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QUERVERWEIS AUF VERWANDTE ANMELDUNG
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Die vorliegende Anmeldung ist eine teilweise Fortsetzungsanmeldung und beansprucht die Priorität der nicht-provisorischen US-Anmeldung mit dem Aktenzeichen 11/523,359, die am 19. September 2006 eingereicht wurde und deren Offenbarung hierin durch Bezugnahme mit aufgenommen wird.
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HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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Ausführungsformen der Erfindung betreffen allgemein diagnostische Bildgebungsverfahren und -vorrichtungen und spezieller eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Herstellung einer gestapelten Flachfeld(Flat-Panel)-Röntgendetektoranordnung.
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Typischerweise sendet in einem CT-Bildgebungssystem eine Röntgenstrahlenquelle ein fächerförmiges Strahlbündel in Richtung eines Subjekts oder Objekts, z. B. eines Patienten oder eines Gepäckstücks. Im Folgenden sollen die Begriffe „Subjekt” und „Objekt” alles beinhalten, das abgebildet werden kann. Im Allgemeinen werden die Röntgenstrahlenquelle und die Detektoranordndung an der Gantry innerhalb einer Bildgebungsebene und um das Subjekt herum gedreht. Röntgenstrahlenquellen enthalten typischerweise Röntgenröhren, die das Röntgenstrahlbündel an einem Brennfleck aussenden. Nachdem es durch das Subjekt abgeschwächt wurde, trifft Strahlbündel auf eine Anordnung von Strahlendetektoren auf.
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Das Detektorarray ist typischerweise aus mehreren Detektormodulen hergestellt. Es werden Daten, die die Intensität des empfangenen Röntgenstrahlbündels an jedem der Detektorelemente repräsentieren, über einen Bereich von Gantrywinkeln erfasst. Die Intensität der abgeschwächten Strahlung, die an dem Detektorarray empfangen wird, hängt typischerweise von der Abschwächung des Röntgenstrahlbündels durch das Subjekt ab. Jedes Detektorelement des Detektorarrays erzeugt ein gesondertes elektrisches Signal, das für den von dem Detektorelement empfangenen geschwächten Strahl kennzeichnend ist. Die elektrischen Signale werden zur Analyse einem Datenverarbeitungssystem zugeführt, das schließlich ein Bild erzeugt.
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Herkömmliche CT-Systeme emittieren einen Röntgenstrahl mit einem polychromatischen Spektrum. Die Röntgenstrahlenschwächung jedes Materials des Subjekts hängt von der Energie des emittierten Röntgenstrahls ab. Wenn CT-Projektionsdaten bei mehreren Röntgenenergieniveaus oder – spektren akquiriert werden, enthalten die Daten zusätzliche Informationen über das abgebildete Subjekt oder Objekt, die in einem herkömmlichen CT-Bild nicht enthalten sind. Z. B. können spektrale CT-Daten verwendet werden, um ein neues Bild mit Röntgenschwächungskoeffizienten zu erzeugen, die zu einer gewählten monochromatischen Energie äquivalent sind. Solch ein monochromatisches Bild enthält Bilddaten, bei denen die Intensitätswerte der Volumenelemente so zugewiesen sind, als ob ein CT-Bild durch Erfassung von Projektionsdaten von dem Subjekt mit einem monochromatischen Röntgenstrahlbündel erzeugt worden wäre. Spektrale CT-Daten ermöglichen eine bessere Unterscheidung von Geweben, was die Unterscheidung zwischen Materialien, wie beispielsweise zwischen kalziumhaltigen und jodhaltigen Geweben, einfacher gestaltet.
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Ein hauptsächliches Ziel eines energieempfindlichen Scannens liegt darin, diagnostische CT-Bilder zu erhalten, die die Informationen (Kontrasttrennung, Materialspezifizität, etc.) in dem Bild durch Verwendung von zwei oder mehreren Scanns bei unterschiedlichen chromatischen Energiezuständen zu verbessern. Hochfrequenzgeneratoren haben es ermöglicht, das kVp-Potential der Hochfrequenzprojektionsquelle für elektromagnetische Energie bei wechselnden Ansichten umzuschalten. Im Ergebnis können Daten für zwei oder mehrere energieempfindliche Scanns auf eine zeitlich ineinander verschachtelte Weise erhalten werden, im Gegensatz zu zwei getrennten Scanns, die im Abstand von mehreren Sekunden vorgenommen werden, wie dies gewöhnlich bei früherer CT-Technologie erfolgt. Die verschachtelten Projektionsdaten können ferner registriert werden, so dass dieselben Pfadlängen bei jedem Energieniveau definiert werden, indem z. B. eine Art von Interpolation verwendet wird.
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Ein herkömmliches gekrümmtes Detektorarray enthält eine große Anzahl einzelner Detektorelemente, die auf dem Detektorarray angeordnet sind. Die Detektorelemente sind Szintillator/Fotodioden-Zellen, die in zweidimensionalen Modulen angeordnet sind, die dann zu Arrays mit zweidimensionaler Detektorfläche kombiniert werden. Der Erfassungsbereich des Detektorarrays ist durch die Anzahl von Detektorelementen in jedem 2D-Modul und die Anzahl von 2D-Modulen, die kombiniert sind, um die Detektoranordnung zu bilden, definiert.
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Während bekannte Systeme und Verfahren, die herkömmliche gekrümmte Detektorarrays enthalten, verwendet werden können, um Projektionsdaten bei mehreren Röntgenenergieniveaus oder -spektren zu akquirieren und anzuzeigen, ist der Erfassungsbereich eines Scanns durch die Größe des Detektorarrays definiert. Da jedes einzelne Detektorelement seinen eigenen elementspezifischen Auslesekanal hat, ist das Bildgebungssystem umso kostenintensiver und komplexer, je größer die Detektoranordnung ist.
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Für verschiedene bildgebende Anwendungen, wie z. B. das Scannen einer Herzregion, wäre es von Vorteil, alle Bilddaten für das abzubildende Objekt in einer einzigen Umdrehung der Gantry zu akquirieren. Solch eine Bilddatenakquisitiontechnik weist eine Vielzahl von Vorteilen auf, wozu, als ein Beispiel, eine Minimierung von Bewegungsartefakten gehört. Der Erfassungsbereich der Detektoranordnung muss jedoch auf der Basis der Größe der Projektion des auf das Detektorarray abgebildeten Objekts bemessen werden. Eine gekrümmte Detektoranordnung, die mit einem ausreichend großen Erfassungsbereich ausgelegt ist, um z. B. ein Herz abzubilden, wäre extrem komplex und zu kostspielig.
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Deshalb wäre es wünschenswert, eine Röntgendetektoranordnung zu konstruieren, die die vorerwähnten Nachteile überwindet.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Gemäß einem Aspekt der Erfindung, enthält eine Röntgendetektoranordnung eine gekrümmte Detektoranordnung, die einen ersten Seitenabschnitt, der mehrere erste Detektormodule aufweist, einen zweiten Seitenabschnitt, der mehrere zweite Detektormodule aufweist, und einen dritten Abschnitt aufweist, der mehrere dritte Detektormodule aufweist. Der dritte Abschnitt ist in einer Kanalrichtung zwischen dem ersten und dem zweiten Seitenabschnitt positioniert. Die Röntgendetektoranordnung enthält ferner einen ersten digitalen Flachfeld(Flat-Panel)-Projektionsdetektor und eine erste Detektormontagestruktur, die konfiguriert ist, um den ersten digitalen Flachfeld-Projektionsdetektor in einer ersten Position so auszurichten, dass er den dritten Abschnitt der gekrümmten Detektoranordnung daran hindert, Röntgenstrahlen zu empfangen, die von einer Röntgenstrahlenquelle zu der gekrümmten Detektoranordnung hin in der Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung emittiert werden.
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Gemäß einem anderen Aspekt der Erfindung enthält ein Verfahren zur Herstellung einer Detektoranordnung den Schritt der Bereitstellung eines gekrümmten Detektorarrays, das mehreren darin angeordnete Detektoren aufweist, wobei das gekrümmte Detektorarray eine Länge, die in einer Kanalrichtung zwischen einer ersten Seite und einer zweiten Seite des gekrümmten Detektorarrays definiert ist, und eine Breite aufweist, die in Schichtrichtung zwischen einer dritten Seite und einer vierten Seite des gekrümmten Detektorarrays definiert ist. Das Verfahren enthält ferner den Schritt der Bereitstellung eines ersten Flachfeld-Detektors, der eine Oberfläche aufweist, die konfiguriert ist, um einer Röntgenstrahlenquelle gegenüberzuliegen, wobei die Oberfläche eine Breite aufweist, die in der Schichtrichtung zwischen einer ersten Kante der Oberfläche und einer zu der ersten Kante gegenüberliegenden zweiten Kante der Oberfläche definiert ist, wobei die Breite des ersten Flachfeld-Detektors größer ist als die Breite des gekrümmten Detektorarrays. Ferner enthält das Verfahren den Schritt des Koppelns des ersten Flachfeld-Detektors mit einer ersten Detektormontageanordnung, die eine blockierende Position aufweist, die ausgelegt ist, um den ersten Flachfeld-Detektor über dem gekrümmten Detektorarray in einer Röntgenstrahldurchdringungsrichtung so auszurichten, dass der erste Flachfeld-Detektor mit einem zentralen Abschnitt des gekrümmten Detektorarrays in der Schicht- und der Kanalrichtung im Wesentlichen ausgerichtet ist.
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Gemäß einem anderen Aspekt der Erfindung enthält ein CT-System eine drehbare Gantry mit einer Öffnung in dieser zur Aufnahme eines zu scannenden Objektes, einen Tisch, der innerhalb der Öffnung der drehbaren Gantry positioniert und durch die Öffnung in einer z-Richtung bewegbar ist, und eine mit der drehbaren Gantry gekoppelte Röntgenstrahlenquelle, die zur Projektion eines Röntgenstrahlbündels in Richtung des zu scannenden Objekts konfiguriert ist. Das CT-System enthält ferner eine Detektoranordnung, die positioniert ist, um das Röntgenstrahlbündel von der Röntgenstrahlenquelle zu empfangen. Die Detektoranordnung enthält eine gekrümmte Detektoranordnung mit mehreren Detektoren und einen ersten digitalen Flachfeld-Detektor, der zwischen einem zentralen Abschnitt der gekrümmten Detektoranordnung und der Röntgenstrahlenquelle derart angeordnet ist, dass mehrere erste Röntgenstrahlen, die von der Röntgenstrahlenquelle in Richtung des zentralen Abschnitts der gekrümmten Detektoranordnung projiziert werden, durch den ersten digitalen Flachfeld-Detektor absorbiert werden.
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Verschiedene weitere Merkmale und Vorteile werden aus der nachfolgenden detaillierten Beschreibung und den Zeichnungen offenkundig.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Die Zeichnungen stellen bevorzugte Ausführungsformen dar, die derzeit zur Ausführung der Erfindung vorgesehen sind.
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In den Zeichnungen:
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1 ist eine bildliche Darstellung eines CT-Bildgebungssystems.
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2 ist ein schematisches Blockdiagramm des in 1 veranschaulichten Systems.
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3 ist eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Detektorarrays eines CT-Systems.
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4 ist eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Detektors.
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5 ist eine Querschnittansicht einer Detektoranordnung gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
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6 ist eine perspektivische Ansicht der Detektoranordnung nach 5 gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
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7 ist ein schematisches Blockdiagramm der Detektoranordnung nach 5, das einen Flachfeld-Detektor in einer ersten Position veranschaulicht.
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8 ist ein weiteres schematisches Blockdiagramm der Detektoranordnung nach 5, das den Flachfeld-Detektor in einer zweiten Position veranschaulicht.
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9 ist eine Querschnittansicht einer Detektoranordnung gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung.
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10 ist schematisches Blockdiagramm der Detektoranordnung gemäß 9, die einen zweiten Flachfeld-Detektor in einer ersten Position veranschaulicht.
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11 ist schematisches Blockdiagramm der Detektoranordnung gemäß 9, die einen zweiten Flachfeld-Detektor in einer zweiten Position veranschaulicht.
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12 ist eine bildliche Darstellung eines CT-Systems mit einem nicht-invasiven Gepäck-/Paketinspektionssystem.
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DETAILLLIERTE BESCHREIBUNG
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Das Betriebsumfeld der Erfindung wird im Zusammenhang mit einem 64-Schichten-Computertomographie(CT)-System beschrieben. Es versteht sich für Fachleute aber, dass die Erfindung zum Einsatz bei anderen Mehrschichtkonfigurationen in gleicher Weise einsetzbar ist. Außerdem wird die vorliegende Erfindung im Hinblick auf die Detektion und die Umwandlung von Röntgenstrahlen beschrieben. Für einen Fachmann ist aber erkennbar, dass die Erfindung in gleicher Weise auch für die Detektion und Umwandlung anderer hochfrequenter elektromagnetischer Energie anwendbar ist. Die Erfindung wird im Zusammenhang mit einem CT-Scanner der „dritten Generation” beschrieben, ist aber in gleicher Weise auch bei anderen CT-Systemen anwendbar.
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Zusätzlich ergeben bestimmte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung Systeme, Methoden und Computeranweisungen zum Akquirieren von Multi-Energiedaten, wie z. B. Dual-Energiedaten. Bestimmte Multi-Energiedaten können in Spektralbildgebungssystemen, wie z. B. in Photonen zählenden Systemen, verwendet werden. Dual-Energiedaten, die eine Art der Multi-Energiedaten darstellen, können in monochromatischen Bildern, Materialdichtebildern und/oder effektiven Z-Bildern enthalten sein. Obwohl viele der hierin beschriebenen Ausführungsformen in Verbindung mit Dual-Energiedaten beschrieben sind, sind die Ausführungsformen nicht auf Dual-Energiedaten beschränkt, und sie können in Verbindung mit anderen Arten von Multi-Energiedaten verwendet werden, wie dies ein Fachmann erkennen wird.
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Bezug nehmend auf 1 ist dort ein CT-Bildgebungssystem 10 dargestellt, das eine Gantry 12 aufweist, die für einen CT-Scanner der „dritten Generation” repräsentativ ist. Die Gantry 12 weist eine Röntgenstrahlenquelle 14 auf, die ein Röntgenstrahlbündel zu einer Detektoranordnung oder einem Kollimator 16 auf der gegenüberliegenden Seite der Gantry 12 projiziert. Bezug nehmend nun auf 2 ist die Detektoranordnung 16 aus einer Mehrzahl von Detektoren oder Detektormodulen 18 und Datenakquisitionssystemen (DAS) 20 gebildet. Die mehreren Detektoren 18 erfassen die projizierten Röntgenstrahlen 22, die durch einen medizinischen Patienten 24 hindurchtreten, und das DAS 20 setzt diese Daten in digitale Signale für die nachfolgende Verarbeitung um. Jeder Detektor 18 erzeugt ein analoges elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgenstrahls und demgemäß des beim Durchgang durch den Patienten 24 abgeschwächten Röntgenstrahls kennzeichnet. Während eines Scanns zur Akquirierung von Röntgenstrahlprojektionsdaten drehen sich die Gantry 12 und die darauf montierten Komponenten um einen Drehmittelpunkt 26 herum.
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Die Umlaufbewegung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenstrahlenquelle 14 sind durch einen Steuermechanismus 28 des CT-Systems 10 gesteuert. Der Steuermechanismus 28 beinhaltet eine Röntgenstrahlsteuereinrichtung 30, die der Röntgenstrahlenquelle 14 Leistungs- und Zeittaktsignale zuführt, und eine Gantrymotorsteuereinrichtung 32, die die Drehgeschwindigkeit und -position der Gantry 12 steuert. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgenstrahldaten von dem DAS 20 und führt eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion aus. Das rekonstruierte Bild wird als Eingangsgröße einem Computer 36 zugeführt, der das Bild in einer Massenspeichereinrichtung 38 abspeichert.
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Der Computer 36 empfängt außerdem Befehle und Scannparameter von einem Bediener über eine Konsole 40, die irgendeine Form einer Bedienerschnittstelle, wie etwa eine Tastatur, eine Maus, eine sprachgesteuerte Steuerungseirichtung oder irgendein anderes geeignetes Eingabegerät, aufweist. Eine zugeordnete Anzeige 42 erlaubt es dem Bediener, das rekonstruierte Bild und andere Daten von dem Computer 36 zu betrachten. Die von dem Bediener zugeführten Befehle und Parameter werden von dem Computer 36 dazu verwendet, dem DAS 20, der Röntgenstrahlsteuereinrichtung 30 und der Gantrymotorsteuereinrichtung 32 Steuersignale und Informationen zuzuführen. Außerdem betätigt der Computer 36 eine Tischmotor-Steuereinrichtung 44, die einen motorbetriebenen Tisch zur Positionierung des Patienten 24 und der Gantry 12 ansteuert. Speziell bewegt der Tisch 46 Patienten 24 ganz oder teilweise durch eine Gantryöffnung 48 nach 1.
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Wie in 3 dargestellt, weist die Detektoranordnung 16 Schienen 50 auf, zwischen denen Kollimationsblätter oder -platten 52 angeordnet sind. Die Platten 52 sind so angeordnet, dass sie Röntgenstrahlen 22 kollimieren, bevor derartige Strahlen beispielsweise auf den Detektor 18 nach 4 auftreffen, der auf der Detektoranordnung 16 angeordnet ist. In einer Ausführungsform weist die Detektoranordnung 16 57 Detektoren 18 auf, wobei jeder Detektor 18 eine Arraygröße von 64×16 Pixelelementen 54 aufweist. Im Ergebnis verfügt die Detektoranordnung 16 über 64 Zeilen und 912 Spalten (16×57 Detektoren), was es ermöglicht, dass bei jeder Umdrehung der Gantry 12 64 gleichzeitige Datenschichten erfasst werden.
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Bezug nehmend auf 4 beinhaltet der Detektor 18 das DAS 20, wobei jeder Detektor 18 über eine Anzahl Detektorelemente 54 verfügt, die in einer Packung 56 angeordnet sind. Die Detektoren 18 enthalten Stifte 58, die in der Packung 56 relativ zu den Detektorelementen 54 positioniert sind. Die Packung 56 ist auf einem von hinten beleuchteten Diodenarray 60, das mehrere Dioden 62 aufweist, angeordnet. Das von hinten beleuchtete Diodenarray 60 ist seinerseits auf einem mehrschichtigen Substrat 64 angeordnet. Die Detektorelemente 54 sind mit dem von hinten beleuchteten Diodenarray 60 optisch gekoppelt, während das von hinten beleuchtete Diodenarray 60 wiederum mit dem Mehrschichtsubstrat 64 elektrisch gekoppelt ist. An einer Seite 70 des Mehrschichtsubstrats 64 und an dem DAS 20 sind flexible Schaltkreise 68 befestigt. Die Detektoren 18 sind in der Detektoranordnung 16 mittels der Stifte 58 positioniert.
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Im Betrieb einer Ausführungsform erzeugen innerhalb der Detektorelemente 54 auftreffende Röntgenstrahlen Photonen, die die Packung 56 durchdringen, wodurch ein Analogsignal erzeugt wird, das auf einer Diode in dem von hinten beleuchteten Diodenarray 60 erfasst wird. Das erzeugte Analogsignal wird durch das Mehrschichtsubstrat 64 und durch die flexiblen Schaltkreise 68 zu dem DAS 20 geführt, worin das Analogsignal in ein Digitalsignal umgewandelt wird.
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5 veranschaulicht in einer Seitenansicht eine Darstellung eines Teils eines Bildgebungssystems 72, wie z. B. des CT-Bildgebungssystems 10 nach 1. Das Bildgebungssystem 72 weist eine Röntgenstrahlenquelle 74 auf, die konfiguriert ist, um um einen Drehmittelpunkt 76 einer drehbaren Gantry 78 umzulaufen. Ein Röntgenstrahlenbündel 80 wird erzeugt, wenn die von der Röntgenstrahlenquelle 74 abgestrahlten Hochgeschwindigkeitselektronen auf die Oberfläche eines (nicht dargestellten) Targetabschnitts der Röntgenstrahlenquelle 74 auftreffen. Das Röntgenstrahlenbündel 80 durchdringt einen Patienten 82 und trifft auf eine Detektoranordnung 84 auf.
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Bezug nehmend nun auf die 5 bis 9 weist die Detektoranordnung 84 eine gekrümmte Detektoranordnung oder ein gekrümmtes Detektorarray 86 und einen digitalen radiographischen Flachfeld-Projektionsdetektor 88 auf, der mit einer ersten Montagehalterung 90 gekoppelt ist. Die gekrümmte Detektoranordnung 86 weist mehrere einzelne Detektoren 92 auf, die jeweils eine Anzahl von (nicht veranschaulichten) Detektorelementen enthalten, die den Elementen 54 des Detektors 18 (4) ähnlich sind. In einer Ausführungsform weist jeder Detektor 92 eine Breite von ungefähr 16 mm, gemessen in die x-Richtung (Kanalrichtung) 94 und eine Höhe von ungefähr 64 mm, gemessen in z-Richtung (Schichtrichtung) 96, auf. Die gekrümmte Detektoranordnung 86 weist eine Länge, die in der x-Richtung 94 zwischen einer ersten Seite 98 und einer zweiten Seite 100 definiert ist, und eine Breite auf, die in der z-Richtung zwischen einer dritten Seite 102 und einer vierten Seite 104 definiert ist.
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Für jeden Detektor 92 überträgt ein Auslesekanal 106 elektrische Signale von einem jeweiligen Detektor 92 zu einem Datenakquisitionssystem 108. Das Datenakquisitionssystem 108 wandelt die Daten in digitale Signale um. Die digitalen Signale werden zu einer Bildrekonstruktionseinrichtung, wie z. B. der Bildrekonstruktionseinrichtung 34 (2), zur Rekonstruktion übertragen, die fortgeschrittene Kalibrierungen und Korrekturen anwenden kann, um Interferenzen an den Übergangsregionen 110, 112 zwischen dem Flachfeld-Digitaldetektor 88 und der gekrümmten Detektoranordnung 86 Rechnung zu tragen.
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Der Flachfeld-Detektor 88 ist ein digitaler radiographischer Festkörper-Projektionsdetektor, z. B. Digital-Durchleuchtungsfelddetektor, der typischerweise für Bildgebung mit Katheter verwendet wird. Der Flachfeld-Detektor 88 enthält ein Array von Pixeln 114, das in Zeilen und Spalten angeordnet ist. Anders als eine herkömmliche gekrümmte Detektoranordnung, wie die Detektoranordnung 86, sind die Pixel 114 des Flachfeld-Detektors 88 einer Matrix von Scannlinien 116 und Ausleselinien 118 zugeordnet, wie in 6 dargestellt. Jeder Flachfeld-Detektor 88 enthält einen einzelnen Auslesekanal 120 pro Ausleselinie 118. In einer Ausführungsform ist der Flachfeld-Detektor 88 ein von GE Healthcare, einem Geschäftsbereich der General Electric Company, kommerziell erhältlicher RevolutionTM XR/d Detektor.
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Die Detektoranordnung 84 ist so bezüglich der Röntgenquelle 74 ausgerichtet, dass ein Röntgenstrahlenbündel 80 durch den medizinischen Patienten 82 hindurchtritt und auf den Flachfeld-Detektor 88 und die gekrümmte Detektoranordnung 86 auftrifft. Wie in 5 veranschaulicht, ist der Flachfeld-Detektor 88 über einem zentralen Abschnitt 122 der gekrümmten Detektoranordnung 86 positioniert und mit einem interessierenden Bereich 124 des Patienten 82 ausgerichtet. Der Röntgenstrahlenbündel 80 trifft somit nach einem Durchdringen des Patienten 82 auf eine Oberfläche 126 des Flachfeld-Detektors 88, eine Oberfläche 128 eines ersten Seitenabschnitts 130 der gekrümmten Detektoranordnung 86 und eine Oberfläche 132 eines zweiten Seitenabschnitts 134 der gekrümmten Detektoranordnung 86 auf. Der Flachfeld-Detektor 88 ist so bemessen, dass eine vollständige Projektion 136 des interessierenden Bereichs 124 auf den Flachfeld-Detektor 88 auftrifft. Somit kann der erste Flachfeld-Detektor 88 gemäß verschiedenen Ausführungsformen der Größe eines projizierten interessierten Organs entsprechen, z. B. eines Herzens, einer Leber oder einer Lunge. In einer Ausführungsform weist der Flachfeld-Detektor 88 einen Erfassungsbereich von ca. 20 cm mal 20 cm, gemessen in der x- und der z-Richtung 94, 96. Optional kann eine Flachfeld-Kollimatoranordnung oder ein Flachfeld-Kollimatorgitter 138 (in Strichpunktlinien dargestellt) zur Kollimation des an dem Flachfeld-Detektor empfangenen Röntgenstrahlenbündels vor dem Flachfeld-Detektor 88 in der Röntgenstrahldurchdringungsrichtung 140 positioniert sein.
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Der Erfassungsbereich des Flachfeld-Detektors 88 ist wenigstens gleich der Größe der Projektion 136 des interessierenden Bereichs 124 um sicherzustellen, dass Röntgenstrahlen, die sich in der Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung 140 ausbreiten und durch den interessierenden Bereich 124 hindurchtreten auf den Flachfeld-Detektor 88 auftreffen. Der Bereich des Röntgenstrahlenbündels 80, der auf die gekrümmte Detektoranordnung 86 auftrifft, entspricht somit Bereichen des Patienten 82 außerhalb des interessierenden Bereichs 124.
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Gemäß verschiedener Ausführungsformen entspricht der interessierende Bereich 124 einem abzubilden Organ, wie z. B. einem Herzen, einer Lunge oder einer Leber. Für eine Anwendung zur Abtastung eines Herzens, bei der der interessierende Bereich 124 als das Herz definiert ist, kann somit das gesamte Herz eines Erwachsenen während einer einzigen Umdrehung der drehbaren Gantry 78 gescannt werden, da der Erfassungsbereich des Flachfeld-Detektors 88 größer als die Projektion 136 des Herzens auf den Flachfeld-Detektor 88 ist.
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In einer Ausführungsform ist die Montagehalterung 90 eine feste Klammer, die innerhalb der drehbaren Gantry so montiert ist, dass der Flachfeld-Detektor 88 über dem zentralen Abschnitt 122 der gekrümmten Detektoranordnung 86 in der Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung 140 im Wesentlichen zentriert ist. Alternativ weist die Montagehalterung 90 ein Paar bewegbarer Führungsschienen auf, die es dem Flachfeld-Detektor 88 erlauben, in eine fluchtende Ausrichtung mit der gekrümmten Detektoranordnung 86 hinein und aus dieser heraus überführt zu werden, wie dies in Bezug auf die 7 und 8 im Einzelnen beschrieben ist.
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7 veranschaulicht ein schematisches Blockdiagramm des Flachfeld-Detektors 88 in einer ersten Position, in der der Flachfeld-Detektor 88 oberhalb des zentralen Abschnitts 122 der gekrümmten Detektoranordnung 86 positioniert ist und diesen im Wesentlichen überlappt. 8 veranschaulicht ein schematisches Blockdiagramm der Detektoranordnung 84 mit dem Flachfeld-Detektor 88 in einer zweiten Position, in der der Flachfeld-Detektor 88 zu dem Flachfeld-Detektor 88 in der z-Richtung 96 versetzt ist. Wenn sich der Flachfeld-Detektor 88 in der ersten Position (7) befindet, treffen Röntgenstrahlen 80, die in Richtung der Detektoranordnung 86 in der Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung 140 gerichtet sind, auf den Flachfeld-Detektor 88 auf; wenn sich der Flachfeld-Detektor 88 in der zweiten Position (8) befindet, treffen Röntgenstrahlen 80, die in Richtung der Detektoranordnung 86 gerichtet sind, auf den zentralen Abschnitt 122 der gekrümmten Detektoranordnung 86 auf.
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Bezug nehmend nun auf 9, ist ein Bildgebungssystem 142 gemäß einer alternativen Ausführungsform dargestellt. Das Bildgebungssystem 142 ist insofern in einer ähnlichen Weise, wie bezüglich des Bildgebungssystems 72 nach 5 beschrieben, konfiguriert, als das Bildgebungssystem 142 eine Röntgenquelle 74 aufweist, die positioniert ist, um ein Röntgenstrahlenbündel 80 in Richtung einer Detektoranordnung 84 zu richten, die einen Flachfeld-Detektor 88 aufweist, der oberhalb einer gekrümmten Detektoranordnung 86 positioniert ist. Der Flachfeld-Detektor 88 ist an einer Montagehalterung 90 montiert, die ortsfest oder bewegbar sein kann, wie dies im Zusammenhang mit 5 beschrieben ist. Zusätzlich zu den Komponenten, die in dem Bildgebungssystem 72 (5) enthalten sind, weist das Bildgebungssystem 142 einen zweiten radiographischen digitalen Flachfeld-Projektionsdetektor 144 auf, der vor dem Flachfeld-Detektor 88 in der Röntgenstrahldurchdringungsrichtung 140 positioniert ist, so dass ein Teil des von der Röntgenquelle 74 emittierten Röntgenstrahlenbündels 80 durch den zweiten Flachfeld-Detektor 144 hindurchtritt, bevor er auf den Flachfeld-Detektor 88 auftrifft. Die Flachfeld-Detektoren 88, 144 können gemäß verschiedenen Ausführungsformen mit verschiedenen Schwächungseigenschaften ausgelegt sein. Die Szintillatoren der Flachfeld-Detektoren 88, 144 können beispielsweise unterschiedliche Dicken (gemessen in der y-Richtung 146) aufweisen oder aus verschiedenen Szintillatormaterialien hergestellt sein, so dass der Flachfeld-Detektor 144 Röntgenstrahlen niedrigerer Energie absorbiert und der Flachfeld-Detektor 88 Röntgenstrahlen höherer Energie absorbiert. Das Bildgebungssystem 142 kann ferner eine Kollimationsanordnung oder ein Kollimationsgitter (nicht veranschaulicht) aufweisen, ähnlich der optionalen Kollimationsanordnung 138 (5), die vor jedem Flachfeld-Detektor 88, 144 positioniert ist.
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In einer Ausführungsform ist der Flachfeld-Detektor 144 gleitend an Führungsschienen 148 montiert, die dem zweiten Flachfeld-Detektor ermöglichen, in das Röntgenstrahlbündel 80 hinein und aus diesem heraus bewegt zu werden, wie in den 10 und 11 veranschaulicht. Bezug nehmend zunächst auf 10, ist ein schematisches Blockdiagramm der Detektoranordnung 84 mit dem zweiten Flachfeld-Detektor 144 in einer ersten Position veranschaulicht, in der der zweite Flachfeld-Detektor 144 oberhalb des digitalen radiographischen Flachfeld-Projektionsdetektors 88 und des zentralen Bereichs 122 der gekrümmten Detektoranordnung 86 und im Wesentlichen diese überlappend positioniert ist. Wenn sich der zweite Flachfeld-Detektor 144 in dieser ersten Position befindet, wird ein Teil der Röntgenstrahlen 80, die in Richtung des Flachfeld-Detektors 88 abgestrahlt werden, durch den zweiten Flachfeld-Detektor absorbiert, während ein anderer Teil der Röntgenstrahlen 80 durch den zweiten Flachfeld-Detektor 144 hindurchtritt und auf den Flachfeld-Detektor 88 auftrifft. Da sich der Flachfeld-Detektor 88 vor dem zentralen Bereich 122 der gekrümmten Detektoranordnung 86 befindet, (hindert) der Flachfeld-Detektor 88 Röntgenstrahlen (daran), auf die gekrümmte Detektoranordnung 86 aufzutreffen. 11 veranschaulicht den zweiten Flachfeld-Detektor 144, nachdem er entlang der Führungsschienen 148 in eine zweite Position überführt wurde, in der der zweite Flachfeld-Detektor zu dem Flachfeld-Detektor 88 in der z-Richtung 96 versetzt angeordnet ist. Wenn sich der zweite Flachfeld-Detektor 144 in der zweiten Position befindet, treffen somit die Röntgenstrahlen 80, die in der Röntgenstrahldurchdringungsrichtung 140 gerichtet sind, auf den Flachfeld-Detektor 88 auf, ohne zuerst durch den zweiten Flachfeld-Detektor 144 hindurchzutreten.
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Bezug nehmend erneut auf 9 kann ein Kerbfilter 150 zwischen dem ersten und dem zweiten Flachfeld-Detektor 88, 144 in der Röntgenstrahldurchdringungsrichtung 140 zur Verwendung in Anwendungen der Energiediskriminierungs-Computertomographie (EDCT) positioniert sein. Der Kerbfilter 150 ist aus einem Röntgenstrahlen abschwächenden Material aufgebaut, das für ein größeres Energietrennband oder eine Kerbe zwischen den Röntgenstrahlen höherer Energie und den Röntgenstrahlen niedrigerer Energie in dem von der Röntgenquelle 74 emittierten Band von Röntgenstrahlen 80 sorgt. Gemäß verschiedenen Ausführungsformen kann der Kerbfilter 150 aus einem einzigen Material oder aus einem Verbundmaterial konstruiert sein, um die Breite der Kerbe der gefilterten Röntgenstrahlen zu verbreitern. Ferner kann das Bildgebungssystem 72 eine Anzahl auswechselbarer Kerbfilter 150 mit verschiedenen Filtereigenschaften aufweisen, die basierend auf den Spezifikationen eines gegebenen Scanns ausgewählt werden können. Der Kerbfilter 142 kann in einer ähnlichen Weise, wie oben bezüglich des zweiten Flachfeld-Detektors 144 beschrieben, gleitend an Führungsschienen 152 montiert sein. Ein Fachmann wird erkennen, dass gemäß einer alternativen Ausführungsform ein Bildgebungssystem ein Paar Flachfeld-Detektoren, ähnlich den Detektoren 88, 144, ohne einen Kerbfilter aufweisen kann. Ferner kann der Kerbfilter 150 zwischen dem Patienten 82 und dem zweiten Flachfeld-Detektor 144 positioniert sein.
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Durch die Kombination eines Flachfeld-Detektors 88 mit einer gekrümmten Detektoranordnung 86 nutzt die resultierende Detektoranordnung 84 die Vorteile sowohl der Flachfeld-Detektor-Technologie als auch der gekrümmten Detektor-Technologie bei gleichzeitiger Verringerung der negativen Aspekte, die beiden Detektorbauarten inhärent sind. Weil beispielsweise die elektrische Ladung von allen Detektorelementen auf einer gegebenen Auslesezeile eines Flachfeld-Detektors einem einzelnen Ausleseschaltkreis für diese Zeile zugeführt wird, ist die Abtastrate eines Flachfeld-Detektors niedriger als die von herkömmlichen gekrümmten Detektoranordnungen. Weil der Flachfeld-Detektor 88 jedoch in der Mitte des Sichtfeldes positioniert ist, akquiriert der Flachfeld-Detektor 88 Schwächungsdaten, die dem sich am langsamsten bewegenden Teil des Bildes entsprechen. Weil die Herstellung eines Flachfeld-Detektors kosteneffizienter als die eines gekrümmten Detektors mit einem ähnlichen Erfassungsbereich ist, senkt die Verwendung des Flachfeld-Detektors 84 in dem Zentrum der Detektoranordnung 84 ferner die Gesamtkosten der Detektoranordnung 84 und ermöglicht dabei eine vergrößerte Erfassung in der z-Richtung 94 (d. h. entlang der Patientenachse). Die lange Verzögerung oder das Nachleuchten, die bzw. das der Verwendung von Flachfeld-Detektoren inhärent ist, wird ebenfalls gemindert, wenn der Flachfeld-Detektor 84 in dem Zentrum des Sichtfeldes positioniert ist. Schließlich kann der begrenzte Dynamikbereich eines Flachfeld-Detektors durch die Verwendung eines zweiten Flachfeld-Detektors, wie beispielsweise des zweiten Flachfeld-Detektors 144, verbessert werden. Die Detektoranordnung 84 ist besonders zur Verwendung in Herz-CT-Bildgebungsanwendungen vorteilhaft, da der Flachfeld-Detektor 84 die für eine Herzabbildung gewünschte Auflösung und Abdeckung schafft.
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Gemäß den oben beschriebenen Bildgebungssystemen und Verfahren erkennt ein Fachmann, dass einer oder mehrere Flachfeld-Detektoren, wie die Flachfeld-Detektoren 88, 144 zu einem bestehenden CT-Bildgebungssystem, das eine gekrümmte Detektoranordnung aufweist, hinzugefügt werden kann/können, um das System für eine Herzabbildung nachzurüsten. Solch ein Nachrüstsystem kann bewegliche Führungsschienen, beispielsweise ähnlich den Führungsschienen 152 (10) aufweisen, um es dem/den Flachfeld-Detektoren) zu ermöglichen, abhängig von den gewünschten Scannparametern in das Röntgenstrahlenbündel hinein und aus diesem heraus bewegt zu werden.
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Bezug nehmend nun auf 12 enthält ein Paket-/Gepäckinspektionssystem 154 eine drehbare Gantry 156 mit einer in dieser ausgebildeten Öffnung 158, durch welche Pakete oder Gepäckstücke passieren können. Die drehbare Gantry 156 nimmt eine elektromagnetische Hochfrequenzenergiequelle 160 sowie eine Detektoranordnung 162 mit Szintillatorarrays auf, welche Szintillatorzellen, ähnlich jenen, die in den 3 oder 4 dargestellt sind, aufweisen. Ein Fördersystem 164 ist ebenfalls vorgesehen und enthält ein von einer Struktur 168 getragenes Förderband 158, um Pakete oder Gepäckstücke 170 automatisch und kontinuierlich durch die Öffnung 158 zu befördern, damit sie gescannt werden. Die Objekte 170 werden durch das Förderband 166 durch die Öffnung 158 geführt, es werden dann Bildgebungsdaten akquiriert, und das Förderband 166 führt die Pakete/Gepäckstücke 170 auf kontrollierte und kontinuierliche Weise von der Öffnung 158 weg. Im Ergebnis können Postinspektoren, Gepäckabfertiger und anderes Sicherheitspersonal den Inhalt von Paketen/Gepäckstücken 170 in nicht-invasiver Weise auf Sprengstoffe, Messer, Waffen, Schmuggelgut, usw. inspizieren.
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Ein Fachmann wird erkennen, dass Ausführungsformen der Erfindung mit einem Computer lesbaren Speichermedium mit einem darauf gespeicherten Computerprogramm verbunden und durch dieses gesteuert werden können. Das Computer lesbare Speichermedium weist eine Anzahl von Komponenten auf, z. B. eine oder mehrere elektronische Komponenten, Hardwarekomponenten und/oder Computersoftwarekomponenten. Diese Komponenten können ein oder mehrere Computer lesbare Speichermedien enthalten, die im Allgemeinen Anweisungen, wie z. B. Software, Firmware und/oder Assemblersprache, speichern, um einen oder mehrere Teile einer oder mehrerer Implementierungen oder Ausführungsformen einer Sequenz auszuführen. Diese Computer lesbare Speichermedien sind im Allgemeinen nicht flüchtig und/oder materiell. Beispiele solcher Computer lesbarer Speichermedien weisen ein beschreibbares Datenspeichermedium eines Computers oder einer Speichervorrichtung auf. Das Computer lesbare Speichermedium kann beispielsweise ein oder mehrere magnetische, elektrische, optische, biologische und/oder atomare Datenspeichermedien aufweisen. Ferner können solche Medien die Form von z. B. Disketten, Magnetbändern, CD-ROMS, DVD-ROMS, Festplattenlaufwerken und/oder elektronischen Speichern annehmen. Es können andere Formen nichtflüchtiger und/oder materieller Computer lesbarer Speichermedien, die hier nicht aufgelistet sind, in Ausführungsformen der Erfindung verwendet werden.
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Mehrere solche Komponenten können bei einer Implementierung eines Systems miteinander kombiniert oder aufgeteilt werden. Wie für den Fachmann ohne weiteres verständlich, können solche Komponenten ferner einen Satz und/oder Reihen von Computeranweisungen aufweisen, die mit jeder beliebigen Anzahl von Programmiersprachen geschrieben oder implementiert sein können. Zusätzlich können andere Formen von Computer lesbaren Medien, wie ein Trägersignal, verwendet werden, um ein Computerdatensignal zu enthalten, das eine Anweisungssequenz repräsentiert, die während ihrer Ausführung durch einen oder mehrere Computer diesen einen oder diese mehreren Computer veranlasst, einen oder mehrere Teile einer oder mehrerer Implementierungen oder Ausführungsformen einer Sequenz auszuführen.
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Folglich enthält gemäß einer Ausführungsform eine Röntgendetektoranordnung eine gekrümmte Detektoranordnung, die einen ersten Seitenabschnitt, der mehrere erste Detektormodule enthält, einen zweiten Seitenabschnitt, der mehrere zweite Detektormodule enthält, und einen dritten Abschnitt aufweist, der mehrere dritte Detektormodule enthält. Der dritte Abschnitt ist in einer Kanalrichtung zwischen dem ersten und dem zweiten Seitenabschnitt positioniert. Die Röntgendetektoranordnung enthält ferner einen ersten digitalen Flachfeld-Projektionsdetektor und eine erste Detektormontagestruktur, die konfiguriert ist, um den ersten digitalen Flachfeld-Projektionsdetektor in einer ersten Position so auszurichten, dass er den dritten Abschnitt der gekrümmten Detektoranordnung daran hindert, Röntgenstrahlen zu empfangen, die von einer Röntgenstrahlenquelle zu der gekrümmten Detektoranordnung hin in der Röntgenstrahldurchdringungsrichtung emittiert werden.
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Gemäß einer weiteren Ausführungsform enthält ein Verfahren zur Herstellung einer Detektoranordnung den Schritt der Bereitstellung eines gekrümmten Detektorarrays, das mehreren darin angeordnete Detektoren aufweist, wobei das gekrümmte Detektorarray eine Länge, die in einer Kanalrichtung zwischen einer ersten Seite und einer zweiten Seite des gekrümmten Detektorarrays definiert ist, und eine Breite aufweist, die in einer Schichtrichtung zwischen einer dritten Seite und einer vierten Seite des gekrümmten Detektorarrays definiert ist. Das Verfahren enthält ferner den Schritt der Bereitstellung eines ersten Flachfeld-Detektors, der eine Oberfläche aufweist, die konfiguriert ist, um einer Röntgenstrahlenquelle gegenüberzuliegen, wobei die Oberfläche eine Breite aufweist, die in der Schichtrichtung zwischen einer ersten Kante der Oberfläche und einer zu der ersten Kante gegenüberliegenden zweiten Kante der Oberfläche definiert ist, wobei die Breite des ersten Flachfeld-Detektors größer ist als die Breite des gekrümmten Detektorarrays. Ferner enthält das Verfahren den Schritt des Koppelns des ersten Flachfeld-Detektors mit einer ersten Detektormontageanordnung, die eine blockierende Position aufweist, die ausgelegt ist, um den ersten Flachfeld-Detektor über dem gekrümmten Detektorarray in einer Röntgenstrahldurchdringungsrichtung so auszurichten, dass der erste Flachfeld-Detektor mit einem zentralen Abschnitt des gekrümmten Detektorarrays in der Schicht- und der Kanalrichtung im Wesentlichen ausgerichtet ist.
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Gemäß einer noch anderen Ausführungsform enthält ein CT-System eine drehbare Gantry mit einer Öffnung in dieser zur Aufnahme eines zu scannenden Objektes, einen Tisch, der innerhalb der Öffnung der drehbaren Gantry positioniert und in einer z-Richtung durch die Öffnung hindurch bewegbar ist, und eine Röntgenstrahlenquelle, die mit der drehbaren Gantry gekoppelt und zur Projektion eines Röntgenstrahlbündels in Richtung des zu scannenden Objekts konfiguriert ist. Das CT-System enthält ferner eine Detektoranordnung, die positioniert ist, um das Röntgenstrahlbündel von der Röntgenstrahlenquelle zu empfangen. Die Detektoranordnung enthält eine gekrümmte Detektoranordnung mit mehreren Detektoren und einen ersten digitalen Flachfeld-Detektor, der zwischen einem zentralen Abschnitt der gekrümmten Detektoranordnung und der Röntgenstrahlenquelle derart angeordnet ist, dass mehrere erste Röntgenstrahlen, die von der Röntgenstrahlenquelle in Richtung des zentralen Abschnitts der gekrümmten Detektoranordnung projiziert werden, durch den ersten digitalen Flachfeld-Detektor absorbiert werden.
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Diese schriftliche Beschreibung verwendet Beispiele, um die Erfindung, einschließlich der besten Ausführungsart, zu offenbaren und auch um einen Fachmann zu befähigen, die Erfindung umzusetzen, wozu die Herstellung und Verwendung beliebiger Vorrichtungen oder Systeme und die Durchführung beliebiger enthaltener Verfahren gehören. Der patentierbare Umfang der Erfindung ist durch die Ansprüche festgelegt und kann andere Beispiele einschließen, die Fachleuten einfallen. Solche andere Beispiele sollen innerhalb des Umfangs der Ansprüche sein, wenn sie strukturelle Elemente enthalten, die sich von dem Wortsinn der Ansprüche nicht unterscheiden, oder wenn sie äquivalente strukturelle Elemente mit unwesentlichen Unterschieden zu dem Wortsinn der Ansprüche enthalten.
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Eine Röntgendetektoranordnung 84 enthält eine gekrümmte Detektoranordnung 86, die einen ersten Seitenabschnitt 130, der mehrere erste Detektormodule 92 enthält, einen zweiten Seitenabschnitt 134, der mehrere zweite Detektormodule 92 enthält, und einen dritten Abschnitt 122 aufweist, der mehrere dritte Detektormodule 92 enthält. Der dritte Abschnitt 122 ist in einer Kanalrichtung zwischen dem ersten und dem zweiten Seitenabschnitt 134 positioniert. Die Röntgendetektoranordnung 84 enthält ferner einen ersten digitalen Flachfeld-Projektionsdetektor 88 und eine erste Detektormontagestruktur 90, die konfiguriert ist, um den ersten digitalen Flachfeld-Projektionsdetektor 88 in einer ersten Position derart auszurichten, dass er den dritten Abschnitt 122 der gekrümmten Detektoranordnung 86 daran hindert, Röntgenstrahlen zu empfangen, die von einer Röntgenstrahlenquelle 74 zu dem gekrümmten Detektor hin in der Röntgenstrahldurchdringungsrichtung emittiert werden.
