierung
von Röntgenstrahlen,
mindestens einen Multislice-Detektor, der eine Szintillatormatrix
mit mindestens ersten und zweiten Zellen sowie einer Lücke zwischen
diesen aufweist, und einen Kollimator mit mindestens einer Kollimatorplatte
umfasst, wobei dieses Verfahren den Schritt der Positionierung der
Kollimatorplatte über der
Detektorlücke
umfasst, so dass ein Schatten über der
Detektorlücke
zentriert wird.
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Die
Positionierung der Kollimatorplatte über der Detektorlücke umfasst
den Schritt der Positionierung der Kollimatorplatte auf eine Weise,
bei der die Mittellinie der Kollimatorplatte nicht kolinear mit
der Mittellinie der Szintillatorlücke ist.
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Die
Szintillatormatrix kann mindestens eine X-Achsen-Szintillatorlücke und mindestens eine Z-Achsen-Szintillatorlücke umfassen,
wobei die Positionierung der Kollimatorplatte über der Detektorlücke den
Schritt der Positionierung der Kollimatorplatte über der X-Achsen-Szintillatorlücke umfasst.
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Die
Kollimatorplatte kann eine Mittellinie umfassen und die Positionierung
der Kollimatorplatte über
der X-Achsen-Szintillatorlücke
kann den Schritt der Positionierung der Kollimatorplatte auf eine
solche Weise umfassen, dass die Mittellinie der Kollimatorplatte
gegenüber
der Mittellinie der X-Achsen-Szintillatorlücke versetzt ist.
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Die
Breite der Kollimatorplatte kann größer sein als die Breite der
X-Achsen-Szintillatorlücke.
Die Szintillatorlücke
kann aus einer Lücke
von 100 Mikrometern bestehen, und die Kollimatorplatte kann eine Breite
von 200 Mikrometern aufweisen.
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Die
Szintillatormatrix kann eine Vielzahl von Zellen und eine Vielzahl
von Kollimatorplatten umfassen, und die Positionierung der Kollimatorplatte über der
X-Achsen-Szintillatorlücke
kann den Schritt der Positionierung der Kollimatorplatten über den
X-Achsen-Szintillatorlücken
umfassen.
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Eine
Ausführungsform
beinhaltet einen Kollimator zur Reduktion der Streuung, spektraler
Artefakte und Röntgenstrahlschäden. Die
Detektoranordnung schließt
ein Detektorgehäuse,
eine Vielzahl von Detektormodulen und einen Kollimator mit einer
Vielzahl von Kollimatorplatten mit ein. Jedes Detektormodul ist
an das Detektorgehäuse
montiert und umfasst eine Fotodiodenmatrix, die optisch mit einer Szintillatormatrix
verbunden ist. Die Kollimatorplatten sind so konfiguriert, dass
auf die Szintillatormatrix gerichtete Röntgenstrahlsignale diese durchdringen können und
dass diejenigen Signale, die auf die Lücken in der Szintillatormatrix
gerichtet sind, abgeblockt werden.
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In
einer Ausführungsform
wird die Detektormatrix erzeugt, indem jede Kollimatorplatte im
Abstand zueinander am Detektorgehäuse befestigt wird, so dass
ein Röntgenstrahlschatten über der Szintillatorlücke zentriert
wird. Genauer gesagt wird jede Kollimatorplatte so positioniert, dass
die Mittellinie der Kollimatorplatte gegenüber der Mittellinie der Szintillatorlückenmatrix
versetzt und nicht kolinear zu ihr ist. In einer Ausführungsform
wird dann ein Draht längs
des Kollimators und senkrecht zur Längsachse der Platten gelegt,
welche eine Vielzahl von Abschnitten bilden. Die Anzahl der Abschnitte
entspricht der Größe der Fotodiodenmatrix,
wodurch die Röntgenstrahlen
so getrennt werden, dass sie der Anzahl der Detektorelemente entsprechen.
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Die
oben beschriebene Detektormatrix ermöglicht die Trennung der Röntgenstrahlen,
so dass die Röntgenstrahlen
nur auf die Szintillatormatrix auftreffen, wodurch eine Reduktion
der Streuung und der spektralen Artefakte erfolgt. Zusätzlich wird
durch den Kollimator verhindert, dass die Röntgenstrahlen auf die Lücken der
Szintillatormatrix auftreffen. Folglich werden durch Strahlung verursachte
Schäden der
Szintillatorlücken
reduziert.
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Im
Folgenden wird die Erfindung anhand von Beispielen und unter Verweis
auf die Zeichnungen detaillierter beschrieben, wobei für die Zeichnungen folgendes
gilt:
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1 ist
eine Bildansicht eines CT-Bildgebungssystems.
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2 ist
ein schematisches Blockdiagramm des in 1 illustrierten
Systems.
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3 ist
eine perspektivische Ansicht einer CT-System-Detektoranordnung gemäß der vorliegenden
Erfindung.
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4 ist
eine perspektivische Ansicht eines in 3 gezeigten
Detektormoduls.
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5 ist
eine perspektivische Ansicht des Kollimators gemäß der vorliegenden Erfindung.
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6 ist
eine Seitenansicht eines Abschnitts von einem in 4 gezeigten
Detektormodul.
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Unter
Verweis auf 1 und 2 wird ein Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem 10 dargestellt,
welches eine Gantry 12 umfasst, die einen CT-Scanner der „dritten
Generation" repräsentiert.
Die Gantry 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf, die
einen Röntgenstrahl 16 zu
einer Detektormatrix 18 auf der der Gantry 12 gegenüberliegenden
Seite projiziert. Die Detektormatrix 18 wird von Detektormodulen 20 gebildet,
die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen
erkennen, von denen eine medizinischer Patienten 22 durchdrungen
wird. Jedes Detektormodul 20 bringt elektrische Signale
hervor, welche die Intensität
der auftreffenden Röntgenstrahlen
und somit die Abschwächung
der Strahlen beim Durchdringen des Patienten 22 repräsentieren.
Während einer
Abtastung zur Erfassung von Röntgenprojektionsdaten
drehen sich die Gantry 12 und die auf ihr montierten Komponenten
um ein Rotationszentrum 24 herum.
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Die
Rotation der Gantry 12 und die Funktion der Röntgenquelle 14 werden
durch einen Kontrollmechanismus 26 des CT-Systems 10 gesteuert.
Der Kontrollmechanismus 26 umfasst einen Röntgenregler 28,
welcher Strom und zeitgebungssignale an die Röntgenquelle 14 liefert,
und einen Gantrymotorregler 30, der die Drehgeschwindigkeit
und die Position der Gantry 12 kontrolliert. Ein Datenerfassungssystem
(DES) 32 im Kontrollmechanismus 26 fragt analoge
Daten von den Detektormodulen 20 ab und wandelt die Daten
für die
nachfolgende Verarbeitung in digitale Signale um. Eine Bildrekonstruktionsvorrichtung 34 erhält abgefragte
und digitalisierte Röntgendaten
vom DES 32 und führt
eine Hochgeschwindigkeits-Bildrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild
wird als Input in einen Computer 36 eingespeist, der das
Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert.
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Über die
Konsole 40, die mit einer Tastatur ausgestattet ist, erhält der Computer 36 auch
Befehle und Abtastparameter von der bedienenden Person. Durch eine
angebundene Kathodenstrahlröhrenanzeige 42 wird
es der bedienenden Person ermöglicht, das
rekonstruierte Bild sowie andere im Computer 36 befindliche
Daten einzusehen. Die von der bedienenden Person eingegebenen Befehle
und Parameter werden vom Computer 36 verwendet, um Kontrollsignale
und Informationen an das DES 32, den Röntgenregler 28 und
den Gantrymotorregler 30 zu liefern. Außerdem wird mit Hilfe des Computers 36 ein Tischmotorregler 44 bedient,
welcher den motorisierten Tisch 46 steuert, so dass der
Patient 22 in der Gantry 12 positioniert wird.
Insbesondere bewegt der Tisch 46 Körperabschnitte des Patienten 22 durch die
Gantryöffnung 48.
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Wie
in
3 und
4 gezeigt wird, umfasst die
Detektormatrix
18 eine Vielzahl von Detektorenmodulen
20,
die an einem bogenförmigen
Detektorgehäuse
50 befestigt
sind. Jedes Detektormodul
20 umfasst eine multidimensionale
Fo todiodenmatrix
52 und eine multidimensionale Szintillatormatrix
56,
die vor und neben der Fotodiodenvorrichtung
52 positioniert
ist. Eine anwendbare Fotodiodenanordnung wird in der anhängigen
US-Patent-Anwendung mit der Seriennummer
08/978,805 und dem Titel „Fotodiode Array For A Scalable
Multislice Scanning Computed Tomography System" [Fotodiodenmatrix für ein skalierbares Multislice-Abtastungs-Computertomographie-System]
beschrieben, die dem Zessionar des vorliegenden Patentes zugeschrieben
wird. Eine anwendbare Szintillatormatrix wird in der anhängigen
US-Patent-Anwendung mit der Seriennummer
08/977,439 und dem Titel „Szintillator For A Multislice
Computed Tomograph System" [Szintillator
für ein
Multislice-Computertomograph-System] beschrieben, welche dem Zessionar des
vorliegenden Patentes zugeschrieben wird.
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Die
Szintillatormatrix 56 umfasst eine Vielzahl von Elementen
oder Zellen (nicht gezeigt), die durch enge Lücken (nicht gezeigt) zwischen
den nebeneinander liegenden Zellen getrennt werden. Die Szintillatormatrix 56 umfasst
X-Achsen- und Z-Achsen-Lücken. Die
Lücken
sind mit einem Lichtreflektierenden Material aufgefüllt. Die
Fotodiodenmatrix 52 umfasst eine Vielzahl von Fotodioden 58,
die optisch mit der Szintillatormatrix 56 verbunden sind.
Die Fotodioden 58 generieren elektrische Ausgangssignale 60,
welche die Lichtausgabe durch jeden Szintillator der Szintillatormatrix 56 darstellen.
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Die
Detektormatrix 18 umfasst auch einen Kollimator 62,
der vor der benachbarten Szintillatormatrix 56 positioniert
ist, um die Röntgenstrahlen 16 vor
ihrem Auftreffen auf der Szintillatormatrix 56 einzustellen.
Wie in 5 gezeigt wird, umfasst der (Kollimator 62 eine
Vielzahl von Platten 64 und mindestens einen Draht 66.
Die Platten 64 befinden sich im Abstand zueinander und
zusammen befestigt so dass die Längsachse
jeder Platte 64 im Wesentlichen parallel zur Längsachse
jeder benachbarten Platte 64 verläuft. Die Platten 64 werden
in Schlitze (nicht gezeigt) eingeführt, welche sich im Gehäuse 50 befinden,
und am oberen und unteren Abschnitt der Platten 64 verbunden.
In einer Ausführungsform
werden die Platten 64 und der Draht 66 aus Wolfram
hergestellt. Der Draht 66 erstreckt sich über die
Länge des
Kollimators 62, und zwar im Wesentlichen senkrecht zur
Längsachse
der Platten 64, und wird in horizontale Schlitze (nicht
gezeigt) in den Platten 64 eingeführt und mit ihnen verbunden.
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Wie
in 6 gezeigt wird, wird die Detektormatrix 18 durch
die Positionierung der Platten 64 über den X-Achsen-Lücken der
Szintillatormatrix 70 erzeugt, so dass die Mittellinie
jeder Kollimatorplatte 64 gegenüber der Mittellinie jeder X-Achsen-Lücke der
Szintillatormatrix 70 versetzt und nicht kolinear zu ihr
ist. Genauer gesagt werden die Kollimatorplatten 64 aufgrund
der flachen Form der Szintillatormatrix 56 und der radialen
Emittierung der Röntgenstrahlen 16 so
positioniert, dass der Röntgenschatten über jeder
X-Achse der Szintillatorlücke 70 zentriert
ist. In einer Ausführungsform
sind die Kollimatorplatten 64 breiter als die X-Achsen
der Szintillatorlücken 70. Zum
Beispiel können
die X-Achsen der Szintillatorlücken 70 100
Mikrometer breit und jede Kollimatorplatte 64 200 Mikrometer
breit sein.
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In
einer Ausführungsform
werden die Detektormodule 20 am Detektorgehäuse 50 befestigt
und entlang eines Bogens von etwa zehn Minuten schräg gedreht
oder rotiert. Die Positionierung der Kollimatorplatten 64 bewirkt
eine effektive Kollimationsblende für alle Detektorzellen (nicht
gezeigt), so dass der Signalpegel infolge der Bewegung des X-Achsen-Brennpunkts
entsprechend erhöht
oder gesenkt wird. Als Resultat der Bewegung des X-Achsen-Brennpunkts
verändern
sich die Signalpegel der benachbarten Detektormodulzellen spezifisch
in entsprechender Richtung. Infolge dessen werden durch die Bewegung
des X-Achsenbrennpunkts verursachte Differentialfehler reduziert.
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Platten 64 und
Draht 66 schafft eine Vielzahl von Abschnitten (nicht gezeigt),
wobei jeder Abschnitt einen aktiven Bereich und einen nicht-aktiven Bereich
(nicht gezeigt) aufweist. Die aktiven Bereiche trennen die Röntgenstrahlung
so, dass die Röntgenstrahlen 16 durch
den Kollimator 62 zu der Szintillatormatrix 56 geleitet
werden. Durch inaktive Bereiche, die vom Schatten des Kollimators 62 erzeugt werden,
wird verhindert, dass die Röntgenstrahlen 16 auf
die Szintillatormatrixlücken 70 auftreffen
und dass sie durch die Ränder
der Szintillatorelemente projiziert werden. Genauer gesagt wird
verhindert, dass Röntgenstrahlen 16 durch
eine verkürzte
Weglänge
der Szintillatormatrix 52 dringen, wodurch Spektralfehler
reduziert werden. Zum Beispiel könnte die
Mittellinie der Kollimatorplatten 64 [um den] Abstand D
von der Mittellinie der Lücken 70 versetzt sein,
so dass verhindert wird, dass die Röntgenstrahlen 16 einen
Abschnitt der Szintillatormatrix 56 durchdringen und auf
das Lichtreflektierende Material auftreffen.
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Die
Anzahl der Abschnitte hängt
von der Größe der Szintillatormatrix 56 und
der Fotodiodenanordnung 52 ab. Der Bereich der Szintillatormatrix 56,
der sich direkt unter dem Draht 66 befindet, wird vor auftreffenden
Röntgenstrahlen 16 geschützt. Zum
Beispiel kann der Draht 66 über jeder Z-Achsen-Lücke (nicht
gezeigt) der Szintillatormatrix platziert werden, um das reflektierende
Material vor Strahlungsschäden
zu schützen
und die Röntgenstrahlen 16,
die bis zur Fotodiodenanordnung 52 dringen, zu reduzieren.
In einer Ausführungsform
ist die Anzahl der Kollimatordrähte 66 um
eins größer als
die Anzahl der Zeilen bei der Szintillatormatrix 56, so
dass jede Lücke
geschützt
wird.
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Beispielsweise
umfasst die Detektoranordnung 18 bei einem Sechzehnschnitt-Betriebsmodus siebenundfünfzig Detektormodule 20.
Jedes Detektormodul 20 umfasst eine Fotodiodenanordnung 52 und
eine Szintillatormatrix 56, wobei jede von ihnen eine Matrixgröße von 16 × 16 aufweist,
so dass die Matrix 18 aus 16 Zeilen und 912 Spalten (16 × 57 Modulen)
besteht. Daraus folgt, dass der Kollimator 62 siebzehn
Drähte 66 und
913 Platten 64 umfasst, wodurch bei jeder Umdrehung der
Gantry 12 die gleichzeitige Erfassung Daten für sechzehn
Schnitte ermöglicht
wird. Zusätzlich
Beispiele beinhalten einen Zweischnitt-Betriebsmodus mit drei Drähten 66 und einen
Vierschnitt-Betriebsmodus mit fünf
Drähten 66. Über die
beschriebenen Modi hinaus sind auch andere Modi möglich.
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Beim
Betrieb, während
die Röntgenstrahlen 16 zur
Detektormatrix 18 hin projiziert werden, ermöglicht es
der Kollimator 62, dass ein Teil der Röntgenstrahlen 16 auf
die Detektormodule 20 auftrifft. Insbesondere trifft ein
Teil der Röntgenstrahlen
auf die Szintillatormatrix 56, da die Röntgenstrahlen 16 radial
vom Brennpunkt der Röhre 14 ausgesendet werden.
Die auf die Szintillatorlücken
gerichteten Röntgenstrahlen
werden von den Kollimatorplatten 64 und den Drähten 66 abgeblockt.
Infolge dessen werden Strahlungsschäden und Artefakte reduziert. Zusätzlich reduziert
die Zentrierung des Kollimatorschattens über den Szintillatorlücken die
Spektralfehler, welche durch die Bewegung des Brennpunkts der Röntgenröhre verursacht
werden.
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Durch
die Einstellung der Röntgenstrahlen auf
einzelne Detektorelemente werden mit Hilfe der oben beschriebenen
Detektormatrix Bildartefakte reduziert. Zusätzlich reduziert der oben beschriebene Detektorkollimator
spektrale Artefakte, indem er verhindert, dass die Röntgenstrahlen
durch die Szintillatormatrixelemente entlang einer verkürzten Weglänge projiziert
werden. Zusätzlich
schützt
der oben beschriebene Detektorkollimator die Lücken zwischen den Elementen
der Szintillatormatrix vor Röntgenstrahlen,
so dass beim Lichtreflektierenden Material Strahlungsschäden minimiert
werden.
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Anhand
der vorangegangenen Beschreibung von verschiedenen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung wird deutlich, dass die Ziele der Erfindung
erreicht werden. Obgleich die Erfindung detailliert beschrieben
und illustriert worden ist, sei ausdrücklich darauf hingewiesen,
dass dies nur als Illustration und Beispiel gedacht ist und nicht
im Sinne einer Einschränkung
aufgefasst werden soll.