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HINTERGRUND DER ERFINDUNG:
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Diese
Erfindung bezieht sich allgemein auf Bildgebungssysteme und spezieller
auf Systeme und Verfahren zum Reduzieren der auf einem Objekt einfallenden
Strahlungsdosis.
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Ein
Computertomographie (CT)-Scanner der dritten Generation enthält eine
Röntgenstrahlenquelle
und einen Detektor, die zusammen um den Patienten gedreht werden.
Ein Röntgenstrahlenbündel wird durch
den Patienten geleitet und die Intensität des Röntgenstrahls wird von dem Detektor
gemessen. In einigen CT-Bildgebungssystemen wird eine Röntgenröhre verwendet,
um die Röntgenstrahlen
zu erzeugen. Röntgenstrahlen
werden erzeugt, indem Elektronen durch eine hohe Spannungsdifferenz
zwischen einer Anode und einer Katode der Röntgenröhre gegen einen Brennfleck
oder die Anode beschleunigt werden. Diese Röntgenstrahlen laufen typischerweise
von dem Brennfleck konisch auseinander und das auseinander laufende
Röntgenstrahlenbündel wird
typischerweise durch einen objektnahen Kollimator geleitet, um ein
Röntgenstrahlprofil
auf dem Detektor abzugrenzen. Einige CT-Bildgebungssysteme enthalten
Detektorzellen, die auf einem Bogen mit konstantem Radius um die
Quelle angeordnet sind. Wenn der Kollimator linienförmig oder
rechteckig ist, wird das Röntgenstrahlenbündelprofil
auf dem Detektor entlang eines Detektorkranzes gekrümmt, wenn
eine Kollimatoröffnung
in Richtung einer Z-Achse geöffnet
wird. Die Krümmung
kann sowohl zu einer ungenutzten Röntgenstrahlendosis als auch
zur Verschlechterung eines CT-Bildes führen, das aus dem gekrümmten Röntgenstrahlenbündelprofil
gebildet wird.
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KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG:
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In
einer Ausführungsform
wird ein Bildgebungssystem geschaffen. Das Bildgebungssystem enthält eine
zum Erzeugen eines Strahlenbündels eingerichtete
Strahlungsquelle, einen zum Einblenden des Strahls zum Erzeugen
eines eingeblendeten Strahls eingerichteten Kollimator und einen
zum Erfassen des eingeblendeten Strahls eingerichteten Detektor.
Der Kollimator ist entweder ein erster Kollimator mit einer gekrümmten Kontur,
die proportional zu einer Kontur des Detektors ist, oder ein zweiter Kollimator
mit Blenden, wobei die Schrägen
von zwei gegenüberliegenden
Flächen
von wenigstens einer der Blenden voneinander unterschiedlich sind,
oder ein dritter, wenigstens zwei Plattensätze aufweisender Kollimator,
wobei die Platten eines Satzes gegeneinander drehbar gelagert sind.
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In
einer anderen Ausführungsform
wird ein Computertomographiebildgebungssystem geschaffen. Das Computertomographiebildgebungssystem enthält eine
zum Erzeugen eines Strahlenbündels eingerichtete
Röntgenstrahlenquelle,
einen zum Einblenden des Röntgenstrahlenbündels zum
Erzeugen des eingeblendeten Röntgenstrahlenbündels eingerichteten
Kollimator und einen zum Erfassen des eingeblendeten Röntgenstrahlenbündels eingerichteten Detektor.
Der Kollimator ist entweder ein erster Kollimator mit einer gekrümmten Kontur,
die zu einer Kontur des Detektors proportional ist, oder ein zweiter Kollimator
mit Blenden, wobei die Schrägen
von zwei gegenüberliegenden
Flächen
wenigstens einer der Blenden voneinander unterschiedlich sind, oder
ein dritter, wenigstens zwei Plattensätze aufweisender Kollimator,
wobei die Platten eines Satzes gegeneinander drehbar gelagert sind.
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In
noch einer anderen Ausführungsform
wird ein Verfahren zum Verringern Strahlendosis geschaffen, die
auf ein Objekt einfällt.
Das Verfahren enthält das Übertragen
eines Strahlenbündels
in Richtung auf ein Objekt, das Einblenden des Strahlenbündels bevor
das Bündel
das Objekt erreicht, und das Erfassen des eingeblendeten Strahlenbündels. Das
Einblenden wird ausgeführt
von einem ersten Kollimator mit einer gekrümmten Kontur, die zu einer
Kontur des das eingeblendete Strahlenbündel erfassenden Detektors
proportional ist, einem zweiten Kollimator mit Blenden, wobei die
Schrägen
von zwei gegenüberliegenden
Flächen
wenigstens einer der Blenden voneinander unterschiedlich sind, oder
einem dritten, wenigstens zwei Plattensätze aufweisenden Kollimator,
wobei die Platten eines Satzes gegeneinander drehbar gelagert sind.
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KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN:
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1 zeigt
eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Computertomographie (CT)-Bildgebungssystems,
in dem Systeme und Verfahren zur Reduzierung der Strahlungsdosierung
angewandt werden.
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2 zeigt
ein Blockdiagramm des CT-Bildgebungssystems in 1.
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3 zeigt
ein Diagramm einer Ausführungsform
eines Kollimators und eines Teils des CT-Bildgebungssystems.
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4 zeigt
ein Diagramm, das Ausführungsformen
verschiedener Typen von Kollimatoren, die in dem CT-Bildgebungssystem
angewandt werden können,
und Effekte beim Anwenden der unterschiedlichen Typen von Kollimatoren
zeigt.
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5 zeigt
ein Diagramm, das eine Ausführungsform
eines Systems zur Reduzierung der Strahlungsdosierung und die Auswirkungen
des Systems zeigt.
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6 zeigt
ein Diagramm einer Ausführungsform
eines Kollimators, der in dem CT-Bildgebungssystem aus 1 verwendet
wird.
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7 zeigt
ein Diagramm einer Ausführungsform
eines Kollimators, der in dem CT-Bildgebungssystem aus 1 benutzt
wird.
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AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG:
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In
einigen bekannten CT-Bildgebungssystemanordnungen projiziert eine
Röntgenstrahlenquelle ein
fächerförmiges Strahlenbündel, das
so eingeblendet ist, dass es in der X-Y-Ebene eines kartesischen
Koordinatensystems liegt und als "Abbildungsebene" bezeichnet wird. Das Röntgenstrahlenbündel durchdringt
ein Objekt, das abgebildet wird, wie z. B. einen Patienten. Nachdem
das Bündel
durch das Objekt abgeschwächt
worden ist, trifft es auf ein Feld von Strahlungsdetektoren. Die
Intensität
des an dem Detektorfeld empfangenen, abgeschwächten Strahlungsbündels ist
abhängig
von der Abschwächung des
Röntgenstrahlenbündels durch
das Objekt. Jedes Detektorelement des Feldes erzeugt ein separates
elektrisches Signal, das eine Messung der Bündelabschwächung am Ort des Detektors
ist. Die Abschwächungsmessungen
von allen Detektoren werden separat erfasst, um ein Durchgangsprofil
zu erzeugen.
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Bei
CT-Bildgebungssystemen der dritten Generation werden die Röntgenstrahlenquelle
und das Detektorfeld mit einem Gantry-Rahmen innerhalb der Abbildungsebene
und um das abzubildende Objekt gedreht, so dass sich der Winkel,
unter dem das Röntgenstrahlenbündel das
Objekt schneidet, gleichmäßig ändert. Eine
Gruppe von Messungen der Röntgenstrahlenabschwächung, z.B.
Projektionsdaten von dem Detektorfeld bei einem Gantry-Rahmenwinkel
wird als "Projektion" bezeichnet. Eine "Aufnahme" des Objekts umfasst
einen Satz von bei unterschiedlichen Gantry-Winkeln oder Projektionswinkeln
während
einer Umdrehung der Röntgenstrahlenquelle
und des Detektors angefertigten Projektionen.
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Bei
einer axialen Aufnahme werden die Projektionsdaten verarbeitet,
um ein Bild zu konstruieren, das einer zweidimensionalen durch das
Objekt aufgenommenen Schicht entspricht. Ein Verfahren zur Wiederherstellung
eines Bildes aus einer Menge von Projektionsdaten wird in der Fachwelt
als gefilterte Rückprojektionstechnik
bezeichnet. Dieses Verfahren wandelt die Abschwächungsmessungen einer Aufnahme
in "CT-Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten" genannte ganze Zahlen
um, die verwendet werden, um die Helligkeit eines entsprechenden
Pixels bei einer Katodenstrahlröhrenanzeige
zu steuern.
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Um
die gesamte Abtastzeit zu verringern, kann eine "helikale" Aufnahme durchgeführt werden. Um eine "helikale" Aufnahme durchzuführen, wird das
Objekt bewegt, während
die Daten für
die vorgeschriebene Anzahl von Aufnahmen erfasst werden. Ein solches
System erzeugt eine einzelne Schraubenlinie aus einer helikalen
Aufnahme mit einem fächerförmigen Strahlenbündel. Die
durch das fächerförmige Bündel aufgezeichnete
Schraubenlinie liefert Projektionsdaten, aus denen Bilder in jeder
geforderten Schicht rekonstruiert werden können.
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Rekonstruktionsalgorithmen
für helikales
Abtasten verwenden typischerweise Algorithmen zur helikalen Gewichtung,
die die gesammelten Daten als eine Funktion aus Ansichtswinkel und
Detektorkanalindex gewichten. Spezieller werden die Daten vor einem
gebildeten Rückprojektionsprozess
gemäß einem
helikalen Gewichtungsfaktor gewichtet, der eine Funktion sowohl
des Gantry-Winkels als auch des Detektorwinkels ist. Die helikalen
Gewichtungsalgorithmen skalieren auch die Daten gemäß einem
Skalierungsfaktor, der eine Funktion des Abstands zwischen der Röntgenstrahlenquelle
und dem Objekt ist. Die gewichteten und skalierten Daten werden
danach verarbeitet, um die CT-Zahlen zu bestimmen und ein Bild zu
erstellen, das einer durch das Objekt aufgenommenen zweidimensionalen
Schicht entspricht.
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Wenn
hierin ein Element oder Schritt verwendet wird, das/der in der Einzahl
genannt wird und dem das Wort "ein" vorausgeht, sollte
es so verstanden werden, dass die Mehrzahl dieses Elements oder
Schrittes nicht ausgeschlossen wird, sofern ein solcher Ausschluss
nicht ausdrücklich
genannt ist. Weiterhin ist nicht beabsichtigt, dass Bezüge zu "einer Ausführungsform" so verstanden werden,
dass die Existenz weiterer Ausführungsformen,
die die genannten Merkmale ebenfalls enthalten, ausgeschlossen ist.
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Wenn
hierin der Ausdruck „Wiederherstellen eines
Bildes" verwendet
wird, ist ebenfalls nicht beabsichtigt, Ausführungsformen der vorliegenden
Erfindung auszuschließen,
bei denen die ein Bild repräsentierenden
Daten, nicht aber ein sichtbares Bild erzeugt werden. Viele Ausführungsformen
erzeugen jedoch wenigstens ein sichtbares Bild (oder sind zum Erzeugen
eingerichtet).
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Indem
auf die 1 und 2 Bezug
genommen wird, ist ein Vielschicht-Aufnahmebildgebungssystem, z.B.
ein Computertomographie (CT)-Bildgebungssystem 10 gezeigt,
das einen für ein
CT-Bildgebungssystem der „dritten
Generation" typischen
Gantry-Rahmen 12 enthält.
Der Gantry-Rahmen 12 weist eine Röntgenstrahlenquelle 14 auf,
die ein Röntgenstrahlenbündel 16 auf
ein Detektorfeld 18 auf der gegenüber liegenden Seite des Gantry-Rahmens 12 wirft.
Das Detektorfeld 18 ist aus einer Vielzahl von Detektorzeilen
(nicht dargestellt) aufgebaut, die eine Vielzahl von Detektorelementen oder
-zellen 20 enthalten, die zusammen die durch ein Objekt 22,
wie z. B. einen Patienten, durchdringenden Röntgenstrahlen erfassen. Zum
Beispiel ist die Breite jedes Detektorelements 20 entlang
einer Z-Achse größer als
40 mm, gemessen zu einem Isozentrum des Röntgenstrahlenbündels 16.
Jedes Detektorelement 20 erzeugt ein elek trisches Signal,
das die Intensität
eines auftreffenden Röntgenstrahls
und dadurch die Abschwächung
eines das Objekt 22 durchdringenden Röntgenstrahls wiedergibt. Während einer
Aufnahme zum Erfassen der Röntgenstrahlenprojektionsdaten
rotieren der Gantry-Rahmen 12 und die daran montierten
Komponenten um ein Rotationszentrum 24. 2 zeigt
nur eine einzelne Reihe von Detektorelementen 20 (z.B.
eine Detektorzeile). Das Vielschicht-Detektorfeld 18 enthält jedoch
eine Vielzahl von parallelen Detektorzeilen aus Detektorelementen 20,
sodass während
einer Aufnahme, die zu einer Vielzahl von quasiparallelen oder parallelen
Schichten gehörenden
Projektionsdaten gleichzeitig erfasst werden können.
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Die
Drehung des Gantry-Rahmens 12 und der Betrieb der Röntgenstrahlenquelle 14 werden von
einer Steuerungsvorrichtung 26 des CT-Bildgebungssystems 10 gesteuert.
Die Steuerungsvorrichtung 26 enthält eine Röntgenstrahlensteuerung 28, die
der Röntgenstrahlenquelle 14 und
einer Gantry-Motorsteuerung 30, die die Rotationsgeschwindigkeit
und Position des Gantry-Rahmens 12 steuert, Energie und
Steuersignale liefert. Ein Datenerfassungssystem (DAS) 32 in
der Steuerungsvorrichtung 26 nimmt die analogen Daten von
den Detektorelementen 20 auf und wandelt die Daten zur
anschließenden
Verarbeitung in digitale Signale um. Eine Bildwiederherstellungseinrichtung 34 empfängt die aufgenommenen
und digitalisierten Röntgenstrahlendaten
vom DAS 32 und führt
eine Hochgeschwindigkeitsbildwiederherstellung aus. Das wiederhergestellte
Bild wird als Eingangssignal einem Rechner 36 zugeführt, der
das Bild in einer Massenspeichereinrichtung 38 speichert.
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Der
Rechner 36 empfängt
Befehle und Aufnahmeparameter von einem Bediener über eine
Konsole 40, die eine Tastatur aufweist. Eine angeschlossene
Katodenstrahlröhrenanzeige 42 er laubt
dem Bediener, das wiederhergestellte Bild und andere Daten aus dem
Rechner 36 zu betrachten. Die vom Bediener gelieferten
Befehle und Parameter werden von dem Rechner 36 verwendet,
um Steuersignale und Informationen an das DAS 32, die Röntgenstrahlensteuerung 28 und
die Gantry-Motorsteuerung 30 auszugeben. Zusätzlich bedient
der Rechner 36 eine Tischmotorsteuerung 44, die
einen motorisierten Tisch 46 zum Positionieren des Objekts 22 in
dem Gantry-Rahmen 12 steuert. Speziell bewegt der Tisch 46 Teile
des Objekts 22 durch eine Gantry-Öffnung 48.
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In
einer Ausführungsform
enthält
der Rechner 36 eine Einrichtung 50, z.B. ein Diskettenlaufwerk,
CD-Rom-Laufwerk, DVD-Laufwerk,
magnetisch-optische Platten (MOD)-Laufwerk oder eine andere digitale
Einrichtung, einschließlich
einer mit einem Netzwerk verbindenden Einrichtung, wie einer Ethernet-Einrichtung
zum Lesen von Befehlen und/oder Daten von einem computerlesbaren
Medium 52, wie z.B. einer Diskette, einer CD-Rom, einer DVD
oder einer anderen digitalen Quelle, wie z. B. einem Netzwerk oder
dem Internet ebenso wie noch zu entwickelnden digitalen Mitteln.
In einer anderen Ausführungsform
führt der
Rechner 36 Befehle aus, die in Firmware (nicht dargestellt)
gespeichert sind. Der Rechner 36 ist zum Umsetzen der hierin
beschriebenen Funktionen programmiert, und wie hierin verwendet,
ist der Ausdruck Rechner nicht nur auf solche integrierten Schaltungen
beschränkt,
die in der Fachwelt als Rechner bezeichnet werden, sondern bezieht
sich allgemein auf Computer, Prozessoren, Mikrocontroller, Mikrocomputer,
programmierbare logische Steuerungen, anwendungsspezifische integrierte
Schaltkreise und andere programmierbare Schaltungen, und diese Ausdrücke werden
hierin austauschbar verwendet.
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3 zeigt
ein Diagramm einer Ausführungsform
eines vor dem Patienten angeordneten Kollimators 62 und
einem Teilbereich des Gantry-Rahmens 12 des CT-Bildgebungssystems 10.
Das Röntgenstrahlenbündel 16 geht
von einem Brennfleck 60 aus, bei dem sich die Röntgenstrahlenquelle 14 befindet.
Das Röntgenstrahlenbündel 16 wird durch
den Kollimator 62 eingeblendet und ein eingeblendetes Fächerbündel 64 wird
durch ein Objekt 66 auf das Detektorfeld 18 entlang
einer innerhalb des eingeblendeten Bündels 64 zentrierten
Fächerbündelachse
projiziert. Das Detektorfeld 18 ist mit einem festen Radius
um den Brennfleck 60 gekrümmt.
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4 ist
ein Diagramm, das Ausführungsformen
von verschiedenen Typen von Kollimatoren, die in dem CT-Bildgebungssystems 10 eingesetzt
werden können,
und Effekte beim Einsatz der verschiedenen Typen von Kollimatoren
zeigt. Wenn der Kollimator 62 eine linienförmige oder
rechteckige Öffnung 70 von
geringer Größe, wie
z.B. einer Breite entlang der Z-Achse erzeugt, bildet die Projektion
des eingeblendeten Bündels 64 ein
Röntgenstrahlenbündelprofil 72 auf
dem Detektorfeld 18. Wenn die breite der Öffnung 70 des
Kollimators 62 in Richtung der Z-Achse vergrößert wird,
bildet das Röntgenstrahlenbündelprofil 72 entlang
einer X-Achse eine konvexe Kurve, so dass ein Röntgenstrahlenbündelprofil 74 erzeugt
wird. Jeder Röntgenstrahl
in dem eingeblendeten Bündel 64 trifft
auf Detektorelemente 20 in dem Detektorfeld 18 an
einem Ort bezüglich
der Z-Achse. Weil die Detektorelemente 20 jedoch gewöhnlich rechteckig
sind, treffen die schattierten Bereiche 76 und 78 des
Röntgenstrahlenbündelprofils 74 nicht auf
Detektorelemente 20. Folglich ist das Objekt 66 unnötig dem
Röntgenstrahlenbündel 16 ausgesetzt, das
die ungenutzten Bereiche 76 und 78 hervorruft.
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Weiterhin
können
die Bereiche 76 und 78 auch Bildfehler auf einem
Bild erzeugen, dass von dem Röntgenstrahlenbündelprofil 74 wieder
hergestellt worden ist. Ein Abstand 80 zwischen dem Brennfleck 60 und
dem Kollimator 62 entspricht einem Punkt 82 auf
dem Röntgenstrahlenbündelprofil 74,
und ein Abstand 84 zwischen dem Brennfleck 60 und
dem Kollimator 62 entspricht einem Punkt 86 auf dem
Röntgenstrahlenbündelprofil 74.
Der Abstand 80 ist kürzer
als der Abstand 84, wodurch Bildfehler erzeugt werden.
Darüber
hinaus wird ein Röntgenstrahlenbündelprofil 88 mit
den schattierten Bereichen 90 und 92 gebildet,
die ein höheres
Maß an Bildfehlern
als diejenigen einbringen, die von dem Röntgenstrahlbündelprofil 74 eingebracht
worden sind.
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Wenn
der Kollimator 62 eine sich verjüngende oder schräge Öffnung 94 mit
einer Schräge
enthält,
bildet die Projektion des eingeblendeten Bündels 64 entlang der
X-Achse, z.B. ein Röntgenstrahlenbündelprofil 96 auf
dem Detektorfeld 18. Die Verjüngung der Öffnung 94 wird so
festgesetzt, dass das Röntgenstrahlenbündelprofil 96 für eine vorbestimmte
Größe, wie
z.B. eine Breite der Öffnung
entlang der Z-Achse rechteckig ist. Außerdem kann die Verjüngung der Öffnung 94 verändert werden,
um die Verjüngung
für verschiedene
Größen der Öffnung 94 zu
optimieren. Es ist jedoch schwierig, eine Öffnung 94 herzustellen,
die eine variable Verjüngung
aufweist, weil ein Maß der
Glattheit der Oberflächen
der Öffnung 94 nicht
einfach erreicht werden kann. Wenn ein Röntgenstrahlbündelprofil 98 durch
Einblenden des Röntgenstrahlenbündel 16 mit
dem Kollimator 62 erzeugt wird, das das Maß an Glattheit
nicht aufweist, enthält
das Röntgenstrahlenbündelprofil 98 die schattierten
Bereiche 100, 102, 104 und 106.
Die Bereiche 100, 102, 104 und 106 bringen
Bildfehler in die aus dem Röntgenstrahlenbündelprofil 98 erzeugten Bilder
ein.
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Darüber hinaus
wird ein Röntgenstrahlenbündelprofil 108 mit
den schattierten Bereichen 110 und 112 erzeugt,
wenn die Größe der Öffnung 94 des Kollimators 62 vergrößert wird.
Die Bereiche 110 und 112 haben eine größeren Fläche als
die Fläche
der Bereiche 100, 102, 104 und 106.
Die Bereiche 110 und 112 bringen mehr Bildfehler
in ein aus dem Röntgenstrahlenbündelprofil 108 erzeugtes
Bild als die in ein aus dem Röntgenstrahlbündelprofil 98 erzeugtes Bild
eingebrachten Bildfehler ein. Die Einbringung von mehr Bildfehlern
bei einer Vergrößerung der Öffnungsgröße des Kollimators
macht es schwierig, einen angemessenen Bereich von Größen der Öffnung 94 des
Kollimators 62 zu schaffen. Darüber hinaus wird die Masse des
zum Absorbieren des Röntgenstrahlenbündels 16 verwendeten
Kollimators 62 übermäßig, wenn
die Größe der Öffnungen 70 und 94 vergrößert wird.
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5 zeigt
eine Ausführungsform
eines Systems 120 zur Reduzierung der Strahlungsdosierung.
Das System 120 enthält
eine Röntgenstrahlenquelle 14 an
einem Brennfleck 60, einen Kollimator 122 und
ein Detektorfeld 18. Der Kollimator 122 ist in einer
Richtung entlang einer Y-Achse gebogen. Der Kollimator 122 enthält Blenden,
die linear entlang der Z-Achse angetrieben werden, um Öffnungen
verschiedener Größe wie z.B.
Breite zu erzeugen. Die Öffnung 124 ist
ein Beispiel für
eine durch die Blenden des Kollimators 122 gebildete Öffnung.
Vor dem Aufnehmen werden die Blenden durch eine lineare Antriebsvorrichtung
wie z.B. eine Schraube in eine vorbestimmte Position bewegt, um
eine vorbestimmte Öffnung
zwischen den Blenden zu bilden. Um die Größe der vorbestimmten Öffnung während einer Aufnahme
zu verändern,
wird ein piezoelektrischer Antriebsmechanismus zum Positionieren
der Blenden verwendet.
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Die
Röntgenstrahlenquelle 14 überträgt das Röntgenstrah lenbündel 16 auf
den Kollimator 122. Der Kollimator 122 blendet
das Röntgenstrahlenbündel 16 ein
oder beschränkt
es, um ein eingeblendetes Bündel 126 zu
erzeugen. Das eingeblendete Bündel 126 fällt auf
die Detektorelemente 20 und erzeugt ein Röntgenstrahlenbündelprofil 128.
Das Röntgenstrahlenbündelprofil 128 ist
eine Projektion des eingeblendeten Bündels 126. Die Krümmung des
Röntgenstrahlenbündels 128 ist
für alle
Größen, wie
z.B. Breiten der Öffnungen,
die von den Blenden des Kollimators 122 gebildet werden,
minimal.
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Ein
Krümmungsradius
des Kollimators 122 ist proportional zu dem Krümmungsradius
des Detektorfeldes 18. Zum Beispiel beträgt der Krümmungsradius
des Detektorfeldes 18 an dem Punkt 130 x + y cm,
wobei x der Krümmungsradius
des Kollimators 122 in einem Abstand 132 von dem
Brennfleck 60 ist und wobei x und y realle Zahlen größer als
Null sind. In diesem Beispiel beträgt der Krümmungsradius des Detektorfeldes 18 an
einem Punkt 134 m + y cm, wobei m der Krümmungsradius
des Kollimators 122 in einem Abstand 136 vom Brennfleck 60 ist
und wobei m eine reelle Zahl größer als
Null ist. Ein Krümmungsradius
des Kollimators und des Detektorfeldes 18 wird vom Brennfleck 60 aus
gemessen. Im Gegensatz zu den Abständen 80 und 84 ist
der Abstand 132 ungefähr
gleich dem Abstand 136, weil eine Kontur des Kollimators 122 zu
einer Kontur des Detektorfeldes 18 passt.
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6 zeigt
eine Ausführungsform
eines Kollimators 150, der in Systemen und Verfahren zur Strahlungsdosierung
verwendet wird. Der Kollimator 150 enthält Blenden oder Platten 152 und 154.
Die Blenden 152 und 154 können von der Form her quadratisch,
rechteckig, polygonal, kreisförmig
und oval sein. Jede Blende 152 und 154 hat eine
entsprechende äußere Fläche 156 und 158 und
eine entsprechende innere Fläche 160 und 162.
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Die
innere Fläche 160 der
Blende 152 hat eine andere Verjüngung oder Schräge als die äußere Fläche 156 und
die innere Fläche 162 der
Blende 154 hat eine andere Verjüngung oder Schräge als die äußere Fläche 158.
In einer alternativen Ausführungsform
hat jede der Fläche 156, 158, 160 und 162 eine andere
Verjüngung
als die übrigen
Flächen.
Die Blenden 152 und 154 können von derselben oder unterschiedlicher
Größe sein.
Ein Dreharm 163 trägt
die Blende 152 und ein Dreharm 165 trägt die Blende 154.
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Die
Blenden 152 und 154 sind teilweise geschlossen,
aber überlappen
sich nicht, wie in der isometrischen Ansicht 164 gezeigt
ist, um zwischen den inneren Flächen 160 und 162 der
Blenden 152 und 154 eine Öffnung mit großer Breite
zu bilden. Ein Beispiel für
eine Öffnung
mit großer
Breite ist eine Öffnung,
deren Röntgenstrahlenbündelprofil
auf dem Detektorfeld 18 eine Breite größer als 30 mm aufweist. Wenn
die Blenden 152 und 154 teilweise geschlossen
sind, um die Öffnung
mit der großen
Breite zu erhalten, ist der Abstand zwischen den äußeren Flächen 156 und 158 größer als
der Abstand zwischen den inneren Flächen 160 und 162.
Die Verjüngungen
der inneren Flächen 160 und 162 können für Öffnungen
von großer
Breite optimiert sein.
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Alternativ
sind die Blenden 152 und 154 teilweise geschlossen,
aber überlappen
sich nicht, um zwischen den äußeren Flächen 156 und 158 der Blenden
eine Öffnung
mit einer mittleren Breite zu bilden. Wenn die Blenden 152 und 154 in
der in der isometrischen Ansicht 164 dargestellten Position
sind, wenn die Blenden überlappt
und überkreuzen
einander, so dass zwischen den äußeren Flächen 156 und 158 der
Blenden eine Öffnung
mit mittlerer Breite gebildet wird. Ein Beispiel für eine Öffnung mit
mittlerer Breite ist eine Öffnung,
deren Röntgen strahlenbündelprofil
auf dem Detektorfeld 18 eine Breite von 1 mm bis 30 mm
aufweist. Wenn die Blenden 152 und 154 teilweise
geschlossen sind, um die Öffnung
mit der mittleren Breite zu erhalten, ist der Abstand zwischen den
inneren Flächen 160 und 162 größer als der
Abstand zwischen den äußeren Flächen 156 und 158.
Die Verjüngungen
der äußeren Flächen 156 und 158 können für Öffnungen
von mittlerer Breite optimiert werden.
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In
noch einer anderen alternativen Ausführungsform enthält die Blende 154 einen
Schlitz 166 oder eine eine geringe Breite aufweisende Öffnung, durch
die das Röntgenstrahlenbündel 16 durchtritt, um
auf dem Detektorfeld 18 ein Röntgenstrahlenbündelprofil
zu bilden. Ein Beispiel für
eine Öffnung
mit einer schmalen Breite ist eine Öffnung deren Röntgenstrahlenbündelprofil
auf dem Detektorfeld 18 eine Breite von ungefähr 1 mm
aufweist. Alternativ kann die Blende 152 den Schlitz 166 aufweisen.
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Jede
Blende 152 und 154 ist mit einer entsprechenden
mit einem entsprechenden Motor 172 und 174 verbundenen
Stange 168 und 170 verbunden. Die Motoren 172 und 174 versetzten
die Blenden 152 und 154 in Drehbewegung, so dass
die Blenden einander überlappen
und überkreuzen
können. Alternativ
wird ein linearer Antriebsmechanismus verwendet, um die Blenden 152 und 154 zu
betätigen.
Die Motoren 172 und 174 weisen jedoch verglichen
mit dem linearen Antriebsmechanismus eine geringere Empfindlichkeit
gegenüber
Verschleiß und Abnutzung
auf.
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7 zeigt
eine andere alternative Ausführungsform
eines Kollimators 180, der in Systemen und Verfahren zum
Verringern der Strahlungsdosierung verwendet wird. Der Kollimator 180 enthält einen
ersten Satz 182 von Platten oder Blenden 184 und 186 und
einen zweiten Satz 188 von Platten oder Blenden 190 und 192.
Die Platten 184 und 186 können von einer Form, wie z.B.
quadratisch, rechteckig, polygonal, kreisförmig und oval sein. Die Platten 184 und 186 sind
miteinander durch ein Scharnier 194 verbunden, so dass
sich die Platten 184 und 186 mit Bezug zueinander
bewegen. Die Platten 190 und 192 sind in einer ähnlichen
Weise verbunden wie die Platten 184 und 186. Die
inneren Antriebe, die als Pfeile 196 und 198 dargestellt
sind und die Rechtecke 200 und 202 steuern eine
Nennbreite, z.B. eine Breite an den Enden von einer Öffnung,
die zwischen den Sätzen 182 und 188 gebildet
wird. Äußere Antriebe,
die als Pfeile 204, 206, 208 und 210 und
Rechtecke 212, 214, 216 und 218 dargestellt
sind, passen eine Verjüngung
oder Schräge
an, z.B. entlang der Z-Achse von einer Öffnung, die zwischen den Sätzen 182 und 188 gebildet
wird. Ein optimales Röntgenstrahlbündelprofil
kann auf dem Detektorfeld 18 zwischen den Sätzen 182 und 188 für alle Nennöffnungen
gebildet werden.
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Die
technischen Effekte der hierin beschriebenen Systeme und Verfahren
schließen
das Reduzieren einer Krümmung
eines auf einem Detektorfeld 18 gebildete Röntgenstrahlbündelprofils
ein, während
sie gleichzeitig einen weiten Bereich von Öffnungen zulassen. Zum Beispiel
bietet der Kollimator 150 Öffnungen von größerer, mittlerer
und kleinerer Breite während
er gleichzeitig die Krümmung
des Röntgenstrahlenbündelprofils
reduziert. Obwohl das hierin beschriebene CT-Bildgebungssystem 10 ein System
der „dritten
Generation" ist,
bei dem sowohl die Röntgenstrahlenquelle 14 als
auch das Detektorfeld 18 mit dem Gantry-Rahmen 12 rotieren,
wird festgehalten, dass viele andere CT-Bildgebungssysteme einschließlich Systemen
der „vierten
Generation", bei
denen ein Detektor ein stationärer
Vollkreisdetektor ist, und eine Röntgenstrahlquelle mit dem Gantry-Rahmen
rotiert, verwendet werden. Obwohl ein gekrümmtes Detektor feld in den 1, 2, 3, 4 und 5 dargestellt
ist, wird ebenfalls festgehalten, dass stattdessen ein lineares
oder gerades Detektorfeld verwendet werden kann. Zum Beispiel blendet
Kollimator 150 ein Röntgenstrahlenbündel 16 ein,
um ein Röntgenstrahlenbündelprofil auf
das lineare Detektorfeld zu werfen. Als anderes Beispiel blendet
der Kollimator 180 ein Röntgenstrahlenbündel 16 ein,
um ein Röntgenstrahlenbündelprofil
auf das lineare Detektorfeld zu werfen. Während die Erfindung anhand
verschiedener spezifischer Ausführungsformen
beschrieben worden ist, werden Fachleute erkennen, dass die Erfindung
mit Veränderungen
innerhalb des Geistes und Schutzbereichs der Ansprüche angewandt
werden kann.
-
Ein
Bildgebungssystem ist beschrieben worden. Das Bildgebungssystem
enthält
eine zum Erzeugen eines Strahlenbündels eingerichtete Strahlungsquelle,
einen zum Einblenden des Strahlenbündels zum Erzeugen eines eingeblendeten
Strahlenbündels
eingerichteten Kollimator und einem zum Erkennen des eingeblendeten
Strahlenbündels
eingerichteten Detektor 18. Der Kollimator ist entweder erster
Kollimator 122 mit einer gekrümmten Kontur, die proportional
zu einer Kontur des Detektors 18 ist, oder ein zweiter
Kollimator 150 mit Blenden 152, 154, wobei
die Schrägen
von zwei gegenüber
liegenden Flächen 160, 162, 156, 158 wenigstens
einer der Blenden 152, 154 voneinander unterschiedlich
sind, oder ein dritter Kollimator 180, der wenigstens zwei Sätze von
Platten 184, 186, 190, 192 aufweist,
wobei die Platten 184, 186, 190, 192 eines
Satzes gegeneinander drehbar gelagert sind.
-
- 10
- Bildgebungssystem
- 12
- Gantryrahmen
- 14
- Röntgenstrahlenquelle
- 16
- Röntgenstrahlenbündel
- 18
- Detektorfeld
- 20
- Detektorelement
- 22
- Objekt
- 24
- Rotationszentrum
- 26
- Steuerungsvorrichtung
- 28
- Röntgenstrahlensteuerung
- 30
- Gantry-Motorsteuerung
- 32
- Datenerfassungssystem
- 34
- Bildwiederherstellungseinrichtung
- 36
- Rechner
- 38
- Massenspeichereinrichtung
- 40
- Konsole
- 42
- Kathodenstrahlröhrenanzeige
- 44
- Tischmotorsteuerung
- 46
- motorisierter
Tisch
- 48
- Gantryöffnung
- 50
- Einrichtung
- 52
- computerlesbares
Medium
- 60
- Brennfleck
- 62
- Kollimator
- 64
- Fächerbündel
- 66
- Objekt
- 70
- Öffnung
- 72
- Röntgenstrahlenbündelprofil
- 74
- Röntgenstrahlenbündelprofil
- 76
- schattierte
Bereiche
- 78
- schattierte
Bereiche
- 80
- Abstand
- 82
- Punkt
- 84
- Abstand
- 86
- Punkt
- 88
- Röntgenstrahlenbündelprofil
- 90
- schattierte
Bereiche
- 92
- schattierte
Bereiche
- 94
- Öffnung
- 96
- Röntgenstrahlenbündelprofil
- 98
- Röntgenstrahlenbündelprofil
- 100
- schattierte
Bereiche
- 102
- schattierte
Bereiche
- 104
- schattierte
Bereiche
- 106
- schattierte
Bereiche
- 108
- Röntgenstrahlenbündelprofil
- 110
- schattierte
Bereiche
- 112
- schattierte
Bereiche
- 120
- System
- 122
- Kollimator
- 124
- Öffnung
- 126
- eingeblendetes
Bündel
- 128
- Röntgenstrahlenbündelprofil
- 130
- Punkt
- 132
- Abstand
- 134
- Punkt
- 136
- Abstand
- 150
- Kollimator
- 152
- Blende
- 154
- Blende
- 156
- äußere Fläche
- 158
- äußere Fläche
- 160
- innere
Fläche
- 162
- innere
Fläche
- 163
- Dreharm
- 164
- Isometrische
Ansicht
- 165
- Dreharm
- 166
- Schlitz
- 168
- Stange
- 170
- Stange
- 172
- Motor
- 174
- Motor
- 180
- Kollimator
- 182
- Satz
von Platten
- 184
- Platten
- 186
- Platten
- 188
- Satz
von Platten
- 190
- Platten
- 192
- Platten
- 194
- Scharnier
- 196
- Pfeile
- 198
- Pfeile
- 200
- Rechtecke
- 202
- Rechtecke
- 204
- Pfeile
- 206
- Pfeile
- 208
- Pfeile
- 210
- Pfeile
- 212
- Rechtecke
- 214
- Rechtecke
- 216
- Rechtecke
- 218
- Rechtecke