Warning: fopen(111data/log202009291109.log): failed to open stream: No space left on device in /home/pde321/public_html/header.php on line 107

Warning: flock() expects parameter 1 to be resource, boolean given in /home/pde321/public_html/header.php on line 108

Warning: fclose() expects parameter 1 to be resource, boolean given in /home/pde321/public_html/header.php on line 113
CT-Detektor mit nicht rechtwinkligen Zellen - Dokument DE102007018907A1
 
PatentDe  


Dokumentenidentifikation DE102007018907A1 25.10.2007
Titel CT-Detektor mit nicht rechtwinkligen Zellen
Anmelder General Electric Co., Schenectady, N.Y., US
Erfinder Shaughnessy, Charles, Whitefish Bay, Wis., US
Vertreter Rüger und Kollegen, 73728 Esslingen
DE-Anmeldedatum 19.04.2007
DE-Aktenzeichen 102007018907
Offenlegungstag 25.10.2007
Veröffentlichungstag im Patentblatt 25.10.2007
IPC-Hauptklasse G01T 1/29(2006.01)A, F, I, 20070419, B, H, DE
IPC-Nebenklasse G01N 23/06(2006.01)A, L, I, 20070419, B, H, DE   G01T 1/20(2006.01)A, L, I, 20070419, B, H, DE   
Zusammenfassung Eine CT-Detektorzelle (52) ist konstruiert, um diagonal ausgerichtete Umfangswände (56) aufzuweisen. Mit einer derartigen Konstruktion weist der sich ergebende aus derartigen Detektorzellen (52) aufgebaute CT-Detektor einen verbesserten räumlichen Überstreichungsbereich (eine verbesserte räumliche Dichte) auf. Außerdem ist die Anzahl von Detektorkanälen trotz der Steigerung des räumlichen Überstreichungsbereichs nicht erhöht. Darüber hinaus lassen sich die Detektorzellen (52) konstruieren, ohne dass bedeutende Änderungen gegenüber herkömmlichen Fertigungstechniken erforderlich sind.

Beschreibung[de]
HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung betrifft ganz allgemein CT-Detektorkonstruktionen, und insbesondere einen CT-Detektor mit nicht rechtwinkligen Detektorzellen.

In herkömmlichen mehrzeiligen CT-Detektoren erstreckt sich eine zweidimensionale Detektorzellenmatrix sowohl in der x- als auch in der z-Richtung. Darüber hinaus ist in herkömmlichen Detektoren jede Zelle der Matrix konstruiert, um eine rechtwinklig gestaltete aktive Fläche aufzuweisen. Diese aktive Fläche verläuft im Allgemeinen senkrecht zu einer Röntgenquellenrotationsebene und wandelt im Falle von Energie integrierenden Szintillatoren Röntgenstrahlen in Licht um. Das durch jeden Szintillator ausgestrahlte Licht wird durch eine entsprechende Photodiode erfasst und in ein elektrisches Signal umgewandelt. Die Amplitude des elektrischen Signals kennzeichnet im Allgemeinen die durch die Photodiode erfasste Energie (Anzahl von Röntgenstrahlen multipliziert mit der Röntgenstrahlenintensität). Die Ausgangssignale der Photodioden werden anschließend durch ein Datenakquisitionssystem für Bildverarbeitung verarbeitet.

Wie oben beschrieben, weist jede der Detektorzellen der 2D-Matrix eine im Allgemeinen rechtwinklige oder quadratische Fläche auf und ist sowohl in der x- als auch in der z-Richtung angrenzend. Dementsprechend ist weder in x- noch in z-Richtung eine Überlappung vorhanden. Durch dieses Fehlen einer Überlappung ist die räumliche Frequenz, bei der sich der interessierende Bereich, d.h. die interessierende Anatomie, artefaktfrei auflösen lässt, nach oben begrenzt. Eine Reihe von Ansätzen wurden entwickelt, um die obere Abtastbeschränkungen herkömmlicher 2D-Detektormatrices zu überwinden.

In einer vorgeschlagenen Lösung ergab sich aus Miniaturisierungsbemühungen eine Verringerung der Abmessung der einzelnen Detektorzellen oder Pixel. Da das Ausgangssignal jeder Detektorzelle einem Pixel in einem rekonstruierten Bild entspricht, werden Detektorzellen herkömmlich auch als Pixel bezeichnet. Ein Segmentieren der aktiven Fläche des Detektors in kleinere Zellen steigert die Nyquist-Frequenz, was jedoch zu Lasten der Datenkanal- und Systembandbreite geht. Darüber hinaus ist die System-DQE aufgrund eines verringerten Quantenwirkungsgrads und erhöhter elektronischer Störpegel beeinträchtigt, mit der Folge einer Verschlechterung der Bildqualität.

Im Zusammenhang mit einer anderen vorgeschlagen Technik stellte sich heraus, dass eine Brennfleckablenkung durch Ablenken des Röntgenbrennflecks in der x- und/oder z-Richtung mit einer gegenüber der normalen Abtastrate verdoppelten oder vervierfachten Abtastrate zusätzliche Sätze von Ansichten liefern. Die unterschiedlichen Sätze von Ansichten werden anhand geringfügig verschiedenen Perspektiven akquiriert, was eindeutige Abtastwerte ergibt, die überlappende Ansichten des interessierenden Bereichs ohne eine Pixelunterteilung ermöglichen. Ein Nachteil dieses Ansatz ist, dass ein Datenakquisitionssystemkanal erforderlich ist, der über sehr hohe Abtastraten verfügt. Darüber hinaus erfordert eine derartige Technik eine speziell für rasche Strahlablenkung konstruierte Röntgenstrahlenquelle mit zugeordneter Hardware. Letztendlich stellte sich heraus, dass die Brennfleckablenkung Bilder mit erhöhtem Rauschen und reduzierter Dosiseffizienz liefert.

Ein weiterer vorgeschlagener Ansatz zur Steigerung der Abtastdichte eines CT-Detektors verwendet die Staffelung von Pixeln. Insbesondere wurde vorgeschlagen, dass sich die Abtastdichte verbessern lässt, indem jeder zweite Kanal bzw. Spalte von Detektorzellen in z-Richtung in der x-Richtung verschoben wird. In einem vorgeschlagenen Ansatz beträgt der Offsetwert die Hälfte einer Detektorbreite. Diese vorgeschlagene CT-Detektorkonstruktion sowie eine herkömmlichere CT-Detektorkonstruktion sind in 1-2 veranschaulicht.

Wie in 1 gezeigt, ist ein herkömmlicher CT-Detektor 2 durch eine Matrix von zweidimensionalen Detektorzellen 3 definiert, die in der aktiven Fläche des Detektors rechtwinklig gestaltet sind. Wie oben gezeigt und beschrieben, erstreckt sich die Matrix sowohl in x- als auch in z-Richtung. In der in 2 veranschaulichten CT-Detektorkonstruktion ist jeder zweite Kanal 4 (Spalte) von Detektorzellen 3 versetzt. Dies ermöglicht eine intermediäre Abtastposition zwischen Zeilen 5, wobei die Zahl (von) Zellen erhöht, die Zellenabmessung verringert oder die Abtastrate des Datenakquisitionssystems gesteigert wird. Da nicht sämtliche der Zeilen fluchten, ist eine derartige versetzte Konstruktion allerdings schwierig herzustellen.

Folglich wäre es erwünscht, einen CT-Detektor zu entwerfen, der eine erhöhte Abtastdichte ermöglicht, einfach herzustellen ist und dennoch das Datenakquisitionssystem nicht überlastet oder eine unangemessene Anzahl von Datenakquisitionskanälen voraussetzt.

KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung betrifft einen CT-Detektor, der konstruiert ist, um die oben erwähnten Nachteile zu beseitigen. Der CT-Detektor enthält Detektorzellen mit diagonal ausgerichteten Umfangswänden. Mit einer derartigen Konstruktion weist der CT-Detektor einen verbesserten räumlichen Überstreichungsbereich (bzw. Abtastdichte) auf. Außerdem ist die Anzahl von Detektorkanälen trotz der Steigerung des räumlichen Überstreichungsbereichs nicht erhöht. Darüber hinaus können die Detektorzellen mit einer herkömmlichen Schneidetechnik hergestellt werden.

Gemäß einem Aspekt umfasst die Erfindung daher eine Detektorzelle mit einer im Wesentlichen ebenen aktiven Oberfläche und einem Satz von Umfangswänden, die die im Wesentlichen ebene aktive Oberfläche definieren. Die Zelle ist geeignet konstruiert, so dass ein zwischen einem Paar von Umfangswänden gebildeter Schnittwinkel spitz ist.

Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung ist ein Detektor für radiographische Bildgebung offenbart. Die Anordnung basiert auf einer Detektormatrix mit einer Anzahl Detektorzellen und ist längs einer x-Richtung und einer senkrecht zu der x-Richtung verlaufenden z-Richtung angeordnet. Zumindest eine Detektorzelle weist einen Rand auf, der in einer xz-Ebene verläuft.

Gemäß einem weiteren Aspekt wird die Erfindung in einem CT-System verwendet. Das CT-System enthält eine sich um eine Rotationsebene drehende Gantry und eine in der Gantry angeordnete Röntgenstrahlenquelle, die konstruiert ist, um einen Röntgenstrahl zu projizieren. Das System weist ferner einen Röntgendetektor auf, der parallel zu der Ebene der Gantrydrehung und innerhalb der Gantry angeordnet ist. Der Röntgendetektor ist dazu eingerichtet, Strahlung, die von der Röntgenstrahlenquelle projiziert wird und durch eine abzubildende Person geschwächt ist, in eine Form umzuwandeln, die verarbeitet werden kann, um ein Bild des Patienten zu rekonstruieren. Der Röntgendetektor enthält eine Detektorzellenmatrix, bei der sämtliche Detektorzellen eine rautenförmige aktive Fläche aufweisen.

Vielfältige weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden nach dem Lesen der nachfolgenden Beschreibung in Verbindung mit den Zeichnungen offensichtlich.

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Die Zeichnungen veranschaulichen ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel, das gegenwärtig für eine Verwirklichung der Erfindung in Betracht gezogen wird:

1 zeigt eine Draufsicht auf eine herkömmliche rechtwinklige CT-Detektormatrix, die quadratische Detektorzellen enthält.

2 zeigt eine Draufsicht auf die CT-Detektormatrix mit versetzten Detektorkanälen.

3 zeigt eine anschauliche Ansicht eines CT-Bildgebungssystems.

4 zeigt ein Blockschaltbild des in 1 veranschaulichten Systems.

5 zeigt eine Draufsicht auf eine CT-Detektormatrix mit Detektorzellen, die diagonale Ränder aufweisen, entsprechend einem Aspekt der Erfindung.

6 zeigt eine Draufsicht auf eine einzelne exemplarische Detektorzelle gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung.

7 veranschaulicht in einem Graph eine z-Achsenvergleich zwischen einer herkömmlichen CT-Detektormatrix und der CT-Detektormatrix nach 5.

8 zeigt eine Draufsicht auf eine CT-Detektormatrix mit rhombusförmigen Detektorzellen gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung.

9 veranschaulicht in einem Graph einen Vergleich im z-Achsenprofil zwischen einer herkömmlichen rechtwinklig gestalteten Detektorzelle und einer rautenförmigen Detektorzelle.

10 zeigt eine anschauliche Ansicht eines CT-Systems für den Einsatz in einem nicht invasiven Paket-/Gepäck-Inspizierungssystem.

AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DES BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSBEISPIELS

Unter Bezugnahme auf 1 und 2 ist ein exemplarisches Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystem 10 mit einer Gantry 12 gezeigt, die einen CT-Scanner der "dritten Generation" repräsentiert. Dem Fachmann ist es offenkundig, dass die vorliegende Erfindung in Zusammenhang mit sonstigen CT-Scanner-Konstruktionen verwendet werden kann, z.B. jenen, die im Allgemeinen als Scanner der ersten Generation, zweiten Generation, vierten Generation, fünften Generation, sechsten Generation, usw. bezeichnet werden. Darüber hinaus ist die vorliegende Erfindung mit Blick auf eine CT-Detektorzellengeometrie beschrieben, die sich in Verbindung mit Energie integrierenden Zellen sowie Photonen zählenden und/oder Energie unterscheidenden Zellen einsetzen lässt.

Die Gantry 12 umfasst eine Röntgenstrahlenquelle 14, die ein Bündel von Röntgenstrahlen 16 in Richtung einer auf der entgegengesetzten Seite der Gantry 12 angeordneten Detektormatrix 18 projiziert. Die Detektormatrix 18 ist aus einer Vielzahl von Detektoren 20 aufgebaut, die die projizierten Röntgenstrahlen, die einen Patienten 22 durchdringen, gemeinsam erfassen. Jeder Detektor 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Stärke eines auftreffenden Röntgenstrahls und damit den auf dem Weg durch den Patienten 22 geschwächten Strahl kennzeichnet. Während eines Scanvorgangs zum Akquirieren von Röntgenprojektionsdaten drehen sich der Gantryrahmen 12 und die daran angebrachten Komponenten um ein Zentrum oder um eine Rotationsebene 24.

Die Rotation des Gantryrahmens 12 und der Betrieb der Röntgenstrahlenquelle 14 werden durch eine Steuervorrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuervorrichtung 26 enthält einen Röntgencontroller 28, der Energie und Zeittaktsignale an die Röntgenstrahlenquelle 14 liefert, und einen Gantryantriebscontroller 30, der die Rotationsgeschwindigkeit und die Position der Gantry 12 steuert. Ein Datenerfassungssystem (DAS) 32 in der Steuervorrichtung 26 tastet die von den Detektoren 20 ausgegebenen analogen Daten ab und wandelt diese für ein nachfolgendes Verarbeiten in digitale Signale um. Ein Bildrekonstruktor 34 nimmt die von der DAS 32 ankommenden abgetasteten und digitalisierten Röntgenstrahldaten entgegen und führt eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild wird einem Computer 36 als Eingabe zugeführt, der das Bild in einem Massenspeichergerät 38 speichert.

Der Rechner 36 nimmt ferner über eine Konsole 40, die eine Tastatur aufweist, von einem Anwender Steuerbefehle und Scanparameter entgegen. Ein zugehöriges Datensichtgerät 42 ermöglicht es dem Anwender, das rekonstruierte Bild und sonstige von dem Rechner 36 ausgegebene Daten zu beobachten. Die durch den Anwender eingegebenen Steuerbefehle und Parameter werden von dem Rechner 36 verwendet, um Steuerungssignale und Daten an das DAS 32, den Röntgencontroller 28 und den Gantryantriebscontroller 30 auszugeben. Darüber hinaus steuert der Rechner 36 einen Liegenantriebscontroller 44, der eine motorbetriebene Liege 46 steuert, um den Patienten 22 und die Gantry 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt die Liege 46 den Patienten 22 abschnittsweise durch eine Gantryöffnung 48.

Wie oben erwähnt, betrifft die vorliegende Erfindung einen CT-Detektor, der einzelne Detektorzellen oder Pixel enthält. Diese Zellen sind durch eine aktive Oberfläche oder Fläche definiert und wandeln Röntgenstrahlen in eine Form um, die sich hinsichtlich einer Bildrekonstruktion verarbeiten lässt. In dieser Hinsicht können die Zellen mittels einer Szintillator-Photodioden-Kombination Röntgenstrahlen in Licht umwandeln, das Licht erfassen und ein elektrisches Signal an ein Datenakquisitionssystem zur Bildrekonstruktion ausgeben. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht auf Szintillator-Photodioden-Konstruktionen beschränkt. D.h., die vorliegende Erfindung ist, wie weiter unten veranschaulicht, auch in Verbindung mit Direktumwandlungsdetektorzellen anwendbar, die Röntgenstrahlen unmittelbar in elektrische Signale umwandeln.

Darüber hinaus ist die Erfindung in Zusammenhang mit herkömmlichen, Energie integrierenden Zellen sowie Photonen zählenden bzw. Energie unterscheidenden Zellen anwendbar. In einer herkömmlichen integrierenden Zelle ist das Ausgangssignal des Szintillators oder eines sonstigen Röntgenstrahlkonvertierungsbauteils gleich dem Produkt der Energie der empfangenen Röntgenstrahlen und der Anzahl empfangener Röntgenstrahlen. Somit liegt keine Trennung der Anzahl empfangener Röntgenstrahlen von dem Energieniveau der einzelnen Röntgenstrahlen vor. Es ist daher im Falle von Energieintegrationsdetektorzellen möglich, dass eine Zelle ein Ausgangssignal liefert, das gleich jenem einer anderen Zelle ist, obwohl die eine Zelle mehr Röntgenstrahlen empfängt als die andere. Diese Gleichheit hinsichtlich der Ausgabesignale kommt dadurch zustande, dass das Energieniveau der Röntgenstrahlen, die durch die "andere" Zelle empfangen werden, größer ist als jenes der Röntgenstrahlen, die durch die "eine" Zelle empfangen werden.

Um Daten durch Photonenzählen und/oder Energieunterscheidung zu liefern, werden CT-Detektoren in zunehmendem Maße aus Energie unterscheidenden und/oder Photonen zählenden Zellen gefertigt. Diese ED/PC-Detektoren sind in der Lage, Photonzahl- und Energieniveau-Daten zu erzeugen. Trotz der Unterschiede zwischen herkömmlichen Energieintegrationsdetektoren und ED/PC-Detektoren, verbleibt in beiden Fällen ein Bedarf nach einer Verbesserung des räumlichen Überstreichungsbereichs bzw. der Abtastdichte. Die vorliegende Erfindung ist daher in Zusammenhang mit beiden allgemeinen Detektortypen anwendbar und in der Tat auf keinen speziellen Detektortyp beschränkt. Darüber hinaus ist diese Erfindung nicht auf Detektoren für CT-Systeme beschränkt.

Um einen CT-Detektor mit einem verbesserten räumlichen Überstreichungsbereich zu erhalten, werden Detektorzellen mit diagonal verlaufenden Rändern oder Umfangswänden vorgeschlagen. Eine exemplarische Konstruktion ist in 5 veranschaulicht. Wie gezeigt, ist ein CT-Detektor 20 durch ein Array oder eine Matrix 50 von Detektorzellen 52 definiert. Jede Detektorzelle 52 weist, wie zu sehen, eine nicht rechtwinklige Gestalt auf. Diese Abweichung von der Rechtwinkligkeit erhöht den räumlichen Überstreichungsbereich des Detektors in z-Richtung. Trotz der Abweichung von einer rechtwinkligen Geometrie jeder Detektorzelle sind die Detektorzellen in jeder Spalte (Kanal), wie veranschaulicht, einheitlich miteinander fluchtend ausgerichtet. Dies erleichtert das Herstellungsverfahren hinsichtlich des in 2 veranschaulichten Ansatzes versetzter Kanäle.

Wie in 5 gezeigt, sind die meisten der Detektorzellen ähnlich gestaltet. Allerdings müssen wegen der Abweichung von der Rechtwinkligkeit der Detektorzellen unregelmäßig gestaltete Abschnitte der Matrix berücksichtigt werden. Diese wird durch speziell gestaltete Zellen 53 erzielt, die geeignet gestaltet sind, um die Matrix "ausfüllen". Einem Fachmann ist es offenkundig, dass jede "speziell gestaltete" Zelle 53 zum Ausfüllen der Matrix mehrere Zellen beinhalten kann.

Mit Bezugnahme auf 6 ist eine einzelne exemplarische Detektorzelle 52 gemäß einem Aspekt der Erfindung gezeigt. Die Detektorzelle 52 weist eine aktive Fläche 54 auf, die während einer Datenakquisition im Wesentlichen parallel zu der (nicht gezeigten) Röntgenprojektionsebene verläuft. In der exemplarischen Darstellung ist die aktive Fläche 54 durch vier Umfangswände oder Ränder 56 definiert. Wie gezeigt, weist die exemplarische Zelle die Form eines Rhombus auf. In dieser Hinsicht ist der durch die Schnittlinie von Rändern 56(a) und 56(b) gebildete Winkel &agr;1 spitz. Desgleichen ist der Winkel &agr;2 zwischen Rändern 56(c) und 56(d) spitz. Im Gegensatz dazu sind der Winkel &bgr;1 am Schnittpunkt der Ränder 56(a) und 56(c) und der am Schnittpunkt von 56(b) und 56(d) gebildete Winkel &bgr;2 beide stumpf. Kurz gesagt, die Ränder 56(b) und 56(c) stehen nicht senkrecht auf der Ebene der Gantrydrehung wie im Falle herkömmlicher rechtwinklig gestalteter Zellen; die Kanalränder 56(a) und 56(d) stehen allerdings senkrecht auf der Ebene der Gantrydrehung. In dieser Hinsicht verlaufen die diagonalen Ränder 56(b) und 56(c) in der xz-Ebene wohingegen die Ränder 56(a) und 56(d) lediglich in z-Richtung verlaufen.

Die Geometrie der Detektorzelle lässt sich, wie im Folgenden erläutert, allgemeiner beschreiben. Wie gezeigt, sind die z-Begrenzungen der Detektorzelle durch geradlinige diagonale Ränder gebildet. Wenn die Zellenteilung in z-Richtung mit "a" und die Zellenteilung in der x-Richtung mit "b" bezeichnet wird, bildet die diagonale Begrenzung daher mit der x-Achse einen Winkel &agr;, so dass gilt: tan(&agr;) = a/(2b)(Gl. 1).

Für a = b ist a etwa gleich 26,5 Grad. Einen Fachmann ist es allerdings klar, dass die vorliegende Erfindung nicht auf den Fall a = b beschränkt ist. Beispielsweise ist in einem bevorzugten Ausführungsbeispiel b = a/2. In diesem Fall, der sich als besonders günstig für die Abtastdichte herausstellte, ist &agr; gleich 30 Grad. Mit einem Winkel &agr; von 30 Grad, würde sich eine Detektormatrix bzw. -array mit einer hexagonalen Gitterstruktur ergeben. Selbstverständlich kommen auch andere Werte für &agr; in Betracht.

Dadurch dass die Ränder 56(b) und 56(c) in der xz-Ebene verlaufen, wird die Abtastdichte des gesamten Detektors, wie in 7 dargestellt, verbessert. Insbesondere ist das z-Achsenprofil einer herkömmlichen rechtwinkligen Detektorzelle, wie veranschaulicht, von den kollektiven Profilen der in 5-6 dargestellten mit diagonalen Rändern gestalteten Zellen umhüllt.

Die vorliegende Erfindung schafft nicht nur eine Detektorzellengeometrie mit einem verbesserten räumlichen Überstreichungsbereich, sondern erreicht dies auch ohne wesentliche Änderungen an herkömmlichen Detektorfertigungstechniken vorauszusetzen. Insbesondere kann die in 6 veranschaulichte Detektorzelle in einem Schnittverfahren mittels zwei Schnitten hergestellt werden. D.h., nach Durchführung eines geraden Schnitts, d.h. nach dem Erzeugen der Ränder 56(a) und 56(d), ist es lediglich erforderlich, den Wafer oder die Masse des Röntgenstrahlkonvertierungsmaterials spitzwinklig um ein feststehendes Maß zu drehen, um anschließend einen zweiten Schnitt durchzuführen. Anstelle der Durchführung von vier neunzig-Grad-Schnitten kann ein Detektor gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung somit mittels zwei neunzig-Grad-Schnitten und zwei spitzwinkligen (weniger als neunzig Grad aufweisenden) diagonalen Schnitten gebildet werden. Diese lässt sich durchführen, ohne dass eine wesentliche Änderung einer typischen Schnitteinstellung erforderlich wäre.

Mit Bezugnahme auf 8 ist ein CT-Detektor 20 mit einer Matrix 50 aus Detektorzellen 52 gezeigt, die gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung gestaltet sind. In diesem Ausführungsbeispiel sind sämtliche Detektorzellen 52 rautenförmig. Somit ist jede Zelle im Gegensatz zu der in 6 gezeigten Zelle, durch vier diagonale Ränder anstelle von zwei definiert. Ein Vorteil der in 8 veranschaulichten Zellengeometrie ist, dass in der x- und z-Richtung eine wesentliche Abtastüberlappung vorhanden ist. Darüber hinaus ist das z-Achsenprofil schmaler als dasjenige herkömmlicher rechtwinkliger Detektorzellen. Dem Fachmann ist es offenkundig, dass sich die Herstellung der rautenförmigen Detektorzelle mit einem herkömmliche Drahtsägeverfahren durchführen lässt.

Unter Bezugnahme auf 9 ist das axiale Profil einer rautenförmigen Zelle im Verhältnis zu einer rechtwinklig gestalteten Zelle veranschaulicht. Wie gezeigt, stimmt der Abtastüberstreichungsbereich der rautenförmigen Zelle ungeachtet des schmaleren Profils mit demjenigen einer herkömmlichen rechtwinklig gestalteten Zelle überein.

Die vorliegende Erfindung kann in medizinischen Scannern, z.B. in dem in 3-4 gezeigten Scanner, oder in nicht medizinischen Scannern genutzt werden. Mit Bezugnahme auf 10 weist ein Paket/Gepäck-Inspizierungssystem 100, das die vorliegende Erfindung verwendet, eine drehbare Gantry 102 mit einer darin vorgesehenen Öffnung 104 auf, durch die Pakete oder Gepäckstücke geleitet werden können. In der drehbaren Gantry 102 ist eine Quelle 106 für hochfrequente elektromagnetische Energie sowie eine Detektoranordnung 108 untergebracht, die Detektorzellen aufweist, die jenen ähneln, wie sie im Vorliegenden beschrieben sind. Ferner ist ein Förderbandsystem 110 vorgesehen, das ein Förderband 112 enthält, das von einem Aufbau 114 getragen wird, um zu scannende Pakete oder Gepäckstücke 116 automatisch und fortlaufend durch die Öffnung 104 zu transportieren. Die Objekte 116 werden mittels des Förderbands 112 durch die Öffnung 104 zugeführt, sodann werden Bildgebungsdaten gewonnen, und das Förderband 112 entfernt die Pakete 116 danach in einer gesteuerten und kontinuierlichen Weise wieder aus der Öffnung 104. Auf diese Weise ist es Postkontrolleuren, Gepäckabfertigungspersonal und sonstigem Sicherheitspersonal möglich, den Inhalt von Paketen 116 ohne ein invasives Eingreifen auf Explosivstoffe, Messer, Waffen, Schmuggelware, etc. zu kontrollieren.

Wie oben erwähnt, ist die vorliegende Erfindung nicht auf einen speziellen Typ einer Detektorzelle beschränkt. Diesbezüglich wird in Betracht gezogen, dass die Erfindung sich in Energie integrierenden, Photonen zählenden oder Energie unterscheidenden Konstruktionen nutzen lässt. Die Erfindung ist somit in Verbindung mit Szintillatoren oder unmittelbar umwandelnden Röntgenstrahlkonvertierungsmaterial, Ladungskollektoren, z.B. Photodioden, Ladungsspeicherbauelementen, Ladungssammlungsanoden oder -kathoden, sowie, Antistreurastern, Kollimatoren und Reflektorgittern nutzbar.

Wie im Vorliegenden beschrieben und für den Fachmann einsichtig, schafft die Erfindung eine Detektorzellengeometrie, die ein Überlappen von Abtastwerten in der z- und/oder x-Richtung ermöglicht, ohne zusätzliche Datenakquisitionssystemkanäle zu erfordern. Darüber hinaus ist die aktive Fläche jeder Zelle äquivalent zu jener herkömmlicher Detektorzellen. Die Detektorzellen lassen sich mittels einer geringen Änderung eines herkömmlichen Drahtsägeverfahrens herstellen; die Herstellungskosten sind daher mit herkömmlichen Detektorzellen vergleichbar. Da die im Vorliegenden beschriebenen diagonalen und rautenförmigen Zellen mittels Drahtsägeschnitten gleicher Teilung hergestellt werden können, ist darüber hinaus nur eine einzige Einstellung der Drahtsäge erforderlich. Darüber hinaus ist die Detektorzelle in Zusammenhang mit Ablenkungstechniken anwendbar, die einen in x-Richtung gleitenden Brennfleck, z.B. Wobbeln in x-Richtung, verwenden, um die Abtastung in der x-Richtung zu verbessern. Weiter sind im Falle des in 6 veranschaulichten Ausführungsbeispiels die Kanalränder jeder Zelle mit den Kanalrändern jeder weiteren Detektorzelle in dem Kanal fluchtend ausgerichtet. Es kann daher ein herkömmliches eindimensionales Streuungsgitter dafür eingesetzt werden. Ferner ist es einem Fachmann offenkundig, dass die vorliegende Erfindung in Verbindung mit CZT-Photonen zählenden Detektoren anwendbar ist. In einem solchen Fall wird der Szintillator nicht in der oben beschriebenen Weise würfelförmig geschnitten. Die Ladungssammelelektroden werden mit überlappenden Zeilen ausgebildet.

Die Erfindung umfasst daher eine Detektorzelle mit einer im Wesentlichen ebenen aktiven Oberfläche und einem Satz von Umfangswänden, die die im Wesentlichen ebene aktive Oberfläche definieren. Die Zelle ist geeignet konstruiert, so dass ein zwischen einem Paar von Umfangswänden gebildeter Schnittwinkel spitz ist.

Weiter ist eine Detektoranordnung offenbart. Die Anordnung basiert auf einer Detektormatrix mit einer Anzahl Detektoren und ist längs einer x-Richtung und einer senkrecht zu der x-Richtung verlaufenden z-Richtung angeordnet. Zumindest ein Detektor aus der Anzahl von Detektoren weist einen in einer xz-Ebene angeordneten Rand auf.

Die Erfindung wird auch in einem CT-System verwendet. Das CT-System enthält eine sich um eine Rotationsebene drehende Gantry und eine in der Gantry angeordnete Röntgenstrahlenquelle, die konstruiert ist, um einen Röntgenstrahl zu projizieren. Das System weist ferner einen Röntgendetektor auf, der parallel zu der Ebene der Gantrydrehung und innerhalb der Gantry angeordnet ist. Der Röntgendetektor ist dazu eingerichtet, Strahlung, die von der Röntgenstrahlenquelle projiziert wird und durch eine abzubildende Person geschwächt ist, in eine Form umzuwandeln, die verarbeitet werden kann, um ein Bild des Patienten zu rekonstruieren. Der Röntgendetektor enthält eine Detektorzellenmatrix, bei der sämtliche Detektorzellen eine rautenförmige aktive Fläche aufweisen.

Eine CT-Detektorzelle 52 ist konstruiert, um diagonal ausgerichtete Umfangswände 56 aufzuweisen. Mit einer derartigen Konstruktion weist der sich ergebende aus derartigen Detektorzellen 52 aufgebaute CT-Detektor einen verbesserten räumlichen Überstreichungsbereich (eine verbesserte räumliche Dichte) auf. Außerdem ist die Anzahl von Detektorkanälen trotz der Steigerung des räumlichen Überstreichungsbereichs nicht erhöht. Darüber hinaus lassen sich die Detektorzellen 52 konstruieren, ohne dass bedeutende Änderungen gegenüber herkömmlichen Fertigungstechniken erforderlich sind.

Die vorliegende Erfindung wurde anhand des bevorzugten Ausführungsbeispiels beschrieben, und es ist klar, dass neben den ausdrücklich genannten Formen äquivalente, alternative und modifizierte Formen möglich sind und im Schutzumfang der beigefügten Ansprüche liegen.


Anspruch[de]
Detektorzelle (52), umfassend:

eine im Wesentlichen ebene aktive Oberfläche (54); und

einen Satz von Umfangswänden (56), die die im Wesentlichen ebene aktive Oberfläche (54) definieren, wobei ein zwischen einem Paar von Umfangswänden (56) gebildeter Schnittwinkel (&agr;1, &agr;2) spitz ist.
Detektorzelle (52) nach Anspruch 1, wobei der Satz von Umfangswänden (56) vier Umfangswände (56) umfasst. Detektorzelle (52) nach Anspruch 2, wobei zwei der vier Umfangswände (56) zueinander parallel sind, und die anderen beiden der vier Umfangswände (56) zueinander parallel sind. Detektorzelle (52) nach Anspruch 2, wobei der Schnittwinkel (&agr;1, &agr;2) zwischen zwei beliebigen sich schneidenden Umfangswänden (56) nicht neunzig Grad beträgt. Detektorzelle (52) nach Anspruch 1, zu der ferner ein Szintillatorkörper gehört, der mit der im Wesentlichen ebenen aktiven Oberfläche (54) verbunden ist und konstruiert ist, um Röntgenstrahlen, die durch die im Wesentlichen ebene Röntgenfläche (54) empfangen werden, in Licht umzuwandeln. Detektorzelle (52) nach Anspruch 1, zu der ferner ein Szintillatorkörper gehört, der mit der im Wesentlichen ebenen aktiven Oberfläche (54) verbunden ist und konstruiert ist, um Röntgenstrahlen unmittelbar in elektrische Signale umzuwandeln. Detektorzelle (52) nach Anspruch 1, die durch zwei Schnitte eines Szintillatorwafers ausgebildet wird, wobei die zwei Schnitte eine im Wesentlichen ähnliche Drahtsägenteilung aufweisen. Detektorzelle (52) nach Anspruch 7, die ferner ausgebildet wird, indem ein erster Schnitt des Szintillatorwafers mit einer vorgegebenen Drahtsägenteilung hergestellt wird, und indem der Szintillatorwafer anschließend nach der Durchführung des ersten Schnitts um weniger als neunzig Grad gedreht wird und mit der vorgegebenen Drahtsägenganghöhe ein zweiter Schnitt durchgeführt wird. Detektorzelle (52) nach Anspruch 1, wobei der Schnittwinkel (&agr;1, &agr;2) etwa 20-40 Grad beträgt. Detektorzelle (52) nach Anspruch 9, wobei der Schnittwinkel (&agr;1, &agr;2) 26,5 Grad oder 30,0 Grad beträgt.






IPC
A Täglicher Lebensbedarf
B Arbeitsverfahren; Transportieren
C Chemie; Hüttenwesen
D Textilien; Papier
E Bauwesen; Erdbohren; Bergbau
F Maschinenbau; Beleuchtung; Heizung; Waffen; Sprengen
G Physik
H Elektrotechnik

Anmelder
Datum

Patentrecherche

Patent Zeichnungen (PDF)

Copyright © 2008 Patent-De Alle Rechte vorbehalten. eMail: info@patent-de.com