EP1774301A2 - Röntgencomputertomograph sowie verfahren zur untersuchung eines prüfteils mit einem röntgencomputertomographen - Google Patents

Röntgencomputertomograph sowie verfahren zur untersuchung eines prüfteils mit einem röntgencomputertomographen

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EP1774301A2
EP1774301A2 EP05773890A EP05773890A EP1774301A2 EP 1774301 A2 EP1774301 A2 EP 1774301A2 EP 05773890 A EP05773890 A EP 05773890A EP 05773890 A EP05773890 A EP 05773890A EP 1774301 A2 EP1774301 A2 EP 1774301A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
detector
ray
computer tomograph
detector array
radiation
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP05773890A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Geoffrey Harding
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Smiths Detection Inc
Original Assignee
Yxlon International Security GmbH
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Yxlon International Security GmbH filed Critical Yxlon International Security GmbH
Publication of EP1774301A2 publication Critical patent/EP1774301A2/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/046—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using tomography, e.g. computed tomography [CT]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/20—Sources of radiation
    • G01N2223/201—Sources of radiation betatron
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/40—Imaging
    • G01N2223/419—Imaging computed tomograph

Definitions

  • the invention relates to an X-ray computer tomograph having an X-ray source which generates a fan beam and a 2-dimensional energy-resolving detector array, which are arranged on a gantry.
  • the invention relates to a method for examining a test piece with an X-ray computer tomograph.
  • DE 100 09 285 A1 discloses a computer tomograph for determining the pulse transmission spectrum in a test area.
  • an X-ray source with a primary collimator is arranged on a gantry rotatable about an axis, with which a fan beam is generated.
  • a detector array Opposite the x-ray source lies a detector array, likewise attached to the gantry, for detecting the x-rays passing through an examination area.
  • a secondary collimator is arranged, which transmits only X-ray radiation from a specific scatter voxel from the examination area into an assigned column of the detector array.
  • the object of the invention is therefore to overcome the aforementioned disadvantages.
  • the omission of the secondary collimator increases the leakage flux, so that a lower tube power is required or a shorter test time is required for a test part
  • there is no undesirable background to scattered radiation originating from lamellae of the secondary collimator moderate X-ray computer tomograph too cheaper than its predecessor with secondary collimator, because on the one hand material costs are saved and on the other hand, the gantry has to move much less mass in its rotation, which leads to cheaper drives and bearings.
  • the pulse transmission spectrum lies between 0.2 and 2 n ⁇ f 1 .
  • the molecular structure functions of the materials that are of interest in the security field - for example, in the security control of baggage at airports - are of interest. Above this range, the peak information and the intensity of molecular structure functions are negligible for these materials.
  • a further advantageous embodiment of the invention provides that the energy of the X-radiation is between 100 and 500 keV. With such a high-energy X-ray radiation, the examination area is increased both in the security control and in the non-destructive analysis. In addition, this energy also has a positive effect on the required size of the individual detector elements of the detector array.
  • a further advantageous development of the invention provides that the detector array is arranged on a cylinder jacket surface about a central axis running perpendicular to the fan beam through the X-ray source. This makes it possible to use known arrangements of detector arrays arranged on a gantry. Thus, not all parts of the known X-ray computer tomograph need to be completely redesigned.
  • h ⁇ 0.2 * aresine (g max * ⁇ ) * Z P.
  • the detector resolution thus achieved achieves an acceptable detector element height at very high x-ray energies and a conventional distance of the measuring point from the detector. It is advantageous if a pixellated detector array is used as detector array with a number of 5 to 50 detector elements in the direction of the Y-axis, preferably of 15 detector elements.
  • a further advantageous development of the invention provides that the gantry for receiving the scattering data is rotated about an axis which is perpendicular to the plane of the fan beam. If scattering radiation from other scatter voxels should also fall in a detector element during a recording without rotation of the gantry, this is compensated by the rotation, since by the scatter voxel. always another Partial beam passes. The scattered radiation emanating from the scatter voxel thus changes constantly, so that an additional calculation is possible on account of the multiplicity of data obtained during the rotation of the gantry.
  • Fig. 1 is a perspective, schematic view of an X-ray computed tomography according to the invention.
  • FIG. 2 shows a view perpendicular to the plane of the fan beam of the X-ray computer tomograph from FIG. 1.
  • Fig. 1 the schematic structure of an X-ray computed tomography according to the invention is shown in a greatly simplified manner.
  • computer tomography by means of coherently scattered X-ray guides, spatially resolved diffraction patterns can be reconstructed on the basis of the scattered and detected X-ray radiation.
  • a fan beam 2 is used, which is produced by an X-ray source 1.
  • the fan beam 2 is generated regularly by a slit diaphragm as a primary collimator (not shown). It completely penetrates the test piece 4 over its entire width.
  • the conventional and known examination method is between the test part 4 and a detector array 5 a sec.
  • the detector array 5 has a series of elements in a 2-dimensional structure. It is made from a material which has the capability of energy-resolving detection, for example from CdZnTe.
  • the detector elements of the detector array 5 are arranged on a cylinder jacket surface.
  • the axis of the cylinder jacket passes through the X-ray source 1 and runs parallel to the Y-axis, ie perpendicular to the fan beam 2.
  • the dashed line indicates the Z-axis, in the illustrated case the line of sight 3 between the detector element, in the coordinate origin is arranged, and the X-ray source 1 corresponds.
  • the detector array 5 has lines that extend parallel to the X-axis and columns that extend parallel to the Y-axis.
  • the primary radiation elements 6 are arranged on the X-axis. With these, the X-ray radiation passing directly through the X-ray source 1 through the test piece 4, which was thus not scattered, is detected.
  • the scattering radiation elements 7 only X-ray radiation is detected which has undergone coherent scattering within the scattering voxel S.
  • the width B of a "strip" of an object radiating coherent scattered radiation into a certain detector column is ⁇ Z p * ⁇
  • the entire detector array 5 extends, in the X direction, so far that the entire fan beam 2 passing through the test piece 4 is detected.
  • 50 detector elements regularly extend, since the coherent scattered radiation decreases in its intensity towards larger scattering angles.
  • the coherently scattered X-ray radiation from a scatter voxel S around a certain observation point P results, on the basis of the specified scattering angle-dependent intensity of the coherently scattered X-ray images, that significant scattering radiation is detected only in the given scattering angle range to ⁇ . From the observation point P, a cone thus results, in the region of which in the detector array 5 coherently scattered X-ray quanta from the scatter voxel S are detected.
  • the radius R of this region is for small angles proportional to the product ⁇ * Z p due to the proximity at small angles, where Z p represents the coordinate of the observation point P with respect to the origin of the coordinate system.
  • this distance Z p is approximately 2 m, so that the radius R is approximately 1 cm.
  • the detector resolution depends on this radius R. It is the finer, the more detector elements in a column of the detector array 5 within this radius R are arranged.
  • FIG. 2 shows schematically how the X-ray source 1 and the detector array 5 are fastened to a gantry (not shown) which can be rotated around the test part 4.
  • a gantry (not shown) which can be rotated around the test part 4.
  • the gantry is rotated about an imaging angle ⁇ about an axis parallel to the Y axis
  • Detector array 5 is read out for each value of the imaging angle ⁇ , so that a 4-dimensional data set results for each imaging angle ⁇ .
  • This data set S raw ( ⁇ , E, x, y) next to Angle of projection ⁇ also depends on the energy E of the X-ray quantum detected in the energy-detecting detector element and on the X and Y coordinates of the detecting detector element.
  • the second step requires an estimate of the multiple scattering component. This can be obtained from measurements or photon transport simulations with typical test piece geometries. It is also possible to include this second step in the iterative construction under an estimate of the multiple-scattering component, which is based on the current object distribution.
  • forward projection data stemming from an assumed material distribution whose molecular structure function is known are compared with the measured scatter data. The deviations between these two data sets are iteratively subjected to backprojections into the object space.
  • An object matrix ⁇ mol is written with data of the backprojection of the data S ( ⁇ lf E 1 , X 1 , y ⁇ from the first projection into the object space taking into account the geometrical assumptions from X-ray source 1 and detector array 5, with the angular steps which were carried out in the measurement. leads by using the values of the object matrix ⁇ mol of flexibils ⁇ step.
  • the difference between the forward projection data and the measured data is used in a difference matrix which is subsequently used for a back projection. Repeated iterative forward and backward projections are performed until all the image data has been used once. This procedure is repeated several times, the weighting being reduced each time until the mean square error sum of the difference matrix is no longer reduced in the next iteration step.

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Abstract

Die Erfindung befasst sich mit einem Röntgencomputertomograph mit einer Röntgenquelle (1), die einen Fächerstrahl an Röntgenstrahlung erzeugt, mit einem 2-dimensionalen energieauflösenden Detektorarray (5), die an einer Gantry so an gegenüberliegenden Seiten angeordnet sind, dass die Röntgenstrahlung einen Untersuchungsbereich vollständig durchdringt und eine Reihe von Detektorelementen (6) in der Ebene des Fächerstrahls (2) liegt und in mindestens eine Richtung senkrecht zum Fächerstrahl (2) liegt und in mindestens eine Richtung senkrecht zum Fächerstrahl (2) mehrere weitere Reihen von Detektorelementen (7) sich daran anschließen, wobei während der Messung kein Sekundärkollimator zwischen dem Untersuchungsbereich und dem Detektorarray (5) angeordnet ist, sowie für die Breite (B) der Detektorelemente gilt: B = Z<SUB>P</SUB> * arcsin (q<SUB>max</SUB> * ?), wobei q<SUB>max</SUB> der Impulsübertrag, ? die Wellenlänge der Röntgenstrahlung und Z<SUB>P</SUB> der Abstand des Messpunktes vom Detektor ist.

Description

Röntgencomputertomograph sowie Verfahren zur Untersuchung ei¬ nes Prüfteils mit einem Röntgencomputertomographen
Die Erfindung befasst sich mit einem Röntgencomputerto¬ mographen mit einer Röntgenquelle, die einen Fächerstrahl er¬ zeugt, und einem 2-dimensionalen energieauflösenden Detektor- array, die an einer Gantry angeordnet sind. Darüber hinaus befasst sich die Erfindung mit einem Verfahren zur Untersu- chung eines Prüfteils mit einem Röntgencomputertomographen.
Aus der DE 100 09 285 Al ist ein Computertomograph zur Er¬ mittlung des Impulsübertragungs-Spektrums in einem Untersu¬ chungsbereich bekannt. Dort ist eine Röntgenquelle mit einem Primärkollimator an einer um eine Achse rotierbaren Gantry angeordnet, mit der ein Fächerstrahl erzeugt wird. Der Rönt¬ genquelle gegenüber liegt ein ebenfalls an der Gantry ange¬ brachtes Detektorarray zur Detektion der durch einen Untersu¬ chungsbereich dringenden Röntgenstrahlen. Zwischen dem Unter- suchungsbereich und dem Detektorarray ist ein Sekundärkolli¬ mator angeordnet, der nur Röntgenstrahlung von einem bestimm¬ ten Streuvoxel aus dem Untersuchungsbereich in eine zugeord¬ nete Spalte des Detektorarrays durchlässt. Aus den erhaltenen Streudaten und der ''gemessenen Primärstrahlung in der Ebene des Fächerstrahls wird mittels einer iterativen algebraischen Rekonstruktionstechnik (ART) eine Rekonstruktion für jedes Streuvoxel im Untersuchungsbereich, der von einem Primär¬ strahl durchsetzt wird, anhand des Impulsübertragungs- Spektrums vorgenommen. Das Impulsübertragungs-Spektrum ist für die Materie in dem betreffenden Streuvoxel charakteris¬ tisch und man erhält somit auch Informationen über die stoff¬ liche Zusammensetzung. Ein solcher Computertomograph und das mit ihm betriebene Verfahren leiden jedoch an gewichtigen Nachteilen. Zum Ersten wird der Computertomograph durch die Verwendung eines Sekundärkollimators erheblich teurer. Zum Zweiten wird der Streufluss verringert, da ein Teil der ge¬ streuten Röntgenquanten am Sekundärkollimator absorbiert wird, wodurch eine höhere Röhrenleistung oder eine längere Untersuchungszeit benötigt wird. Zum Dritten bildet der Se¬ kundärkollimator selbst eine Streuquelle, so dass es insbe¬ sondere mit zunehmender Photonenenergie zu „Schmutzeffekten" im gemessenen Impulsübertragungs-Spektrum kommt.
Aufgabe der Erfindung ist es deswegen, die vorgenannten Nachteile zu überwinden.
Die Aufgabe wird durch einen Röntgencomputertomographen mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1 gelöst. Mittels des 2- dimensionalen energieauflösenden Detektorarrays ist es — ohne einen Sekundärkollimator zwischen dem zu untersuchenden Prüf¬ teil und dem Detektorarray anzuordnen — möglich, die kohären- te Streustrahlung aus nur einem einzigen beliebigen Streuvo- xel zu bestimmen. Dies ist dann möglich, wenn die Breite je¬ des einzelnen Detektorelements des Detektorarrays in X- Richtung der Bedingung B ≤ Zp * aresin (qmax * λ) genügt. Dies kommt daher, dass kohärente Strahlung in nennenswerter Weise nur in einem sehr engen Winkelbereich um die Einfallsrichtung der Röntgenstrahlung entsteht. Diese Breite entspricht einem „Streifen" von Zp * ß, wobei Zp der Abstand des Streupunktes vom Koordinatenursprung ist und ß = 2 aresin (qmax * λ) ist, wobei qmax der maximale Impulsübertrag ist und λ die Wellen- länge der verwendeten Röntgenstrahlung. In der Praxis ergibt sich deswegen für die Breite eines Detektorelements, dass dieses kleiner/gleich 0,5 * Zp * ß sein muss. Dies führt auf die oben genannte Bedingung für die Breite eines Detektorele¬ ments. Ein Zurückrechnen des im zugeordneten Streuvoxel vor- liegenden Materials ist hier mittels der bekannten mathemati¬ schen Methode gemäß ART möglich. Durch das Weglassen des Se¬ kundärkollimators wird der Streufluss vergrößert, so dass ei¬ ne geringere Röhrenleistung nötig ist bzw. eine geringere Prüfzeit für ein Prüfteil benötigt wird. Darüber hinaus gibt es auch keinen unerwünschten Untergrund an Streustrahlung, die von Lamellen des Sekundärkollimators stammen. Schließlich ist ein erfindungsgemäßer Röntgencomputertomograph auch preiswerter als seine Vorgänger mit Sekundärkollimator, da zum einen Materialkosten eingespart werden und zum anderen die Gantry bedeutend weniger Masse bei ihrer Rotation bewegen muss, was zu preiswerteren Antrieben und Lagerungen führt.
Eine vorteilhafte Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass das Impulsübertragungsspektrum zwischen 0,2 und 2 nπf1 liegt. In diesem Bereich bewegen sich die Molekülstrukturfunktionen der Materialien, die im Sicherheitsbereich — beispielsweise bei der Sicherheitskontrolle von Gepäckstücken an Flughäfen — von Interesse sind. Oberhalb dieses Bereiches ist die Peakin- formation und die Intensität der Molekülstrukturfunktionen für diese Materialien vernachlässigbar.
Eine weitere vorteilhafte Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass die Energie der Röntgenstrahlung zwischen 100 und 500 keV liegt. Bei einer so hochenergetischen Röntgenstrah¬ lung wird der Untersuchungsbereich sowohl in der Sicherheits¬ kontrolle als auch der zerstörungsfreien Analyse vergrößert. Darüber hinaus wirkt sich diese Energie auch positiv auf die benötigte Größe der einzelnen Detektorelemente des Detektor- arrays aus.
Eine weitere vorteilhafte Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass das Detektorarray auf einer Zylindermantelfläche um eine senkrecht zum Fächerstrahl durch die Röntgenquelle ver¬ laufende Mittelachse angeordnet ist. Dadurch ist es möglich, bekannte Anordnungen von Detektorarrays zu verwenden, die an einer Gantry angeordnet sind. Es müssen somit nicht sämtliche Teile des bekannten Röntgencomputertomographen vollständig neu konzipiert werden.
Eine weitere vorteilhafte Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass für die Höhe h der Detektorelemente gilt
h < 0,2 * aresin (gmax * λ) * ZP. Durch die damit erzielte Detektorauflösung wird bei sehr ho¬ hen Röntgenenergien und einem gebräuchlichen Abstand des Messpunktes vom Detektor eine vertretbare Detektorelementhöhe erzielt. Vorteilhaft ist es, wenn als Detektorarray ein pixe- lated Detektorarray verwendet wird mit einer Anzahl von 5 bis 50 Detektorelementen in Richtung der Y-Achse, bevorzugt von 15 Detektorelementen.
Die Aufgabe wird auch durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Patentanspruchs 7 gelöst. Es erfolgt dabei eine ortsauf¬ gelöste Messung von am Prüfteil vorwärts gestreuter kohären¬ ter Röntgenstrahlung, ohne dass ein Sekundärkollimator zwi¬ schen dem Prüfteil und dem Detektorarray angeordnet ist. Da¬ durch wird eine eindeutige und gut zurückrechenbare Möglich- keit gegeben, um das Material zu identifizieren, das in dem jeweiligen Streuvoxel enthalten ist. Erfindungsgemäß ist da¬ bei vorgesehen, dass der Hauptanteil des Streusignals aus Da¬ ten aus Detektorelementen erhalten wird, die in einem Winkel¬ bereich von
ß ≤ 2 * aresin (qraax * λ)
um die Sichtlinie zwischen Streuvoxel und Röntgenquelle lie¬ gen. Dadurch wird sichergestellt, dass der Großteil der kohä- rent gestreuten Röntgenquanten durch den Detektor erfasst wird. Hierbei ergeben sich aufgrund der Durchführung des er¬ findungsgemäßen Verfahrens dieselben Vorteile, die oben schon zum erfindungsgemäßen Röntgencomputertomographen ausgeführt wurden.
Eine weitere vorteilhafte Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass die Gantry zur Aufnahme der Streudaten um eine Ach¬ se rotiert wird, die senkrecht auf die Ebene des Fächer¬ strahls steht. Falls in ein Detektorelement auch Streustrah- lung aus anderen Streuvoxels bei einer Aufnahme ohne Rotation der Gantry fallen sollte, wird dies durch die Rotation kom¬ pensiert, da durch das Streuvoxel'. immer wieder ein anderer Teilstrahl hindurchtritt. Die vom Streuvoxel ausgehende Streustrahlung ändert sich somit ständig, so dass eine Zu¬ rückrechnung aufgrund der Vielzahl der Daten, die während der Rotation der Gantry erhalten werden, möglich ist.
Weitere Einzelheiten und Vorteile der Erfindung sind Gegens¬ tand der weiteren abhängigen Ansprüche oder sind anhand des in den Figuren dargestellten Ausführungsbeispiels näher er- läutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine perspektivische, schematische Ansicht eines erfindungsgemäßen Röntgencomputertomographen und
Fig. 2 eine Ansicht senkrecht zur Ebene des Fächerstrahls des Röntgencomputertomographen aus Fig. 1.
In Fig. 1 ist der schematische Aufbau eines erfindungsgemäßen Röntgencomputertomographen in stark vereinfachter Art und Weise dargestellt. Bei der Computertomographie mittels kohä¬ rent gestreuter Röntgenguanten können ortsaufgelöste Beu¬ gungsmuster anhand der gestreuten und detektierten Röntgen¬ strahlung rekonstruiert werden. Dafür wird ein Fächerstrahl 2 verwendet, der von einer Röntgenquelle 1 produziert wird. Der Fächerstrahl 2 wird dabei regelmäßig durch eine Schlitzblende als Primärkollimator (nicht gezeigt) erzeugt. Er durchdringt vollständig das Prüfteil 4 über dessen gesamte Breite. Bei der herkömmlichen und bekannten Untersuchungsmethode wird zwischen dem Prüfteil 4 und einem Detektorarray 5 ein Sekun- . därkollimator verwendet, der nur Streustrahlung aus einem be¬ stimmten Bereich des Prüfteils 4, dem Streuvoxel S, in ein bestimmtes Element des Detektorarrays 5 fallen lässt. Dabei werden regelmäßig Winkelauflösungen α im Bereich von 10"2 rad in der Scanebene, das ist die Ebene des Fächerstrahls 2 (also im dargestellten Beispiel die XZ-Ebene), erreicht. Die Molekülstrukturfunktionell derjenigen Materialien, die im Bereich der Sicherheitskontrolle von Interesse sind, liegen lediglich in einem Bereich der Impulsübertragung gmax von 0,2 bis 2 nπf1. Im Folgenden wird bei der Berechnung der für den erfindungsgemäßen Röntgencomputertomographen signifikanten Daten exemplarisch auf den Bereich der Sicherheitskontrolle, wie er beispielsweise bei der Überwachung von Containern an See- und Flughäfen durchgeführt wird, Bezug genommen. In an¬ deren Anwendungsfällen, beispielsweise bei der Überprüfung von Schweißnähten an Felgen oder der zerstörungsfreien Analy¬ se von Werkstoffen, ergeben sich andere Werte.
Man erhält oberhalb des angegebenen Impulsübertragungswerts gmax von 2 nπf1 nur vernachlässigbare Peakinformationen und die Intensität in der Molekülstrukturfunktion ist ebenfalls ver¬ nachlässigbar. Dieser Wert der Impulsübertragung gmax ent¬ spricht bei jeder einzelnen Photonenenergie E einem bestimm¬ ten Winkel ß von kohärenter Streustrahlung. Es gelten hierbei die beiden folgenden Beziehungen:
E * λ = 1,24 keV nπf1
und
ß = 2 * aresin (qmax * λ)
Wenn man den oben für einen konventionellen Röntgencomputer¬ tomographen angegebenen Wert der Winkelauflösung α von 10'2 rad betrachtet, entspricht ß einer Energie der Röntgenquanten von ca. 500 keV. Dies bedeutet, dass die die Röntgenquanten erzeugenden Elektronen im relativistischen Bereich liegen müssen, da deren Ruheenergie E0 511 keV beträgt. Bei der an¬ gegebnen Photonenenergie rührt der Hauptanteil des Streusig¬ nals von einem Streuvoxel S auf der Sichtlinie 3 zwischen dem Detektorelement und der Röntgenquelle 1 her. Dagegen ist der Beitrag an kohärenter Streuung von einem Material aus einem Streuvoxel S, welches auf der Sichtlinie 3 eines benachbarten Detektorelements liegt, vernachlässigbar klein. Insofern ist es nicht mehr länger notwendig einen Sekundärkollimator mit Lamellen zwischen das Prüfteil 4 und das Detektorarray 5 ein¬ zufügen.
Das Detektorarray 5 weist eine Reihe von Elementen in einer 2-dimensionalen Struktur auf. Es ist aus einem Material her¬ gestellt, das die Fähigkeit zur energieauflösenden Detektie- rung aufweist, beispielsweise aus CdZnTe. Die Detektorelemen- te des Detektorarrays 5 sind auf einer Zylindermantelfläche angeordnet. Die Achse des Zylindermantels geht dabei durch die Röntgenquelle 1 und verläuft parallel zur Y-Achse, steht also senkrecht auf den Fächerstrahl 2. Die gestrichelte Linie gibt die Z-Achse an, die im dargestellten Fall der Sichtlinie 3 zwischen dem Detektorelement, das im Koordinatenursprung angeordnet ist, und der Röntgenquelle 1 entspricht.
Der Übersichtlichkeit halber ist nur ein Teil der einzelnen Detektorelemente des gesamten Detektorarrays 5 dargestellt. Das Detektorarray 5 weist Zeilen auf, die sich parallel zur X-Achse erstrecken und Spalten, die sich parallel zur Y-Achse erstrecken. Auf der X-Achse sind die Primärstrahlungselemente 6 angeordnet. Mit diesen wird die direkt von der Röntgenquel¬ le 1 durch das Prüfteil 4 hindurchtretende Röntgenstrahlung, die also nicht gestreut wurde, detektiert. Dagegen wird in den außerhalb der X-Achse verlaufenden Zeilen, in den Streu¬ strahlungselementen 7, lediglich Röntgenstrahlung detektiert, die eine kohärente Streuung innerhalb des Streuvoxels S er¬ fahren haben.
Wenn man davon ausgeht, dass die Breite B eines „Streifens" eines Objekts, das kohärente Streustrahlung in eine bestimmte Detektorspalte abstrahlt ± Zp * ß ist, ergibt sich die erfin¬ dungsgemäße Bedingung für die räumliche Auflösung der Detek- torelemente in ihrer Breite B entlang der X-Richtung, um auf einen Sekundärkollimator verzichten zu können. Die Breite B jedes Detektorelements muss unterhalb 0,5 * Zp * ß liegen, wobei ß = 2 * aresin (gmax * λ) ist. Bei solchen Breiten der Detektorelemente ist es so, dass die von einem Objektpunkt ausgehende kohärente Streustrahlung nur ein einziges Detek- torelement trifft und somit ein exakter Rückschluss auf das in diesem Bereich vorhandene Material gegeben werden kann.
Das gesamte Detektorarray 5 erstreckt., sich in X-Richtung so weit, dass der gesamte Fächerstrahl 2, der durch das Prüfteil 4 hindurchtritt, erfasst wird. In Richtung der Y-Achse, also bezüglich der Detektorspalten reichen 50 Detektorelemente re¬ gelmäßig aus, da die kohärente Streustrahlung in ihrer Inten¬ sität zu größeren Streuwinkeln hin abnimmt.
Die kohärent gestreute Röntgenstrahlung aus einem Streuvoxel S um einen bestimmten Beobachtungspunkt P herum ergibt auf¬ grund der angegebenen streuwinkelabhängigen Intensität der kohärent gestreuten Röntgenguanten, dass lediglich in dem an¬ gegebenen Streuwinkelbereich bis ß signifikante Streustrah¬ lung detektiert wird. Von dem Beobachtungspunkt P aus ergibt sich somit ein Kegel, in dessen Bereich im Detektorarray 5 kohärent gestreute Röntgenquanten aus dem Streuvoxel S detek¬ tiert werden. Der Radius R dieses Bereichs ist für kleine Winkel proportional zu dem Produkt ß * Zp aufgrund der Nähe¬ rung bei kleinen Winkeln, wobei Zp die Koordinate des Be- obachtungspunkts P in Bezug auf den Ursprung des Koordinaten¬ systems darstellt. Wenn man von bekannten Röntgencomputerto- mographen ausgeht, beträgt dieser Abstand Zp ungefähr 2 m, so dass sich als Radius R ca. 1 cm ergibt. Die Detektorauflösung hängt von diesem Radius R ab. Sie ist umso feiner, je mehr Detektorelemente in einer Spalte des Detektorarrays 5 inner¬ halb dieses Radius R angeordnet sind. Als Detektorauflösung erhält man R/N, wobei N größer sein muss als 10, um vernünf¬ tige Ergebnisse zu erhalten. Gute Ergebnisse erhält man für N zwischen 10 und 50, bevorzugt wird N = 15 gewählt.
Aufgrund der oben schon für die Breite B ausgeführten Bedin¬ gung ist es so, dass ein Radius R des Streukegels von kohä- renter Streustrahlung in einem Punkt P, der den Abstand Zp vom Koordinatenursprung hat, sich wie folgt berechnet: R = ß * Zp. Verwendet man die oben schon für ß angegebene Formel, so ergibt sich R = 2 * gmax * λ * Zp. Um eine Auflösung von 5 % im Beugungsmuster zu erhalten, was einem Wert von dq/q^ = 0,05 entspricht, muss die Höhe h jedes Detektorelements klei¬ ner oder gleich 0,05 * R sein. Somit ergibt sich h ≤ 0,1 * <3maκ * λ * Zp. Dies gilt für die Kleinwinkelnäherung. Als Bei¬ spiel für einen Wert für h ergibt sich 2,5 mm, wenn man von normalen Werten ausgeht, wie qmax = 2 nπf1, λ = 1,24 * 10"2 nm (entspricht 100 keV) und Zp = 1.000 mm.
Bei den genannten Ausgangsvoraussetzungen trägt lediglich Ma¬ terial zum kohärenten Streusignal in einem speziellen Detek- torelement bei, das aus dem Bereich des Streuvoxels S stammt. Aus Simulationsrechnungen ist bekannt, dass zwar eine Viel¬ zahl von unterschiedlichen Beiträgen zu dem gesamten Streu¬ signal beiträgt, jedoch dominiert im Bereich von kleinen Im¬ pulsüberträgen q die kohärente Streuung. Dies ergibt sich daraus, dass aufgrund von Elektronenbindungseffekten das ein¬ fache Compton-Signal unterdrückt wird, und die mehrfachen Compton-Signale sich als strukturloser Untergrund darstellen, der häufig durch eine Konstante angenähert werden kann.
In Fig. 2 ist schematisch dargestellt, wie die Röntgenquelle 1 und das Detektorarray 5 an einer Gantry (nicht gezeigt) be¬ festigt sind, die um das Prüfteil 4 herum rotiert werden kann. Hier ist gut zu erkennen, welchen Bereich des Prüfteils 4 ein einzelnes Detektorelement des Detektorarrays 5 „sieht". Im Unterschied zu dem in Fig. 1 dargestellten Fall ist hier die Gantry um einen Abbildungswinkel φ um eine zur Y-Achse parallele Achse gedreht. Das Detektorarray 5 wird für jeden Wert des Abbildungswinkels φ ausgelesen, so dass sich für je¬ den Abbildungswinkel φ ein 4-dimensionales Datenset ergibt. Dieses Datenset Sraw (φ, E, x, y)neben dem Abbildungswinkel φ auch von der Energie E des im energieauf¬ lösenden Detektorelement detektierten Röntgenquants sowie der X- und Y-Koordinate des detektierenden Detektorelements ab.
Im Folgenden wird ein Verfahren beschrieben, mit dem anhand der erhaltenen 4-dimensionalen Streudaten zurückgerechnet werden kann auf das Material, das im Prüfteil 4 in jedem ein¬ zelnen Streuvoxel S enthalten ist. Zuerst muss eine Energie¬ kalibrierung des Systems erfolgen. Danach schließt sich das Abziehen der Mehrfachstreuungskomponenten vom detektierten Streusignal an. Dann findet eine Normierung des Streusignals auf die Transmissionskomponente statt. Aus den oben genannten Rohdaten Sraw erhält man somit die korrigierten Streudaten S (φ, E, x, y) des Streusignals. Solche Verfahren sind in der Literatur bekannt und werden algebraische Rekonstruktions¬ techniken (ART) genannt.
Beim zweiten Schritt wird eine Abschätzung der Mehrfachstreu¬ komponente benötigt. Diese kann aus Messungen oder Photonen- transportSimulationen mit typischen Prüfteilgeometrien erhal¬ ten werden. Es ist auch möglich, diesen zweiten Schritt in die iterative Konstruktion unter einer Abschätzung der Mehr- fachstreuungskomponente zu fassen, die auf die aktuelle Ob¬ jektverteilung gründet. Bei der ART werden Vorwärtsprojekti- onsdaten, die von einer angenommenen Materialverteilung stam¬ men, deren Molekülstrukturfunktion bekannt ist, mit den ge¬ messenen Streudaten verglichen. Die Abweichungen zwischen diesen beiden Datensätzen werden iterativ Rückprojektionen in den Objektraum unterzogen.
Eine Objektmatrix σmol wird mit Daten der Rückprojektion der Daten S (φlf E1, X1, y^ aus der ersten Projektion in den Ob¬ jektraum unter Beachtung der geometrischen Annahmen einge¬ schrieben. Bei einem statischen Bildraster wird die Rotation des Systems aus Röntgenquelle 1 und Detektorarray 5 simu¬ liert, mit den Winkelschritten, die in der Messung vorgenom¬ men wurden. Es wird dann eine Vorwärtsprojektion durchge- führt, indem die Werte der Objektmatrix σmol vom Eingangs¬ schritt verwendet werden. Der Unterschied zwischen den Vor¬ wärtsprojektionsdaten und den gemessenen Daten wird in eine Differenzmatrix eingesetzt, die anschließend für eine Rück- projektion verwendet wird. Wiederholte iterative Vorwärts- und Rückwärtsprojektionen werden so lange durchgeführt, bis die Abbildungsdaten alle einmal verwendet wurden. Diese Pro¬ zedur wird mehrere Male wiederholt, wobei jedes Mal die Ge¬ wichtung reduziert wird, bis die mittlere quadratische Feh- lersumme der Differenzmatrix im nächsten Iterationsschritt nicht mehr verringert wird.
Bezugszeichenliste
1 Röntgenquelle
2 Fächerstrahl
3 Sichtlinie
4 Prüfteil
5 Detektorarray
6 Primärstrahlungselement
7 Streustrahlungselement
8 Beobachtungsbereich
B Breite eines Detektorelements h Höhe eines Detektorelements
P Beobachtungspunkt
S Streuvoxel
R Radius φ Abbildungswinkel

Claims

Patentansprüche
1. Röntgencomputertomograph mit einer Röntgenquelle (1), die einen Fächerstrahl (2) an Röntgenstrahlung erzeugt, mit einem 2-dimensionalen energieauflösenden Detektorarray (5), die an einer Gantry so an gegenüberliegenden Seiten angeordnet sind, dass die Röntgenstrahlung einen Untersu- chungsbereich vollständig durchdringt und eine Zeile von Detektorelementen (6) in der Ebene des Fächerstrahls (2) liegt und in mindestens eine Richtung senkrecht zum Fä¬ cherstrahl (2) mehrere weitere Zeilen von Detektorelemen¬ ten (7) sich daran anschließen, wobei während der Messung kein Sekundärkollimator zwischen dem Untersuchungsbereich und dem Detektorarray (5)angeordnet ist, sowie für die Breite (B) der Detektorelemente gilt:
B ≤ Zp * aresin (gmax * λ) ,
wobei qmax der maximale Impulsübertrag, λ die Wellenlänge der Röntgenstrahlung und Zp der Abstand des Messpunktes vom Detektor ist.
2. Röntgencomputertomograph nach Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Impulsübertragungsspektrum zwi¬ schen 0,2 und 2 nm"1 liegt.
3. Röntgencomputertomograph nach einem der Patentansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Energie der
Röntgenstrahlung zwischen 100 und 500 keV liegt.
4. Röntgencomputertomograph nach einem der Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Detektorarray (5) auf einer Zylindermantelfläche um eine senkrecht zum Fä¬ cherstrahl (2) durch die Röntgenquelle (1) verlaufende Mittelachse angeordnet ist.
5. Röntgencomputertomograph nach einem der Patentansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass für die Höhe (h) der Detektorelemente (6; 7) gilt:
h ≤ 0,2 * aresin (qroax * λ) * Z P'
6. Röntgencomputertomograph nach einem der Patentansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass als Detektorarray (5) ein pixelated Detektorarray verwendet wird mit einer An¬ zahl von 5 bis 50 Detektorelementen (6, 7) in der Y- Richtung, bevorzugt von 15 Detektorelementen (6, 7).
7. Verfahren zur Untersuchung eines Prüfteils (4) , insbeson- dere eines Gepäckstücks, mit einem Röntgencomputerto- mographen gemäß einem der vorstehenden Patentansprüche, bei dem eine ortsaufgelöste Messung von am Prüfteil (4) vorwärts gestreuter kohärenter Röntgenstrahlung erfolgt, ohne dass ein Sekundärkollimator zwischen dem Prüfteil (4) und dem Detektorarray (5) angeordnet ist, wobei der Hauptanteil des Streusignals aus Daten aus Detektorele¬ menten erhalten wird, die in einem Winkelbereich von
ß < 2 * aresin (qmax * λ)
um die Sichtlinie (3) zwischen Streuvoxel (S) und Rönt¬ genquelle (1) liegen.
8. Verfahren nach Patentanspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Gantry zur Aufnahme der Streudaten um eine Achse rotiert wird, die senkrecht auf die Ebene des Fächer¬ strahls (2) steht.
9. Verfahren nach Patentanspruch 7 oder 8, dadurch gekenn- zeichnet, dass das vorwärts projizierte Streusignal und das gemessene Streusignal in eine Differenzmatrix einge¬ tragen werden und so lange Vorwärts- und Rückwärtsprojek- tionen durchgeführt werden, bis alle Projektionsdaten einmal verwendet wurden.
10. Verfahren nach Patentanspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorwärts- und Rückwärtsprojektionen so lange mit verringerter Gewichtung wiederholt werden, bis die Summe der mittleren quadratischen Fehler der Differenzmatrix nicht mehr abnimmt.
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