WO2004029991A1 - Einblendvorrichtung und computertomographiegerät mit einer strahlerseitigen einblendvorrichtung - Google Patents

Einblendvorrichtung und computertomographiegerät mit einer strahlerseitigen einblendvorrichtung Download PDF

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WO2004029991A1
WO2004029991A1 PCT/DE2003/003054 DE0303054W WO2004029991A1 WO 2004029991 A1 WO2004029991 A1 WO 2004029991A1 DE 0303054 W DE0303054 W DE 0303054W WO 2004029991 A1 WO2004029991 A1 WO 2004029991A1
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WO
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slot
fade
ray
width
absorber
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PCT/DE2003/003054
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Friedrich Distler
Karlheinz Pauli
Heinrich WALLSCHLÄGER
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Siemens Aktiengesellschaft
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Publication date
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    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K1/00—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
    • G21K1/02—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators
    • G21K1/025—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators using multiple collimators, e.g. Bucky screens; other devices for eliminating undesired or dispersed radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/06—Diaphragms
    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K1/00—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
    • G21K1/02—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators
    • G21K1/04—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators using variable diaphragms, shutters, choppers

Definitions

  • Fade-in device and computed tomography device with a radiator-side fade-in device Fade-in device and computed tomography device with a radiator-side fade-in device
  • the invention relates to a fade-in device for limiting an X-ray beam, with at least one absorber element, through which at least one slot for the passage of the X-ray beam can be delimited.
  • the invention also relates to a computed tomography device with an X-ray emitter that can be rotated about a system axis, with an X-ray detector and with an insertion device on the radiator side.
  • the examination object When examining an examination object or a patient in an X-ray diagnostic device, the examination object is introduced into an X-ray beam emitted by an X-ray source and the resulting beam attenuation is detected by an X-ray detector.
  • the object under examination is therefore in the
  • the x-ray tubes usually used as x-ray emitters emit x-rays at a considerably larger solid angle than is required for examination on the patient. In order to avoid unnecessary exposure of the patient to radiation, it is therefore necessary to block out unnecessary X-rays.
  • a radiator-side insertion device in the beam path immediately after the X-ray radiator, which is also referred to as the primary beam diaphragm.
  • Such a primary radiation diaphragm with diaphragm plates which can be moved in opposite directions as absorber elements is known, for example, from EP 0 187 245 A1.
  • the x-ray detector rotates around the patient together with the x-ray radiator — fastened on a gantry (rotating frame), the x-ray detector is generally curved in the azimuthal direction.
  • a detector-side aperture disclosed in DE 42 26 861 C2 is designed for a computed tomography device with arc-shaped aperture plates.
  • the objective is that it only allows those rays to pass which are actually detectable by the x-ray detector and in particular by its active detector lines. Other X-rays would only unnecessarily irradiate the patient and unnecessarily increase the radiation exposure. Since the multi-cell X-ray detector arrays in computer tomographs are usually equipped with orthogonal rows and columns of detector elements, the objective with regard to the primary radiation diaphragm is to fade in an exactly rectangular beam. In other words: The resulting layer profile should assume the desired shape and half-width.
  • US Pat. No. 6,396,902 B2 describes an X-ray collimator in which a plurality of slits are located in a carrier or base body. of different, but in each case constant width are introduced, the carrier body being curved such that the fading slots are also curved.
  • the curvature of the slits is intended to ensure that a beam of radiation (dose profile) which is exactly rectangular in cross section is superimposed on the X-ray detector.
  • the entire supporting body made of x-ray absorbing material has to be moved in the x-ray collimator known from US Pat. No. 6,396,902 B2. According to the disclosure there, this is done by rotating the support body, which is why the support body is also curved around a second axis (shell shape). In order to be able to bring another aperture slit back into the appropriate position, the axis of rotation would have to be at the height of the focus of the X-ray emitter. At most, this is possible with very great mechanical effort.
  • the invention has for its object to provide a fade-in device which can be produced with little effort, which requires little space and which nevertheless, a fade-in which is adapted to the geometry of an X-ray detector which may be associated is permitted.
  • a computed tomography device should also be specified.
  • the first-mentioned object is achieved in relation to the insertion device according to the invention mentioned at the outset in that the absorber element is shaped in such a way that the slot has a slot width which varies in the longitudinal direction of the slot.
  • the fade-in device has the advantage that the absorber element or the absorber elements - in order, for example, to achieve a rectangular fade-in - do not necessarily have a curved, e.g. banana-like, must have shape. Rather, the slot can lie in one plane and also does not have to be curved to a third dimension.
  • the absorber element or elements are therefore preferably flat or essentially flat, e.g. plate or rod-shaped. The insertion device can thus be produced easily and in a space-saving manner.
  • the slot width increases, in particular starting from a central position, towards one slot end or towards both slot ends.
  • a fade-in adapted to a rectangular detector geometry can thus be achieved particularly well.
  • the absorber element preferably has a curved outer contour on the slot side or an outer contour approximating a curvature in the manner of a polygon.
  • the absorber element or the absorber elements are convexly shaped on the slot side.
  • the absorber element is shaped such that the slot has a first area of constant slot width and has at least one further region with a slot width varying in the longitudinal direction of the slot.
  • At least one further absorber element is present in the fade-in device according to the invention in addition to the already mentioned absorber element.
  • the further absorber element can also be shaped such that the slot has a slot width that varies in the longitudinal direction of the slot.
  • the further absorber element is shaped in the same way as the already mentioned absorber element, so that the two are externally the same.
  • this variant therefore has at least two mutually opposite absorber elements.
  • the distance between the absorber elements is adjustable such that the X-ray beam can be variably limited.
  • absorber elements of the same shape they are preferably opposite each other in mirror symmetry, so that mutually matching sections of the absorber elements with the same change in slot width measured with respect to an identical reference point (“same slot width ⁇ ) lie opposite one another.
  • the insertion device according to the first preferred variant is particularly easy to manufacture in an advantageous manner from absorber elements that can be manufactured individually, possibly identical or identical.
  • an actuating device which acts on the absorber elements in such a way that the absorber elements are perpendicular or oblique to Slot longitudinal direction are movable.
  • the movement takes place in particular in a direction parallel to the system axis of a CT device equipped with the insertion device.
  • a very space-saving parallelogram-like movement of the absorber elements is also possible, in which, in addition to the movement component perpendicular to the longitudinal direction of the slot, a movement component occurs parallel to the longitudinal direction of the slot while the parallel alignment of the absorber elements remains constant.
  • Such a parallelogram-like movement is described in particular in DE 42 26 861 C2, especially in claim 1.
  • the absorber elements can be moved independently of one another. This makes it possible, in particular, not only to move the absorber elements in opposite directions to one another, but also in the same direction in the same direction. This makes it possible, for example, to adjust the aperture even if the focus position in the aperture radiator changes during operation (focal spot tracking). This means that the entire slice can be moved in the z direction with a constant slice width.
  • a dynamic change in the collimation width is possible, whereby, for example, an undesired overexposure is reduced at the beginning and at the end of a spiral scan. can be decorated by one of the absorber elements is still closed at the start of the scan and is only opened when the scan begins and the translatory patient bed movement taking place in the direction of the system axis begins. The same applies vice versa for the end of the scan.
  • the adjusting means have a, preferably common, linear guide and in each case one drive means acting on the absorber elements.
  • the longitudinal slots of the slots are preferably aligned parallel to one another.
  • the body is in particular in a direction perpendicular to the longitudinal direction of the slot, which is specifically parallel to the system axis of a computer equipped with the insertion device.
  • terto ographie devices movable as a whole, for which a drive means and / or a linear guide can be present.
  • the body of the absorber element is flat, in particular plate-like or disk-like.
  • a plate or disk is also particularly easy to move linearly.
  • the device-related object is achieved in relation to the computer tomography device according to the invention mentioned at the outset in that the insertion device of the computer tomography device is designed in accordance with the insertion device according to the invention.
  • the longitudinal direction of the slot is preferably perpendicular to the system or rotation axis.
  • the x-ray detector of the computed tomography device is in particular a matrix-like detector array, e.g. a multi-cell detector or a flat detector.
  • C and D can be selected as a constant during manufacture for the slot in question. It's also this equation ap- proximal functional dependencies, eg a series development according to the fan angle ß, can be used.
  • FIGS. 1 to 7 Some of which are only schematic. Show it:
  • FIG. 1 is a partly perspective, partly block diagram-like representation of a CT device having a display device according to the invention
  • FIG. 2 shows a known fade-in device, the function of the fade-in device being illustrated in perspective
  • FIG. 4 shows the fade-in device of the CT device of FIG. 1 in a schematic illustration according to a first exemplary embodiment
  • FIG. 5 shows the fade-in device of the CT device of FIG. 1 in a schematic illustration according to a second
  • FIG. 1 shows a CT scanner 1 of the third generation in the relevant section. Its measuring arrangement has an X-ray emitter 2 with an upstream fade-in device 3 located in front of it and one as a two-dimensional array of several rows and columns of detector elements - one of This is denoted in FIG. 1 by 4 - formed x-ray detector 5 with an optional radiation diaphragm (not explicitly shown) preceding it.
  • FIG. 1 shows only 4 rows of detector elements 4, but the X-ray detector 5 can have further rows of detector elements 4, optionally also with different widths b.
  • the X-ray radiator 2 with the fade-in device 3 on the one hand and the X-ray detector 5 with its radiation diaphragm on the other hand are attached to one another on a (not explicitly drawn) rotating frame (gantry) in such a way that an X-ray radiator 2 that is emitted during operation of the CT device 1 pyramid-shaped (seen in the z-direction: fan-shaped) x-ray beam, whose edge rays are designated by 8, impinges on the x-ray detector 5 by the adjustable insertion device 3.
  • a desired cross-section (more precisely: half-width) of the X-ray beam is set using the fade-in device 3 and, if appropriate, the detector diaphragm close to the detector so that only that area of the X-ray detector 5 that is to be hit directly by the X-ray beam is released.
  • the fade-in device 3 is of primary importance to avoid unnecessary radiation exposure of the examination subject, in particular a patient, by also keeping rays that do not reach the active lines anyway away from the examination subject or patient.
  • the rotating frame can be set in rotation about a system axis Z by means of a drive device (not shown).
  • the system axis Z runs parallel to the z axis of a spatial rectangular coordinate system shown in Fig. 1.
  • the columns of the x-ray detector 5 likewise run in the direction of the z-axis, while the rows whose width b is measured in the direction of the z-axis and is, for example, 1 mm, run transversely to the system axis Z or the z-axis.
  • the x-ray detector 5 is curved or curved around an axis parallel to the z-axis.
  • a positioning device 9 is provided for the patient to be able to bring into the beam path of the x-ray beam, which is displaceable parallel to the system axis Z, that is to say in the direction of the z axis, in such a way that synchronization between the rotational movement of the rotating frame and the translational movement of the bearing device 9 in the sense that the ratio of the translation to the rotational speed is constant, this ratio being adjustable by selecting a desired value for the feed H of the bearing device 9 per revolution of the rotating frame.
  • a volume of an examination object located on the storage device 9 can thus be examined in the course of a volume scan, the volume scan being carried out in the form of a spiral scan in the sense that one rotation per rotation of the rotary frame while rotating the rotating frame and translating the bearing device 9 Large number of projections from different projection directions is recorded.
  • the focus F of the X-ray emitter 2 moves relative to the bearing device 9 on a spiral path S.
  • a sequence scan is also possible.
  • the measurement data which are read out in parallel from the detector elements 4 of each active line of the detector system 5 during the spiral scanning and correspond to the individual projections are subjected to a digital / analog conversion in a data processing unit 10, serialized and transmitted to an image computer 11, which displays the result of an image reconstruction on a display unit 16, e.g. B. a video monitor.
  • the x-ray emitter 2 for example an x-ray tube, is supplied with the necessary voltages and currents by a (optionally also co-rotating) generator unit 17.
  • a (optionally also co-rotating) generator unit 17 In order to be able to set these to the respectively necessary values, the generator unit 17 is assigned a control unit 18 with a keyboard 19, which permits the necessary settings.
  • the other operation and control of the CT device 1 also takes place by means of the control unit 18 and the keyboard 19, which is illustrated by the fact that the control unit 18 is connected to the image computer 11.
  • the number of active lines of detector elements 4 and thus the position of the fade-in device 3 and the optional near-detector radiation diaphragm can be set, for which purpose the control unit 18 is connected to the fade-in device 3 and the optional adjustment units 20 and 21 assigned to the near-detector detector.
  • the rotation time that the rotating frame requires for a complete rotation can be set, which is illustrated by the fact that a drive unit 22 assigned to the rotating frame is connected to the control unit 18.
  • FIG. 2 shows which fade-in results in a known fade-in device 3A with two separate flat absorber elements 30A, 31A.
  • An X-ray beam with marginal rays 8A is shown, which emanates from a focus F of an X-ray emitter 2A.
  • the x-ray beam has a large number of x-rays.
  • the fan wind kel ß is measured with respect to a central beam 36A which perpendicularly passes through the fading-in device 3A at a central position.
  • the distance of the central beam 36A from the absorber elements 30A, 31A is denoted by h 0 .
  • the conventional insertion device 3A shown has the same opening or slot width for all fan angles ⁇ . on.
  • the comparable distance h 0 has a lower value for the central beam 36A than for the edge beams 8A.
  • an x-ray beam is shown in cross section on the x-ray detector 5A with its individual detector elements 4A, the outer contour 34A of which is not rectangular.
  • the outer contour 34A In order to fully illuminate all detector elements 4A of the detector row illuminated here with their width b, the outer contour 34A must be set so that its width d ( ⁇ ) at the edge corresponds approximately to the width b of the detector row.
  • x stands for the focus-detector distance. Because of the curvature of the detector 5A (see also FIG. 1), x is as large for an edge beam 8A as for the central beam 36A. h 0 can also be understood as the difference between the distance between the focal point and the axis of rotation and the distance between the aperture and the center of rotation and is typically 200 mm.
  • FIG. 3 shows a further known fade-in device 3A of a CT device in a schematic illustration and perspective view.
  • the fade-in device 3A has a curved absorber element 51A, in which a slot 32A is formed, through which the x-rays can pass from the focus F of the x-ray emitter 2A.
  • the absorber element 51A is curved in the shape of a circular arc, the center point of the circular arc being in the focus F of the X-ray emitter 2A. This is intended to ensure, with regard to the problem represented by equation 1, that the distance between both the marginal rays 8A and a central ray 36A, measured in each case from the focus F to the absorber element 51A, has the same value h.
  • FIG. 4 shows a fade-in device 3 according to the invention, as it is installed in the CT device 1 of FIG. 1 with the curved detector 5, in a schematic illustration according to a first exemplary embodiment.
  • the geometry - in particular also with regard to the focus-detector distance x - is largely identical to that of FIG. 2, which is why the terms used in this figure are used for the terms used.
  • the two absorber elements 30, 31 made from heavy metal, for example from tungsten and / or from tantalum, can be moved or moved independently of one another, in particular also in opposite or opposite directions, which is indicated by corresponding double arrows 40, 41 in FIG. 4.
  • the absorber elements 30, 31 are shaped in this way, i.e. have on the slot side such a curved outer contour that the slot 32 has a slot width t which varies in the slot longitudinal direction 42 and increases toward the slot ends. Accordingly, the absorber elements 30, 31 are contoured at their slot-limiting edges 43 and 44, respectively.
  • the slot width I ⁇ ? (ß) thus generally varies according to
  • E and F can be selected as a constant for the slot 32 in question.
  • FIG. 5 shows a display device 3 according to the invention in accordance with a second exemplary embodiment, as can be installed in the CT device 1 of FIG. 1.
  • the slot-limiting edges 43A and 44A of the absorber elements 30, 31 are not curved, but are composed of a plurality of straight sections.
  • the absorber elements 30, 31 thus have an outer contour which approximates a curvature in the manner of a polygon.
  • the slot width l is constant.
  • the slot width i increases linearly towards the ends.
  • the increase AI in the slot width t is e.g. 0.4 mm.
  • the embodiment of the fade-in device 3 according to FIG. 5 is particularly advantageous in the case of an actuating device which generates a parallelogram-like relative movement between the absorber elements 30, 31 to change the aperture opening. It has been shown that the movement in the x direction, which also occurs during the parallelogram-like movement, which leads to an offset of the centers of the absorber elements 30, 31, has particularly little effect in a fade-in device 3 with three regions 45, 46, 47 . in particular in such a way that errors in this regard are largely corrected by incorporating them into a calibration carried out at the start of a measurement.
  • FIG. 6 shows a fade-in device 3 according to the invention according to a third exemplary embodiment, as can also be installed in the CT device 1 of FIG. 1.
  • the slots 52, 53, 54, 55, 56, 57, 58 are aligned parallel in the slot longitudinal direction 42 and all have a slot width t varying in the slot longitudinal direction 42.
  • the length L of the absorber element 51 measured in the z direction, is approximately 70 mm, and its width B, measured in the x direction, is approximately 200 mm: the absorber element 51 is therefore not included in FIG. 6 for better illustration of the contoured openings represented on a uniform scale.
  • the absorber element 51 is in the z direction, ie perpendicular to
  • the fade-in device 3 of FIGS. 4 and 5 is explained again in a cross-sectional illustration in the z direction. It can be seen in particular that the absorber elements 30, 31 are slightly offset from one another in the height direction y, essentially corresponding to the direction of the emitted X-ray beam, in order to achieve an overlap of the absorber elements 30, 31 necessary for the insertion device 3 to be completely closed.

Abstract

Es ist eine Einblendvorrichtung (3) zum Begrenzen eines Röntgenstrahlenbündels beschrieben mit wenigstens einem Absorberelement (30, 31; 51), durch welches mindestens ein Schlitz zum Durchtritt des Röntgenstrahlenbündels begrenzbar ist. Das Absorberelement (30, 31; 51) ist derart geformt und insbesondere schlitzseitig gekrümmt, dass der Schlitz eine in Schlitzlängsrichtung (42) variierende, insbesondere zu einem Schlitzende oder zu beiden Schlitzenden hin zunehmende, Schlitzbreite (l) aufweist. Es können zwei relativ zu einander bewegbare Absorberelemente (30, 31) vorhanden sein oder es ist ein Absorberelement (51) als, bevorzugt einstückiger oder einteiliger, Körper ausgebildet, in den mehrere Schlitze (52, 53, 54, 55, 56, 57, 58) mit voneinander unterschiedlicher mittlerer Schlitzbreite (l) eingebracht sind. Die Erfindung betrifft auch ein Computertomographiegerät (1) mit einer Einblendvorrichtung (3) nach der Erfindung.

Description

Beschreibung
Einblendvorrichtung und Computertomographiegerät mit einer Strahlerseitigen Einblendvorrichtung
Die Erfindung betrifft eine Einblendvorrichtung zum Begrenzen eines Rontgenstrahlenbundels, mit wenigstens einem Absorberelement, durch welches mindestens ein Schlitz zum Durchtritt des Rontgenstrahlenbundels begrenzbar ist. Die Erfindung be- zieht sich außerdem auf ein Computertomographiegerät mit einem um eine Systemachse rotierbaren Röntgenstrahier, mit einem Röntgendetektor und mit einer strahlerseitigen Einblendvorrichtung.
Bei der Untersuchung eines Untersuchungsobjekts oder eines Patienten in einem Röntgendiagnostikgerät wird das Untersuchungsobjekt in ein von einer Röntgenstrahlenquelle ausgesandtes Röntgenstrahlenbündel eingebracht und die hieraus resultierende Strahlabschwächung von einem Röntgendetektor de- tektiert. Das Untersuchungsobjekt befindet sich also im
Strahlengang zwischen dem Röntgenstrahier und dem Röntgendetektor. Die üblicherweise als Röntgenstrahier verwendeten Röntgenröhren strahlen Röntgenstrahlung in einem erheblich größeren Raumwinkel ab, als er zur Untersuchung am Patienten benötigt wird. Um eine unnötige Strahlenbelastung des Patienten zu vermeiden, besteht somit die Notwendigkeit, nicht benötigte Röntgenstrahlen auszublenden. Hierzu ist es in konventionellen Röntgengeräten bekannt, im Strahlengang unmittelbar nach dem Röntgenstrahier eine strahlerseitige Ein- blendvorrichtung anzubringen, die auch als Primärstrahlen- blende bezeichnet wird. Eine solche Pri ärstrahlenblende mit gegenläufig zueinander bewegbaren Blendenplatten als Absorberelementen ist beispielsweise bekannt aus EP 0 187 245 AI.
Bei Computertomographiegeräten mit mehrzelligen Röntgendetek- toren kommt neben einer strahlerseitigen Einblendvorrichtung, die im Strahlengang zwischen dem Röntgenstrahier und dem Pa- tienten angeordnet ist, häufig auch noch eine detektorseitige oder detektornahe Strahlenblende zum Einsatz, die im Strahlengang zwischen dem Patienten und dem Röntgendetektor angebracht ist. Dadurch ist es möglich, von den mehreren vorhan- denen Detektorzeilen eine oder mehrere Detektorzeilen abzudunkeln und die übrigen Detektorzeilen als aktive Detektorzeilen einzustellen. Da bei einem Computertomographiegerät, insbesondere bei einem solchen der dritten Generation, der Röntgendetektor zusammen mit dem Röntgenstrahier - auf einer Gantry (Drehrahmen) befestigt - um den Patienten rotiert, ist der Röntgendetektor in der Regel in azimutaler Richtung gekrümmt. In Anpassung an diese Geometrie, insbesondere um einen konstanten Abstand zueinander zu realisieren, ist eine in DE 42 26 861 C2 offenbarte detektorseitige Blende für ein Computertomographiegerät mit bogenförmigen Blendenplatten ausgebildet.
Hinsichtlich der strahlerseitigen Blende besteht die Zielsetzung, dass diese nur solche Strahlen passieren lässt, welche von dem Röntgendetektor und insbesondere von seinen aktiven Detektorzeilen auch tatsächlich detektierbar sind. Andere Röntgenstrahlen würden nur unnötig den Patienten durchstrahlen und die Strahlenbelastung unnötig erhöhen. Da die mehrzelligen Röntgendetektorarrays bei Computertomographen in der Regel mit orthogonalen Zeilen und Spalten von Detektorelementen ausgestattet sind, besteht hinsichtlich der Primärstrah- lenblende die Zielsetzung, ein exakt rechteckiges Strahlenbündel einzublenden. Mit anderen Worten: Das resultierende Schichtprofil soll die gewünschte Form und Halbwertsbreite annehmen. Bei herkömmlichen ebenen oder planen Blendenplatten oder Absorberelementen ist dies aufgrund unterschiedlicher Abstände der Röntgenstrahlen des Strahlenbündels, jeweils gemessen vom Fokus des Röntgenstrahlers bis zum Auftreffpunkt auf der Blendenplatte, nicht perfekt möglich. Zur Vermeidung entsprechend ungünstiger Randeffekte bei der Einblendung ist in US 6,396,902 B2 ein Röntgenkollimator beschrieben, bei dem in einem Träger oder Basiskörper mehrere Schlitze unter- schiedlicher, aber jeweils konstanter Breite eingebracht sind, wobei der Trägerkörper derart gekrümmt ist, dass auch die einblendenden Schlitze gekrümmt sind. Durch die Krümmung der Schlitze soll gewährleistet werden, dass ein im Quer- schnitt exakt rechteckiges Strahlenbündel (Dosisprofil) auf den Röntgendetektor eingeblendet wird.
Um für unterschiedliche Untersuchungsmethoden mit unterschiedlich vielen aktiven Detektorzeilen oder mit einem in Richtung der Patientenachse unterschiedlich breit eingeblendeten Röntgenstrahlenbündel arbeiten zu können, muss bei dem aus US 6,396,902 B2 bekannten Röntgenstrahlenkollimator der gesamte, aus Röntgenstrahlen-absorbierendem Material gefertigte Tragkörper bewegt werden. Gemäß der dortigen Offenba- rung geschieht dies durch Rotation des Tragkörpers, weswegen der Tragkörper auch noch um eine zweite Achse gekrümmt ist (Schalenform) . Um dabei auch einen anderen Blendenschlitz wieder in die passende Position bringen zu können, müsste sich die Rotationsachse in der Höhe des Fokus des Röntgen- Strahlers befinden. Dies ist allenfalls mit sehr großem mechanischem Aufwand möglich.
Alternativ müsste der rotierte Tragkörper durch eine Schiebebewegung in die richtige Position nachjustiert werden, was ebenfalls sehr aufwendig ist.
Ebenfalls mit großem Aufwand verbunden ist außerdem die Herstellung eines um zwei Achsen gekrümmten Tragkörpers, wobei dieser auch noch aus Röntgenstrahlen-absorbierendem Material, das heißt aus einem Material mit hoher Ordnungszahl, gefertigt werden muss. Nachteilig aus dem aus US 6,396,902 B2 bekannten Röntgenkolli ator ist außerdem sein großes Bauvolumen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Einblendvorrichtung anzugeben, welche mit geringem Aufwand herstellbar ist, welche einen geringen Platzbedarf aufweist und welche dennoch eine an die Geometrie eines ggf. zugeordneten Rönt- gendetektors angepasste Einblendung erlaubt. Zu diesem Zweck soll auch ein Computertomographiegerät angegeben werden.
Die erstgenannte Aufgabe wird bezogen auf die eingangs genannte Einblendvorrichtung gemäß der Erfindung dadurch gelöst, dass das Absorberelement derart geformt ist, dass der Schlitz eine in Schlitzlängsrichtung variierende Schlitzbreite aufweist.
Die erfindungsgemäße Einblendvorrichtung hat den Vorteil, dass das Absorberelement oder die Absorberelemente - um beispielsweise eine rechteckförmige Einblendung zu erreichen - nicht notwendigerweise eine gekrümmte, z.B. bananenartige, Form aufweisen muss bzw. müssen. Vielmehr kann der Schlitz in einer Ebene liegen und muss ebenfalls nicht zu einer dritten Dimension hin gekrümmt sein. Das Absorberelement oder die Absorberelemente sind also vorzugsweise eben oder im wesentlichen eben, z.B. platten- oder stabförmig. Die Einblendvor- richtung ist somit einfach und platzspared herstellbar.
Nach einer bevorzugten Ausgestaltung nimmt in Schlitzlängsrichtung betrachtet die Schlitzbreite, insbesondere ausgehend von einer Mittenposition, zu einem Schlitzende oder zu beiden Schlitzenden hin zu. Damit ist besonders gut eine an eine rechteckförmige Detektorgeometrie angepasste Einblendung erzielbar.
Vorzugsweise weist das Absorberelement schlitzseitig eine ge- krümmte Außenkontur oder eine eine Krümmung polygonartig approximierende Außenkontur auf. Beispielsweise ist das Absorberelement oder sind die Absorberelemente schlitzseitig konvex geformt.
In einer besonders einfach herstellbaren Ausführung der Einblendvorrichtung ist das Absorberelement derart geformt, dass der Schlitz einen ersten Bereich konstanter Schlitzbreite und wenigstens einen weiteren Bereich mit in Schlitzlängsrichtung variierender Schlitzbreite aufweist.
Dabei ist in Schlitzlängsrichtung betrachtet insbesondere der erste Bereich mittig angeordnet und beiderseits des mittigen Bereichs ist jeweils ein weiterer Bereich mit in Schlitzlängsrichtung variierender Schlitzbreite vorhanden.
Nach einer ersten bevorzugten Variante ist bei der Einblend- Vorrichtung nach der Erfindung neben dem bereits genannten Absorberelement mindestens ein weiteres Absorberelement vorhanden. Das weitere Absorberelement kann ebenfalls derart geformt sein, dass der Schlitz eine in Schlitzlängsrichtung variierende Schlitzbreite aufweist. Insbesondere ist das weite- re Absorberelement in gleicher Weise wie das bereits genannte Absorberelement geformt, so dass sich beide äußerlich gleichen. Insgesamt sind bei dieser Variante also mindestens zwei einander gegenüberliegende Absorberelemente vorhanden. Die Absorberelemente sind bezüglich ihres Abstandes zueinander derart verstellbar, dass das Röntgenstrahlenbündel variabel begrenzbar ist.
Im Falle formgleicher Absorberelemente liegen diese vorzugsweise spiegelsymmetrisch einander gegenüber, so dass zueinan- der passende Abschnitte der Absorberelemente mit - bezüglich einem identischen Bezugspunkt gemessener - gleicher Schlitzbreitenveränderung („gleicher SchlitzbreiteΛλ ) einander gegenüberliegen.
Die Einblendvorrichtung nach der ersten bevorzugten Variante ist in vorteilhafter Weise aus einzeln fertigbaren, gegebenenfalls identischen oder gleichen, Absorberelementen besonders einfach herstellbar.
Bevorzugt ist bei der ersten bevorzugten Variante eine Stelleinrichtung vorhanden, die derart auf die Absorberelemente einwirkt, dass die Absorberelemente senkrecht oder schräg zur Schlitzlängsrichtung bewegbar sind. Hieraus ergibt sich der spezielle Vorteil, dass die Schlitzbreite zwischen den Absorberelementen oder Blendenbacken stufenlos oder frei wählbar ist und somit auch die an einem mit der Einblendvorrichtung ausgestatteten Computertomographiegerät einstellbare Schichtdicke nicht nur diskrete Werte annehmen kann. Es sind auch breite Detektorzeilen nur teilweise bestrahlbar und somit auch Schichten in einfacher Weise möglich, die dünner sind als die Breite der Detektorelemente.
Außerdem ist auch noch eine Nachregelung der Blendeneinstellung bei einer während des Betriebs auftretenden Veränderung der Fokusgröße im Röntgenstrahier möglich.
Die Bewegung geschieht insbesondere in einer Richtung parallel zu der Systemachse eines mit der Einblendvorrichtung ausgestatteten CT-Geräts. Es ist aber auch eine sehr platzsparende parallelogrammartige Bewegung der Absorberelemente möglich, bei der neben der Bewegungskomponente senkrecht zur Schlitzlängsrichtung noch eine Bewegungskomponente parallel zur Schlitzlängsrichtung auftritt bei stets gleichbleibender paralleler Ausrichtung der Absorberelemente. Eine solche parallelogrammartige Bewegung ist insbesondere in DE 42 26 861 C2, speziell im Anspruch 1, beschrieben.
Nach einer bevorzugten Ausgestaltung der ersten Variante sind die Absorberelemente unabhängig voneinander bewegbar. Damit ist es insbesondere möglich, die Absorberelemente nicht nur gegenläufig zueinander zu bewegen, sondern auch gleichlaufend in ein und dieselbe Richtung. Dadurch ist beispielsweise eine Blendennachregelung auch bei einer während des Betriebs auftretenden Veränderung der Fokusposition im Blendenstrahler möglich (Focal Spot Tracking) . Dies bedeutet, dass die gesamte Schicht bei konstanter Schichtbreite in z-Richtung ver- schiebbar ist. Außerdem ist damit eine dynamische Veränderung der Kollimierungsbreite möglich, wobei z.B. am Anfang und am Ende eines Spiral-Scans eine unerwünschte Überstrahlung redu- ziert werden kann, indem eines der Absorberelemente zu Beginn des Scans noch geschlossen ist und erst mit Scan-Beginn und Beginn der in Richtung der Systemachse stattfindenden translatorischen Patientenliegenbewegung geöffnet wird. Entspre- chendes gilt umgekehrt für das Scan-Ende.
Vorzugsweise weist die Stelleinrichtung für jedes der Absorberelemente ein gesondertes Stellmittel auf, wobei die Stellmittel beispielsweise für eine Linearbewegung des betreffen- den Absorberelements ausgebildet sind. Durch eine derartige Linearbewegung wird in vorteilhafter Weise sichergestellt, dass zueinander passende Abschnitte der Absorberelemente „mit gleicher Schlitzbreite* auch nach einer Relativbewegung in Richtung der Systemachse noch einander gegenüber liegen.
Mit besonderem Vorteil weisen die Stellmittel eine, vorzugsweise gemeinsame, Linearführung auf sowie jeweils ein auf die Absorberelemente wirkendes Antriebsmittel .
Nach einer zweiten bevorzugten Variante ist bei der Einblendvorrichtung nach der Erfindung das Absorberelement als, bevorzugt einstückiger oder einteiliger, Körper ausgebildet, in den mehrere Schlitze mit voneinander unterschiedlicher mittlerer Schlitzbreite eingebracht sind, wovon zumindest einer und vorzugsweise alle eine in Schlitzlängsrichtung variierende Schlitzbreite aufweist bzw. aufweisen. Als mittlere Schlitzbreite wird z.B. ein arithmetischer Mittelwert der in Schlitzlängsrichtung unterschiedlichen Schlitzbreiten zu Grunde gelegt.
Die Schlitze sind mit ihren Schlitzlängsrichtungen vorzugsweise parallel zueinander ausgerichtet.
Der Körper ist insbesondere in einer Richtung senkrecht zur Schlitzlängsrichtung, das ist speziell parallel zur Systemachse eines mit der Einblendvorrichtung ausgestatteten Compu- terto ographiegeräts, als Ganzes bewegbar, wozu ein Antriebsmittel und/ oder eine Linearführung vorhanden sein kann.
Im Hinblick auf eine raumsparende, kompakte Bauweise ist es besonders von Vorteil, dass der Körper des Absorberelements eben, insbesondere platten- oder scheibenartig, ausgebildet ist. Eine solche Platte oder Scheibe ist auch besonders einfach linear verschiebbar.
Die gerätebezogene Aufgabe wird bezogen auf das eingangs genannte Computertomographiegerät gemäß der Erfindung dadurch gelöst, dass die Einblendvorrichtung des Computertomographiegeräts entsprechend der Einblendvorrichtung nach der Erfindung ausgebildet ist. Dabei steht die Schlitzlängsrichtung vorzugsweise senkrecht auf der System- oder Rotationsachse.
Vorteile und bevorzugte Ausgestaltungen sowie Varianten gelten für das Computertomographiegerät nach der Erfindung analog zu der Einblendvorrichtung nach der Erfindung.
Der Röntgendetektor des Computertomographiegeräts ist im Besonderen ein matrixartiges Detektorarray, z.B. ein mehrzelliger Detektor oder ein flächenartiger Detektor.
Nach einer ganz besonderen Ausgestaltung des Computertomographiegeräts variiert die Schlitzbreite . = ü(ß) in Abhängigkeit vom Kosinus eines Fächerwinkels ß, wobei der Fächerwinkel ß der Winkel zwischen einem außermittigen Strahl des Rontgenstrahlenbundels und einem Zentralstrahl ist.
Die Variation wird insbesondere durch folgende Gleichung beschrieben: (ß) = C/cosß + D,
wobei C und D für den betreffenden Schlitz als Konstante bei der Fertigung wählbar sind. Es sind auch diese Gleichung ap- proxi iernde funktionale Abhängigkeiten, z.B. eine Reihenentwicklung nach dem Fächerwinkel ß, anwendbar.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von drei Ausführungs- beispielen und mittels der teils nur schematischen Figuren 1 bis 7 näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 in teils perspektivischer, teils blockschaltbildartiger Darstellung ein eine Einblendvorrichtung nach der Erfindung aufweisendes CT-Gerät,
Fig. 2 eine bekannte Einblendvorrichtung, wobei perspektivisch die Funktion der Einblendvorrichtung veranschaulicht ist,
Fig. 3 eine weitere bekannte Einblendvorrichtung,
Fig. 4 die Einblendvorrichtung des CT-Geräts der Figur 1 in einer schematischen Darstellung gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel,
Fig. 5 die Einblendvorrichtung des CT-Geräts der Figur 1 in einer schematischen Darstellung gemäß einem zweiten
Ausführungsbeispiel,
Fig. 6 die Einblendvorrichtung des CT-Geräts der Figur 1 in einer schematischen Darstellung gemäß einem dritten
Ausführungsbeispiel, und
Fig. 7 die Einblendvorrichtung der Figuren 4 und 5 in einer Querschnittsdarstellung.
In Figur 1 ist ein CT-Gerät 1 der 3. Generation im relevanten Ausschnitt dargestellt. Dessen Messanordnung weist einen Röntgenstrahier 2 mit einer dieser vorgelagerten quellennahen Einblendvorrichtung 3 und einen als flächenhaftes Array von mehreren Zeilen und Spalten von Detektorelementen - eines von diesen ist in Fig. 1 mit 4 bezeichnet - ausgebildeten Röntgendetektor 5 mit einer diesem vorgelagerten optionalen detektornahen Strahlenblende (nicht explizit dargestellt) auf. In Figur 1 sind der Übersichtlichkeit halber nur 4 Zeilen von Detektorelementen 4 dargestellt, der Röntgendetektor 5 kann jedoch weitere Zeilen von Detektorelementen 4 aufweisen, optional auch mit unterschiedlicher Breite b.
Der Röntgenstrahier 2 mit der Einblendvorrichtung 3 einer- seits und der Röntgendetektor 5 mit seiner Strahlenblende andererseits sind an einem (nicht explizit gezeichneten) Drehrahmen (Gantry) einander derart gegenüberliegend angebracht, dass ein im Betrieb des CT-Geräts 1 von dem Röntgenstrahier 2 ausgehendes, durch die einstellbare Einblendvorrichtung 3 eingeblendetes, pyramidenförmiges (in z-Richtung gesehen: fächerförmiges) Röntgenstrahlenbündel, dessen Randstrahlen mit 8 bezeichnet sind, auf den Röntgendetektor 5 auftrifft. Dabei ist mittels der Einblendvorrichtung 3 und gegebenenfalls mittels der detektornahen Strahlenblende ein gewünschter Quer- schnitt (genauer: Halbwertsbreite) des Rontgenstrahlenbundels so eingestellt, dass nur derjenige Bereich des Röntgendetek- tors 5 freigegeben ist, der von dem Röntgenstrahlenbündel unmittelbar getroffen werden soll. Dies sind in dem in der Figur 1 veranschaulichten Betriebsmodus vier Zeilen von Detek- torelementen 4, die als aktive Zeilen bezeichnet werden. Gegebenenfalls vorhandene weitere Zeilen sind von der detektornahen Strahlenblende abgedeckt und daher nicht aktiv. Der Einblendvorrichtung 3 kommt dabei vor allem auch die Bedeutung zu, eine unnötige Strahlenbelastung des Untersuchungsob- jektes, insbesondere eines Patienten, zu vermeiden, indem Strahlen, die ohnehin nicht zu den aktiven Zeilen gelangen, auch vom Untersuchungsobjekt oder Patienten ferngehalten werden.
Der Drehrahmen kann mittels einer nicht dargestellten Antriebseinrichtung um eine Systemachse Z in Rotation versetzt werden. Die Systemachse Z verläuft parallel zu der z-Achse eines in Fig. 1 dargestellten räumlichen rechtwinkligen Koordinatensystems .
Die Spalten des Röntgendetektors 5 verlaufen ebenfalls in Richtung der z-Achse, während die Zeilen, deren Breite b in Richtung der z-Achse gemessen wird und beispielsweise 1 mm beträgt, quer zu der Systemachse Z bzw. der z-Achse verlaufen. Der Röntgendetektor 5 ist um eine zur z-Achse parallele Achse gekrümmt oder gewölbt.
Um das Untersuchungsobjekt, z.B. den Patienten, in den Strahlengang des Röntgenstrahlenbündel bringen zu können, ist eine Lagerungsvorrichtung 9 vorgesehen, die parallel zu der Systemachse Z, also in Richtung der z-Achse verschiebbar ist, und zwar derart, dass eine Synchronisation zwischen der Rotationsbewegung des Drehrahmens und der Translationsbewegung der Lagerungsvorrichtung 9 in dem Sinne vorliegt, dass das Verhältnis von Translations- zu Rotationsgeschwindigkeit konstant ist, wobei dieses Verhältnis einstellbar ist, indem ein gewünschter Wert für den Vorschub H der Lagerungsvorrichtung 9 pro Umdrehung des Drehrahmens gewählt wird.
Es kann also ein Volumen eines auf der Lagerungsvorrichtung 9 befindlichen Untersuchungsobjekts im Zuge einer Volumenabtas- tung untersucht werden, wobei die Volumenabtastung in Form einer Spiralabtastung in dem Sinne vorgenommen wird, dass unter Rotation des Drehrahmens und gleichzeitiger Translation der Lagerungsvorrichtung 9 pro Umlauf des Drehrahmens eine Vielzahl von Projektionen aus verschiedenen Projektionsrich- tungen aufgenommen wird. Bei der Spiralabtastung bewegt sich der Fokus F des Röntgenstrahlers 2 relativ zu der Lagerungsvorrichtung 9 auf einer Spiralbahn S. Alternativ zu diesem Spiral-Scan ist auch ein Sequenz-Scan möglich.
Die während der Spiralabtastung aus den Detektorelementen 4 jeder aktiven Zeile des Detektorsystems 5 parallel ausgelesenen, den einzelnen Projektionen entsprechenden Messdaten wer- den in einer Datenaufbereitungseinheit 10 einer Digital/ Ana- log-Wandlung unterzogen, serialisiert und an einen Bildrechner 11 übertragen, der das Ergebnis einer Bildrekonstruktion auf einer Anzeigeeinheit 16, z. B. einem Videomonitor, darge- stellt.
Der Röntgenstrahier 2, beispielsweise eine Röntgenröhre, wird von einer (optional ebenfalls mitrotierenden) Generatoreinheit 17 mit den notwendigen Spannungen und Strömen versorgt. Um diese auf die jeweils notwendigen Werte einstellen zu können, ist der Generatoreinheit 17 eine Steuereinheit 18 mit Tastatur 19 zugeordnet, die die notwendigen Einstellungen gestattet.
Auch die sonstige Bedienung und Steuerung des CT-Gerätes 1 erfolgt mittels der Steuereinheit 18 und der Tastatur 19, was dadurch veranschaulicht ist, dass die Steuereinheit 18 mit dem Bildrechner 11 verbunden ist.
Unter anderem kann die Anzahl der aktiven Zeilen von Detektorelementen 4 und damit die Position der Einblendvorrichtung 3 und der optionalen detektornahen Strahlenblende eingestellt werden, wozu die Steuereinheit 18 mit der Einblendvorrichtung 3 und der optionalen detektornahen Strahlenblende zugeordne- ten Verstelleinheiten 20 bzw. 21 verbunden ist. Weiter kann die Rotationszeit eingestellt werden, die der Drehrahmen für eine vollständige Umdrehung benötigt, was dadurch veranschaulicht ist, dass eine dem Drehrahmen zugeordnete Antriebseinheit 22 mit der Steuereinheit 18 verbunden ist.
In Figur 2 ist dargestellt, welche Einblendung sich bei einer bekannten Einblendvorrichtung 3A mit zwei getrennten ebenen Absorberelementen 30A, 31A ergibt. Dargestellt ist ein Röntgenstrahlenbündel mit Randstrahlen 8A, welches von einem Fokus F eines Röntgenstrahlers 2A ausgeht. Das Röntgenstrahlenbündel weist eine Vielzahl von Röntgenstrahlen auf. Für jeden Strahl gibt es einen Fächerwinkel ß. Der Fächerwin- kel ß wird gemessen bezüglich eines Zentralstrahls 36A, der die Einblendvorrichtung 3A an einer Mittenposition senkrecht durchtritt. Der Abstand des Zentralstrahls 36A von den Absorberelementen 30A, 31A ist mit h0 bezeichnet.
Die Ebene der Einblendvorrichtung 3A ist eine Ebene senkrecht auf der Verbindungslinie vom Fokus F zur Drehachse Z (siehe Figur 1) . Diese Verbindungslinie fällt in Figur 2 mit dem Zentralstrahl 36A zusammen.
Die dargestellte herkömmliche Einblendvorrichtung 3A weist für alle Fächerwinkel ß die gleiche Öffnungs- oder Schlitzbreite . auf. Daraus ergibt sich folgendes Problem: Die beiden das in Figur 2 rückseitige Absorberelement 30A passieren- den Randstrahlen 8A legen ausgehend vom Fokus F jeweils einen Abstand h(ß) vom Absorberelement 30A zurück, der vom Fächerwinkel ß abhängt :
h(ß) = ho/cosß > h0 [Gl. 1]
Demgegenüber weist der vergleichbare Abstand h0 bei dem eingezeichneten Zentralstrahl 36A einen geringeren Wert auf als bei den Randstrahlen 8A. Entsprechendes gilt für die Randstrahlen auf der gegenüberliegenden Seite des Schlitzes 32A. Die Folge ist, dass auf dem Röntgendetektor 5A mit seinen einzelnen Detektorelementen 4A im Querschnitt ein Röntgenstrahlenbündel eingeblendet wird, dessen Außenkontur 34A nicht rechteckförmig ist. Um alle Detektorelemente 4A der hier ausgeleuchteten Detektorzeile mit ihrer Breite b voll auszuleuchten, muss die Außenkontur 34A so eingestellt werden, dass ihre Breite d(ß) am Rand in etwa der Breite b der Detektorzeile entspricht. In Folge der unterschiedlichen Abstände h(ß) ≠ h0 ergibt sich dann in der Mitte der Detektorzeile eine größere Breite d0 der Außenkontur 34A des Röntgen- strahlenbündels. Der in diesen bauchförmigen Bereich hineinfallende hier übertrieben dargestellte, aber dennoch hin- sichtlich der Strahlendosis störende Anteil des Rontgenstrahlenbundels wird letztlich nicht genutzt.
Für die eingeblendete Breite d(ß) für einen außermittigen Fä- cherwinkel ß ergibt sich aus dem Strahlensatz
d(ß) = x • l /h(ß) [Gl. 2]
und mit Gleichung 1:
d(ß) = x • t • cosß / h0 [Gl. 3]
In den Gleichungen steht x für den Fokus-Detektorabstand. Wegen der Krümmung des Detektors 5A (siehe auch Figur 1) ist x für einen Randstrahl 8A ebenso groß wie für den Zentralstrahl 36A. h0 kann auch als Differenz des Abstandes Fokus-Drehachse und des Abstandes Blende-Drehzentrum verstanden werden und beträgt typisch 200 mm.
In Figur 3 ist eine weitere bekannte Einblendvorrichtung 3A eines CT-Geräts in schematischer Darstellung und perspektivischer Ansicht veranschaulicht. Die Einblendvorrichtung 3A weist ein gekrümmtes Absorberelement 51A auf, in dem ein Schlitz 32A gebildet ist, den die Röntgenstrahlen ausgehend vom Fokus F des Röntgenstrahlers 2A passieren können. Das Absorberelement 51A ist kreisbogenförmig gekrümmt, wobei der Mittelpunkt des Kreisbogens im Fokus F des Röntgenstrahlers 2A liegt. Dadurch soll - im Hinblick auf das mit Gleichung 1 dargestellte Problem - gewährleistet werden, dass der Abstand sowohl der Randstrahlen 8A als auch eines Zentralstrahls 36A jeweils gemessen vom Fokus F zu dem Absorberelement 51A jeweils den gleichen Wert h aufweist. Dadurch soll erreicht werden, dass das auf den gekrümmten Röntgendetektor 5A eingeblendete Röntgenstrahlenbündel im Querschnitt eine rechteck- förmige Außenkontur 34A aufweist, deren konstante Breite d an die Breite b einer oder mehrerer Detektorzeilen anpassbar ist. In Figur 4 ist eine Einblendvorrichtung 3 nach der Erfindung, wie sie in das CT-Gerät 1 der Figur 1 mit dem gekrümmten Detektor 5 eingebaut ist, in einer schematischen Darstellung gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel wiedergegeben. Die Geometrie - insbesondere auch hinsichtlich des Fokus- Detektorabstandes x - ist weitgehend mit der von Figur 2 i- dentisch, weswegen hinsichtlich der verwendeten Bezeichnungen auf die schon bei dieser Figur verwendeten Bezeichnungen zu- rückgegriffen wird.
Die beiden aus Schwermetall, beispielsweise aus Wolfram oder/ und aus Tantal, gefertigten Absorberelemente 30, 31 sind unabhängig voneinander, insbesondere auch gleichläufig oder ge- genläufig, bewegbar oder verfahrbar, was durch entsprechende Doppelpfeile 40, 41 in Figur 4 angedeutet ist. Die Absorberelemente 30, 31 sind derart geformt, d.h. weisen schlitzseitig eine derart gekrümmte Außenkontur auf, dass der Schlitz 32 eine in Schlitzlängsrichtung 42 variierende und zu den Schlitzenden hin zunehmende Schlitzbreite t aufweist. Entsprechend sind die Absorberelemente 30, 31 an ihren schlitzbegrenzenden Kanten 43 bzw. 44 konturiert.
Die Erfindung geht von der Überlegung aus, dass sich aus Gleichung 1 ergebende Problem ausgehend von Gleichung 3 dadurch zu lösen, dass die eingeblendete Breite d(ß) als konstant angesetzt wird: d(ß) ≡ d, und dann Gleichung 3 nach einer als mit dem Fächerwinkel ß variierend angenommenen Schlitzbreite t = t (ß) aufgelöst wird:
Mß) = • h0/ (x • cosß) [Gl. 4]
Die Schlitzbreite I = ■? (ß) variiert somit allgemein gemäß
l (ß) = C/cosß + D = C • secß + D [Gl. 5] mit dem Fächerwinkel ß, wobei C und D für den betreffenden Schlitz 32 als vom Fächerwinkel ß unabhängige Konstante gelten. Die schlitzbegrenzenden Kanten 43 bzw. 44 sind entsprechend abgerundet.
Für nicht allzugroße Winkel ist auch ein nach einer Reihenentwicklung angenäherter Kurvenverlauf verwendbar:
I (ß) = E + F • ß2 [Gl. 6]
wobei E und F für den betreffenden Schlitz 32 als Konstante wählbar sind.
In Figur 5 ist eine Einblendvorrichtung 3 nach der Erfindung gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel dargestellt, wie sie in das CT-Gerät 1 der Figur 1 einbaubar ist. Im Gegensatz zu dem Ausführungsbeispiel der Figur 4 sind die schlitzbegrenzenden Kanten 43A bzw. 44A der Absorberelemente 30, 31 nicht gekrümmt, sondern aus mehreren geradlinigen Abschnitten zu- sammengesetzt . Die Absorberelemente 30, 31 weisen also eine eine Krümmung polygonartig approximierende Außenkontur auf. In einem mittleren ersten Bereich 45 von ca. 50 mm Länge ist die Schlitzbreite l konstant. In je einem zu beiden Seiten des ersten Bereichs 45 angrenzenden weiteren Bereich 46, 47 (Länge ca. 75 mm) nimmt die Schlitzbreite i linear zu den Enden hin zu. Die Zunahme AI der Schlitzbreite t beträgt z.B. 0, 4 mm.
Die Ausführung der Einblendvorrichtung 3 gemäß Figur 5 ist insbesondere im Falle einer Stelleinrichtung von Vorteil, die zur Veränderung der Blendenöffnung eine parallelogrammartige Relativbewegung zwischen den Absorberelemente 30, 31 erzeugt. Es hat sich nämlich gezeigt, dass die bei der parallelogrammartigen Bewegung u.a. auch stattfindende Bewegung in x- Richtung, die zu einem Versatz der Mitten der Absorberelemente 30, 31 führt, bei einer mit drei Bereichen 45, 46, 47 ausgeführten Einblendvorrichtung 3 besonders wenig auswirkt, insbesondere derart, dass diesbezügliche Fehler durch Einfließen in eine zu Beginn einer Messung durchgeführte Kalibrierung weitestgehend korrigiert sind.
In Figur 6 ist eine Einblendvorrichtung 3 nach der Erfindung gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel dargestellt, wie sie ebenfalls in das CT-Gerät 1 der Figur 1 einbaubar ist. Hierbei ist nur ein einziges, einstückiges oder einteiliges, platten- oder scheibenartiges Absorberelement 51 vorhanden, in das mehrere Schlitze 52, 53, 54, 55, 56, 57, 58 mit voneinander unterschiedlicher mittlerer Schlitzbreite eingebracht sind. Die Schlitze 52, 53, 54, 55, 56, 57, 58 sind parallel in Schlitzlängsrichtung 42 ausgerichtet und weisen alle eine in Schiitzlängsrichtung 42 variierende Schlitzbreite t auf. Die Länge L des Absorberelements 51, gemessen in z- Richtung, beträgt ca. 70 mm, seine Breite B, gemessen in x- Richtung, ca. 200 mm: Das Absorberelement 51 ist also in Figur 6 zur besseren Darstellung der konturierten Öffnungen nicht mit einem einheitlichen Massstab dargestellt. Das Ab- sorberelement 51 ist in z-Richtung, also senkrecht zur
Schlitzlängsrichtung 42, linear verschiebbar, was durch den Doppelpfeil 59 angedeutet ist. Entsprechende Stellmittel, umfassend ein Antriebsmittel 60 und ein Führungselement 61, sind nur schematisch gezeichnet.
In Figur 7 ist die Einblendvorrichtung 3 der Figuren 4 und 5 in einer Querschnittsdarstellung in z-Richtung nochmals erläutert. Darin ist insbesondere ersichtlich, dass die Absorberelemente 30, 31 in der Höhenrichtung y, im Wesentlichen entsprechend der Richtung des ausgestrahlten Rontgenstrahlenbundels, geringfügig zueinander versetzt sind, um ein für ein vollständiges Schließen der Einblendvorrichtung 3 notwendiges Überlappen der Absorberelemente 30, 31 zu erreichen.
Außerdem ist in Figur 7 ersichtlich, dass als Stelleinrichtung 61 für das eine Absorberelement 30 ein erstes Antriebsmittel 63 und für das andere Absorberelement 31 ein gesonder- tes zweites Antriebsmittel 67 vorhanden sein kann, die über Zahnriemen und/ oder Getriebe auf die entlang einer gemeinsamen Linearführung 65 verschiebbaren Absorberelemente 30, 31 wirken. Die Stelleinrichtung 61 steht mit der Steuereinheit 18 in Verbindung. Die Stelleinrichtung 61 kann alternativ beide Absorberelemente 30, 31 mit einem gemeinsamen Motor antreiben.

Claims

Patentansprüche
1. Einblendvorrichtung (3) zum Begrenzen eines Rontgenstrahlenbundels, mit wenigstens einem Absorberelement (30, 31; 51) , durch welches mindestens ein Schlitz zum Durchtritt des Rontgenstrahlenbundels begrenzbar ist, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , d a s s das Absorberelement (30, 31; 51) derart geformt ist, dass der Schlitz (32; 52-58) eine in Schlitzlängsrichtung (42) variie- rende Schlitzbreite (t) aufweist.
2. Einblendvorrichtung (3) nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , d a s s in Schlitzlängsrichtung (42) betrachtet die Schlitzbreite (i) , insbesondere ausgehend von einer Mittenposition, zu einem Schlitzende oder zu beiden Schlitzenden hin zunimmt.
3. Einblendvorrichtung (3) nach Anspruch 1 oder 2, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , d a s s das Absorberelement (30, 31; 51) schlitzseitig eine gekrümmte Außenkontur oder eine eine Krümmung polygonartig approximierende Außenkontur aufweist.
4. Einblendvorrichtung (3) nach Anspruch 1 oder 2, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , d a s s das Absorberelement (30, 31; 51) derart geformt ist, dass der Schlitz (32) einen ersten Bereich (45) konstanter Schlitzbreite (t) und wenigstens einen weiteren Bereich (46, 47) mit in Schlitzlängsrichtung (42) variierender Schlitzbreite (.) aufweist.
5. Einblendvorrichtung (3) nach Anspruch 4, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , d a s s in Schlitzlängsrichtung (42) betrachtet der erste Bereich (45) mittig angeordnet ist und dass beiderseits des mittigen Bereichs (45) jeweils ein weiterer Bereich (46, 47) mit in Schlitzlängsrichtung (42) variierender Schlitzbreite (l) vorhanden ist.
6. Einblendvorrichtung (3) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, g e k e n n z e i c h n e t d u r c h zwei einander gegenüberliegende und bezüglich ihres Abstandes zueinander derart verstellbare Absorberelemente (30, 31), dass das Röntgenstrahlenbündel variabel begrenzbar ist.
7. Einblendvorrichtung (3) nach Anspruch 6, g e k e n n z e i c h n e t d u r c h eine Stelleinrichtung (61), die derart auf die Absorberelemente (30, 31) einwirkt, dass die Absorberelemente (30, 31), vorzugsweise unabhängig voneinander, senkrecht oder schräg zur Schlitzlängsrichtung (42) bewegbar sind.
8. Einblendvorrichtung (3) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , d a s s das Absorberelement (51) als, bevorzugt einstückiger oder einteiliger, Körper ausgebildet ist, in den mehrere Schlitze
(52, 53, 54, 55, 56, 57, 58) mit voneinander unterschiedlicher mittlerer Schlitzbreite eingebracht sind, wovon zumindest einer und vorzugsweise alle eine in Schlitzlängsrichtung
(42) variierende Schlitzbreite (l) aufweist bzw. aufweisen.
9. Einblendvorrichtung (3) nach Anspruch 7 oder 8, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , d a s s der Körper des Absorberelements (51) eben, insbesondere platten- oder scheibenartig, ausgebildet ist.
10. Computertomographiegerät (1) mit einem um eine Systemachse (Z) rotierbaren Röntgenstrahier (2) , mit einem Röntgendetektor (5) und mit einer strahlerseitigen Einblendvorrichtung (3), d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , d a s s die Einblendvorrichtung (3) nach einem der Ansprüche 1 bis 9 ausgebildet ist.
11. Computertomographiegerät (1) nach Anspruch 10, d a du r c h g e k e n n z e i c h n e t , d a s s die Schlitzbreite (O in Abhängigkeit vom Kosinus eines Fä- cherwinkels (ß) variiert, wobei der Fächerwinkel (ß) der Winkel zwischen einem außermittigen Strahl des Rontgenstrahlenbundels und einem Zentralstrahl (36A) ist.
12. Computertomographiegerät (1) nach Anspruch 10 oder 11, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , d a s s die Schlitzbreite (i) variiert gemäß l (ß) = C/cosß + D, wobei C und D für den betreffenden Schlitz (32; 52-58) eine Konstante darstellen.
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US10/529,287 US7317786B2 (en) 2002-09-26 2003-09-15 Computed tomography apparatus and beam diaphragm therefor having absorber elements shaped to produce a non-uniform beam passage opening

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Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102004055022A1 (de) 2004-11-15 2006-05-24 Siemens Ag Befestigungsvorrichtung für eine Blende und Computertomographiegerät aufweisend eine derartige Befestigungsvorrichtung
SE0600694L (sv) * 2006-03-28 2007-06-05 Xcounter Ab Metod för att tillverka en kollimator
US7470907B2 (en) * 2006-12-15 2008-12-30 General Electric Company Cross-slit collimator method and system
JP5273957B2 (ja) * 2007-07-03 2013-08-28 キヤノン株式会社 放射線画像撮影装置
DE102007058104A1 (de) * 2007-12-03 2009-06-10 Siemens Ag Strahleinblendungseinheit, Strahlerzeugungseinrichtung und Tomografieeinrichtung
DE102008049708B4 (de) * 2008-09-30 2011-03-17 Siemens Aktiengesellschaft Blende und Blendenvorrichtung zur gezielten Beeinflussung von Röntgenstrahlung
CN102737748B (zh) * 2011-03-31 2015-06-03 上海西门子医疗器械有限公司 Z-准直器和包括z-准直器的x射线成像设备
US8976934B2 (en) * 2012-06-19 2015-03-10 General Electric Company Radiation apertures for X-ray collimators
CN103839603B (zh) * 2012-11-27 2017-12-22 Ge医疗系统环球技术有限公司 Ct准直仪和包含该ct准直仪的ct系统
CN103829963B (zh) 2012-11-27 2018-02-23 Ge医疗系统环球技术有限公司 准直仪及包含该准直仪的ct系统
CN103892850B (zh) 2012-12-28 2019-10-01 通用电气公司 用于ct系统的限束器
CN103961119A (zh) * 2013-01-31 2014-08-06 Ge医疗系统环球技术有限公司 Ct成像系统和确定ct准直仪缝隙轮廓的方法
DE102013215042B4 (de) * 2013-07-31 2021-09-16 Siemens Healthcare Gmbh Röntgeneinheit mit Schlitzblenden
DE102014202330B3 (de) * 2014-02-10 2015-06-03 Siemens Aktiengesellschaft Single Source DualEnergy mit zwei Filtern zur Röntgenspektrumsdifferenzierung bei Strahlerblenden mit Schlitzplatte
WO2016181715A1 (ja) * 2015-05-12 2016-11-17 株式会社島津製作所 放射線源およびそれを備えた放射線位相差撮影装置
WO2017001256A1 (en) * 2015-06-29 2017-01-05 Koninklijke Philips N.V. A system for generating and collimating an x-ray beam
CN105403580B (zh) 2015-12-28 2018-10-09 清华大学 准直器和检查系统
CN108903963A (zh) * 2018-05-17 2018-11-30 北京纳米维景科技有限公司 一种x射线遮挡组件及其前准直器
US10695011B2 (en) 2018-08-08 2020-06-30 General Electric Company X-ray collimator for imaging system
CN116027564B (zh) * 2023-01-05 2024-03-19 赛诺威盛科技(北京)股份有限公司 无级开缝准直器及ct扫描设备

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4057342A (en) * 1976-05-27 1977-11-08 Xerox Corporation Illumination slit for a reproducing machine
US5257305A (en) * 1988-06-22 1993-10-26 38 BV Optische "De Oude Delft Slit radiography device provided with absorption elements, and procedure for producing absorption elements
US5557107A (en) * 1994-03-21 1996-09-17 Commissariat A L'energie Atomique Device for the real time location of radiation sources
US6259766B1 (en) * 1997-12-16 2001-07-10 U.S. Philips Corporation Computer tomography device
US20020015474A1 (en) * 2000-07-31 2002-02-07 Analogic Corporation X-ray collimator

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE8436281U1 (de) 1984-12-11 1986-04-10 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Primärstrahlenblende für Röntgenuntersuchungsgeräte
JPH04179100A (ja) * 1990-11-13 1992-06-25 Toshiba Corp Ｘ線絞り装置
DE4226861C2 (de) * 1992-08-13 1996-05-02 Siemens Ag Einblendvorrichtung eines Strahlengerätes
US5644614A (en) * 1995-12-21 1997-07-01 General Electric Company Collimator for reducing patient x-ray dose
US6556657B1 (en) * 2000-08-16 2003-04-29 Analogic Corporation X-ray collimator and method of manufacturing an x-ray collimator
DE10154539C1 (de) * 2001-11-07 2003-06-26 Siemens Ag Strahlenblende für ein Röntgengerät und Röntgengerät

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4057342A (en) * 1976-05-27 1977-11-08 Xerox Corporation Illumination slit for a reproducing machine
US5257305A (en) * 1988-06-22 1993-10-26 38 BV Optische "De Oude Delft Slit radiography device provided with absorption elements, and procedure for producing absorption elements
US5557107A (en) * 1994-03-21 1996-09-17 Commissariat A L'energie Atomique Device for the real time location of radiation sources
US6259766B1 (en) * 1997-12-16 2001-07-10 U.S. Philips Corporation Computer tomography device
US20020015474A1 (en) * 2000-07-31 2002-02-07 Analogic Corporation X-ray collimator

Also Published As

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