EP1089297A2 - Gitter zur Absorption von Röntgenstrahlung - Google Patents

Gitter zur Absorption von Röntgenstrahlung Download PDF

Info

Publication number
EP1089297A2
EP1089297A2 EP00203370A EP00203370A EP1089297A2 EP 1089297 A2 EP1089297 A2 EP 1089297A2 EP 00203370 A EP00203370 A EP 00203370A EP 00203370 A EP00203370 A EP 00203370A EP 1089297 A2 EP1089297 A2 EP 1089297A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
comb
grid
elements
ray
webs
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
EP00203370A
Other languages
English (en)
French (fr)
Other versions
EP1089297B1 (de
EP1089297A3 (de
Inventor
Peter Flisikowski
Stefan Dr. Schneider
Josef Dr. Lauter
Herfried Dr. Wieczorek
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Philips Intellectual Property and Standards GmbH
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Philips Intellectual Property and Standards GmbH
Philips Corporate Intellectual Property GmbH
Philips Patentverwaltung GmbH
Koninklijke Philips Electronics NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Philips Intellectual Property and Standards GmbH, Philips Corporate Intellectual Property GmbH, Philips Patentverwaltung GmbH, Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Philips Intellectual Property and Standards GmbH
Publication of EP1089297A2 publication Critical patent/EP1089297A2/de
Publication of EP1089297A3 publication Critical patent/EP1089297A3/de
Application granted granted Critical
Publication of EP1089297B1 publication Critical patent/EP1089297B1/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K1/00—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
    • G21K1/02—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators
    • G21K1/025—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators using multiple collimators, e.g. Bucky screens; other devices for eliminating undesired or dispersed radiation

Definitions

  • the invention relates to a grid with electromagnetic radiation absorbing, for Comb elements serving as grid formation.
  • Such grids are used as anti-scatter grids in X-ray technology in order to To absorb tissue from the patient's emerging stray radiation before that through the different weakening properties of the examined tissue characteristic x-ray signal hits the x-ray detector.
  • a collimator anti-scatter grid
  • the collimator is absorbed by an x-ray Frame formed, arranged in the first and second partition plates become.
  • the partition plates each have longitudinal slots to the partition plate, which enable the first partition plates to be inserted into the second at an appropriate angle To insert partition plates.
  • the rectangular frame has slits on its inner edges on, which serve to accommodate the respective ends of the partition plates.
  • anti-scatter grids due to the complexity of the partition plates set certain limits.
  • the production of anti-scatter grids with large Dimensions, such as those used for large-area detectors, prove turns out to be difficult because of an occurring deflection of the large partition plates easy and correct sliding of the slots of the partition plates difficult.
  • Large-area anti-scatter grids are used, for example, in multi-line CT devices (Computer tomography) used.
  • the length of the detector is extended.
  • the one emitted by an x-ray emitter happens X-rays the patient and is of different density and chemical
  • the composition of the tissue or bone to be examined is weakened accordingly.
  • the x-ray signal is subject to scattered radiation.
  • the x-rays pass through a scattered grating focused on the focus of the radiation source. In this way, when detecting the X-ray quanta, one achieves that only the X-ray quanta are detected that are characteristic of the attenuation of the irradiated object.
  • CT examination devices are designed so that the radiation source is the detector is arranged opposite on a gantry that rotates around the patient, the Patient is slowly moved with a cot. Vibrations of the gantry that also affect the anti-scatter grid and the X-ray detector, have a negative impact on the Image quality of the image to be displayed. Such negative effects cannot be seen emulate, so that a later reduction of these effects that distort the image in the Image processing is only possible to a limited extent.
  • the object of the invention is therefore to provide an anti-scatter grid for reducing the scattered radiation indicate which by means of simple production with appropriate robustness is also feasible for large-area anti-scatter grids.
  • This object is achieved in that comb webs transverse to the associated one Comb base areas carrying the comb webs run.
  • An anti-scatter grid is placed over the X-ray detector in such a way that the primary X-ray radiation through the grating onto a detector element arranged below each meets.
  • the anti-scatter grid is composed of several X-rays having comb structures absorbent comb elements together, which are fixed by a frame.
  • the comb elements have a preferably rectangular basic shape and have comb webs on, which is transverse to the surface of a base plate and to the formed by this Comb base surface are arranged. These comb webs form the comb structure.
  • the Comb ridges are focused on the focus of the radiation source, increasing the distance between the ridges on the upper edge of the comb element less than on the Lower edge is.
  • a large number of these comb elements is arranged so that the crosswise to the Comb base area standing comb webs to the closest comb element with the associated Adjacent or bump the comb base surface.
  • This two-dimensional Grating is made with the grating openings in the direction of the incident X-rays aligned.
  • the side edges of the individual comb elements are fastened in the frame using grooves
  • the number of comb elements to be strung together is determined by the size of the X-ray detector used determined.
  • the x-ray detector is mostly used in CT scanners many times longer than it is wide. It proves advantageous that the comb elements have a high level of robustness and stability, which allows many comb elements in to be arranged in a frame, so that a large-area anti-scatter grid is thereby formed which covers a large-area X-ray detector.
  • the x-ray detector is used for the area examined characteristic x-rays converted into light, for example, which either is read out by a light-sensitive sensor or which is a film accordingly exposed.
  • sensors read the image information. With these discrete It is important that the X-ray quanta of a corresponding examination area, which is to be imaged on an image pixel, only in the associated one Detector element converted and in the corresponding underlying Sensor is detected.
  • the anti-scatter grid Through the anti-scatter grid, the get for a resolution characteristic X-ray quanta of the examination area corresponding to the detector in the corresponding grating opening directly to the associated detector element.
  • the X-ray quanta for an examination area corresponding to the resolution of the detector are characterized by the anti-scatter grid in the corresponding Grid opening directed directly to the associated detector element.
  • the scattered scattered radiation is absorbed by the grating structure of the scattered radiation grating.
  • the anti-scatter grid is made of comb elements with a Double-comb structure and flat slats.
  • the comb elements point across comb webs standing on the base plate on both sides of the base plate.
  • the ridges stand on these double comb elements across the two comb base surfaces both sides of the base plate.
  • the double comb elements and the slats are held by the frame.
  • the comb webs of the comb elements are aligned with the focus of the radiation source focused.
  • the x-rays hit the at a predetermined angle Anti-scatter grid. Because the direct X-ray radiation unhindered the anti-scatter grid to happen, the orientation of the grating must be adapted to the radiation angle. To the distances between the ridges at the upper edge of the comb elements are smaller than the distances between the ridges on the lower edge of the comb elements.
  • the anti-scatter grid is also required to adjust the bend of the X-ray detector. This is the depth of the ridges to the lower edge of the comb element larger, so that when assembling several Comb elements create a bend that corresponds to the bend of the X-ray detector.
  • the frame in which the comb elements are attached is the shape of the X-ray detector customized. Grooves are arranged on the inside of the frame. The thickness of the grooves corresponds to the wall thickness of the comb elements, so that this through the shape of the grooves being held. In addition, the comb elements can be glued into these grooves become.
  • the task is also performed by a detector with a grating for absorbing X-ray radiation solved.
  • the task is arranged with an X-ray device with one in front of the detector X-ray absorption grating solved.
  • the task is performed using a method of manufacturing a grid Solved comb elements absorbing electromagnetic radiation, in which the Comb elements in which comb webs are transverse to an associated one, which supports the comb webs Comb base surface run so that they are arranged in a two-dimensional grid form.
  • FIG. 1 shows a computer tomograph with a gantry 1 on one radiation source 2 is arranged.
  • the X-ray detector 8 with the anti-scatter grid arranged above it 3 is arranged opposite the radiation source 2.
  • In the beam path 4 is a Patient 5 placed on a cot 6.
  • Gantry 1 revolves around the Patients 5.
  • An examination area 7 is illuminated from all sides.
  • the Patient 5 is pushed in a horizontal direction through the rotating gantry 1, see above that a volume image is recorded using several cross-sectional images.
  • With two-dimensional X-ray detectors 8 is the area that is scanned with one rotation much larger than with single-line X-ray detectors. This allows the patient 5 can be pushed faster through gantry 1.
  • Figures 2-5 show a one-sided comb element 12 in several views.
  • Figure 2 shows a one-sided comb element 12 in plan view.
  • This one-sided comb element 12 consists of an X-ray absorbing material, for example (brass, molybdenum, tungsten).
  • the comb structure of this comb element 12 is formed by comb webs 11 standing at right angles to a base plate 10.
  • the height of the comb element 12 depends on the specific application.
  • a decisive criterion here is how much surface is irradiated with a scan. The ratio of useful radiation to scattered radiation deteriorates with increasing width of the area irradiated with X-rays per scan.
  • these comb elements 12 are approximately 2-6 cm high.
  • the width of the comb element 12 or the base plate 10 is determined by the width of the X-ray detector 8.
  • a scattered radiation grating 3, as is formed from these comb elements 12, must completely cover the X-ray detector 8.
  • the comb elements 12 are therefore wider than in the narrower multi-line or two-dimensional x-ray detectors 8 which are used in computer tomography.
  • the pixel size of such an anti-scatter grid 3 is formed with the depth of the comb webs 11 and the distance D between the individual comb webs 11. In two-dimensional x-ray detectors 8 for computer tomographs, the pixel size is approximately 1x1 to 2x5 mm 2 .
  • comb elements 12 are arranged for the incident X-rays, that the X-rays the grid openings formed by comb webs 11 and base plate 10 happen.
  • X-rays are emitted by the radiation source 2 with a focus and run radially away from this focus with a radiation angle.
  • the comb webs 11 are aligned or focused in their arrangement on the base plate 11 according to this focus. This is shown in FIG. 4.
  • the distance D o between the comb webs 11 at the upper edge of the base plate 10 is less than the distance D u between the comb webs 11 at the lower edge of the base plate 10.
  • FIG. 6 shows a series of comb elements 12 on one side. Due to the different depth of the comb webs 11 at the top and bottom (Fig. 3) the anti-scatter grid 3 can easily be adapted to the bend of the X-ray detector 8. In addition, the bend of the anti-scatter grid 3 is caused by the arrangement of the grooves 14 enforced in the frame of 13.
  • FIG. 7 shows the arrangement of a plurality of comb elements 12 on one side in an X-ray shadow giving frame 13 shown.
  • the frame 13 has on its inner sides Grooves 14, which are shown in Figure 8. These grooves 14 take the side edges of the Base plates 10 of the plurality of one-sided comb elements 12.
  • Comb elements 12 can be glued in or fixed in another conceivable way. A mechanical one Fixing by pressing in the comb elements 12 is also possible.
  • By the stringing together of several one-sided comb elements 12 becomes a scattered radiation grating 3 formed.
  • the comb webs 11 of a base plate 10 border the back of one adjacent base plate 10. The length of such a grating 3 can be expand 12 by the number of comb elements.
  • FIGS. 9-12 show a two-sided comb element 15 and one of these and lamellae 19 composed of anti-scatter grid 3.
  • Figure 9 shows a two-sided Comb element 15 with a double comb structure. This consists of a base plate 17 on which webs 16 and 18 are arranged on both sides. The ridges 16 and 18 are on both sides of the base plate 17 transversely to the one formed by the base plate 17 Comb base surface arranged. The above statements on focusing the one-sided Comb element 12 are to be applied accordingly to this two-sided comb element 15. Likewise, the comb webs 16 and 18 at the lower edge of the base plate 17 are deeper than that Comb webs 16 and 18 on the upper edge of the base plate 17 to the bend of the X-ray detector 8 replicate.
  • FIG. 11 shows the composition of flat slats 19 (FIG. 10) and two-sided Comb elements 15 shown.
  • a frame 13 In a frame 13 are bilateral comb elements 15 arranged alternately with lamellae 19, so that an anti-scatter grid 3 is formed.
  • the Comb webs 16 and 18 each adjoin the adjacent slats 19. Also here the length of the anti-scatter grid 3 can be increased by increasing the number of used enlarge double-sided comb elements 15 and slats 19.
  • Scattered radiation gratings are used in addition to computer tomography for radiology.
  • a curvature of the anti-scatter grid 3 is not necessary here, since the X-ray detector 8 is even.
  • Such anti-scatter grids typically have different dimensions on than those previously mentioned. In these areas of application, however, fewer occur Vibrations.
  • the frames of these anti-scatter grids have larger dimensions and the comb elements 12 or 15 to be used are also larger. Due to the very good inherent stability of the comb elements 15 can be with this training cover a very large area of application.
  • the comb elements can be adjusted depending on the resolution or pixel size of the anti-scatter grid Manufacture 12 or 15, for example, by milling, sintering or injection molding. At the Injection molding it is possible to absorb an X-ray base Mix materials.
  • An anti-scatter grid 3 can also be arranged by stringing together two-sided comb elements 15 form without lamellae 19 are arranged between them.
  • the comb elements 12 or 15 can also be made using spacers be arranged so that an anti-scatter grid is formed.
  • an inner or core area of an anti-scatter grid with a higher resolution to provide what can be achieved by a very fine-meshed grid.
  • the resolution be smaller, so that the anti-scatter grid can have larger grid openings here.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)

Abstract

Ein Gitter (3) mit elektromagnetische Strahlung absorbierenden, zur Gitterbildung dienenden Kammelementen (12), wird zur Erhöhung der Robustheit und der Streustrahlenunterdrückungsqualität dadurch gebildet, dass Kammstege (11) quer zu einer zugehörigen, die Kammstege (11) tragenden Kammbasisfläche verlaufen. <IMAGE>

Description

Die Erfindung betrifft ein Gitter mit elektromagnetische Strahlung absorbierenden, zur Gitterbildung dienenden Kammelementen.
Derartige Gitter werden als Streustrahlengitter in der Röntgentechnik eingesetzt, um im Gewebe des Patienten entstehende Streustrahlung zu absorbieren, bevor das durch die unterschiedlichen Schwächungseigenschaften des untersuchten Gewebes entstehende charakteristische Röntgensignal auf den Röntgendetektor trifft.
In der US 5099134 wird ein Kollimator (Streustrahlengitter) und ein Verfahren zur Herstellung eines solchen beschrieben. Der Kollimator wird durch einen Röntgenstrahlen absorbierenden Rahmen gebildet, in dem erste und Zweite Partitionsplatten angeordnet werden. Die Partitionsplatten weisen jeweils zur Partitionsplatte longitudinale Schlitze auf, die es ermöglichen die ersten Partitionsplatten in entsprechendem Winkel in die zweiten Partitionsplatten zu stecken. Der rechteckige Rahmen weist an seinen Innenkanten Schlitze auf, die der Aufnahme der jeweiligen Enden der Partitionsplatten dienen.
Der Herstellung derartiger Streustrahlengitter sind durch die Komplexität der Partitionsplatten gewisse Grenzen gesetzt. Die Herstellung von Streustrahlengittern mit großen Dimensionen, wie sie beispielsweise für großflächige Detektoren verwendet werden, erweist sich als schwierig, da eine auftretende Durchbiegung der großen Partitionsplatten ein einfaches und korrektes Ineinandergleiten der Schlitze der Partitionsplatten erschwert.
Großflächige Streustrahlengitter werden beispielsweise bei Multi-Line CT-Geräten (Computer-Tomographie) verwendet. Der Detektor ist dabei in seiner Länge ausgedehnt. Bei der Computer-Tomographie passiert die von einem Röntgenstrahler ausgesendete Röntgenstrahlung den Patienten und wird der unterschiedlichen Dichte und chemischen Zusammensetzung des zu untersuchenden Gewebes oder der Knochen entsprechend geschwächt. Gleichzeitig wird das Röntgensignal mit Streustrahlung behaftet. Um diese Streustrahlung, die das darzustellende primäre Röntgenbild verfälscht, zu reduzieren, passiert die Röntgenstrahlung ein auf den Fokus der Strahlenquelle fokussiertes Streustrahlengitter. Dadurch erreicht man bei der Detektion der Röntgenquanten, dass jeweils nur die Röntgenquanten detektiert werden, die charakteristisch für die Schwächung des durchstrahlten Objektes sind.
CT-Untersuchungsgeräte sind so aufgebaut, dass die Strahlungsquelle dem Detektor gegenüber auf einer Gantry angeordnet ist, die sich um den Patienten dreht, wobei der Patient langsam mit einer Pritsche bewegt wird. Vibrationen der Gantry, die sich auch auf das Streustrahlengitter und den Röntgendetektor übertragen, wirken sich negativ auf die Bildqualität des darzustellenden Bildes aus. Derartige negative Effekte lassen sich nicht nachbilden, so dass eine spätere Reduzierung dieser das Bild verfälschenden Effekte bei der Bildverarbeitung nur eingeschränkt möglich ist.
Um einen schnellen Röntgenvorgang zu realisieren, erhöht man die Breite des Röntgenstrahles. Dadurch wird mit einem Scann eine größere Oberfläche des Untersuchungsobjektes und demzufolge auch gleich ein größeres Volumen gescannt. Dies hat aber wiederum zur Folge, dass der Streustrahlenanteil zunimmt. Um diesen zunehmenden Streustrahlenanteil zu reduzieren, wird die Höhe des Streustrahlengitters erhöht. Bekannte Streustrahlengitter weisen dafür jedoch nicht die erforderliche Robustheit auf.
Aufgabe der Erfindung ist es deshalb, ein Streustrahlengitter zur Reduzierung der Streustrahlung anzugeben, welches mittels einfacher Herstellung bei entsprechender Robustheit auch für großflächige Streustrahlengitter realisierbar ist.
Diese Aufgabe wird dadurch gelöst, dass Kammstege quer zu einer zugehörigen, die Kammstege tragenden Kammbasisfläche verlaufen.
Ein Streustrahlengitter wird über dem Röntgendetektor in der Weise angeordnet, dass die primäre Röntgenstrahlung durch das Gitter auf jeweils ein darunter angeordnetes Detektorelement trifft.
Das Streustrahlengitter setzt sich aus mehreren Kammstrukturen aufweisende, Röntgenstrahlen absorbierenden Kammelementen zusammen, die von einem Rahmen fixiert sind. Die Kammelemente haben eine vorzugsweise rechteckige Grundform und weisen Kammstege auf, die quer zur Oberfläche einer Grundplatte und zur durch diese gebildeten Kammbasisfläche angeordnet sind. Diese Kammstege bilden die Kammstruktur. Die Kammstege sind auf den Fokus der Strahlungsquelle fokussiert, wodurch der Abstand zwischen den Kammstegen an der Oberkante des Kammelements geringer als an der Unterkante ist. Eine Vielzahl dieser Kammelemente wird so angeordnet, dass die quer zur Kammbasisfläche stehenden Kammstege an das nächstliegende Kammelement mit der dazugehörigen Kammbasisfläche angrenzen oder anstoßen. Dadurch entsteht eine zweidimensionale Gitterstruktur. Durch den Abstand zwischen den Kammstegen und die Tiefe der Kammstege wird die Auflösung des Streustrahlengitters festgelegt. Dieses zweidimensionale Gitter wird mit den Gitteröffnungen in Richtung der einfallenden Röntgenstrahlung ausgerichtet.
Die Seitenkanten der einzelnen Kammelemente werden mittels Nuten im Rahmen befestigt Die Anzahl der aneinanderzureihenden Kammelemente wird durch die Größe des verwendeten Röntgendetektors bestimmt. Der Röntgendetektor ist bei CT-Geräten meist um ein Vielfaches länger als breit. Es erweist sich als vorteilhaft, dass die Kammelemente eine hohe Robustheit und Stabilität aufweisen, die es erlaubt, viele Kammelemente in einem Rahmen anzuordnen, so dass dadurch ein großflächiges Streustrahlengitter gebildet wird, welches einen großflächigen Röntgendetektor abdeckt.
Bei Röntgenaufnahmen wird in einem Röntgendetektor die für den untersuchten Bereich charakteristische Röntgenstrahlung beispielsweise in Licht umgewandelt, welches entweder von einem lichtempfindlichen Sensor ausgelesen wird oder welches einen Film entsprechend belichtet.
Bei digitalen Röntgendetektoren lesen Sensoren die Bildinformation aus. Bei diesen diskreten Aufnahmen ist es wichtig, dass die Röntgenquanten eines entsprechenden Untersuchungsbereichs, der auf einem Bildpixel abgebildet werden soll, nur in dem dazugehörigen Detektorelement umgewandelt und in dem entsprechend darunter liegendem Sensor detektiert wird. Durch das Streustrahlengitter gelangen die für ein der Auflösung des Detektors entsprechenden Untersuchungsbereichs charakteristischen Röntgenquanten in der entsprechenden Gitteröffnung direkt zu dem dazugehörigen Detektorelement. Die Röntgenquanten, die für einen der Auflösung des Detektors entsprechenden Untersuchungsbereich charakteristisch sind, werden durch das Streustrahlengitter in der entsprechenden Gitteröffnung direkt zu dem dazugehörigen Detektorelement geleitet. Die quer streuende Streustrahlung wird durch die Gitterstruktur des Streustrahlengitters absorbiert.
In einer weiteren Ausführung ist das Streustrahlengitter aus Kammelementen mit einer Doppelkammstruktur und planen Lamellen ausgebildet. Die Kammelemente weisen quer zur Grundplatte stehende Kammstege auf beiden Seiten der Grundplatte auf. Die Kammstege stehen bei diesen Doppelkammelementen quer zu den beiden Kammbasisflächen auf beiden Seiten der Grundplatte. Für das Streustrahlengitter werden abwechselnd ein Doppelkammelement und eine plane Lamelle aneinander gereiht. Dadurch entsteht ebenfalls ein Gitter. Die Doppelkammelemente und die Lamellen werden vom Rahmen gehalten.
Die Kammstege der Kammelemente sind in ihrer Ausrichtung auf den Fokus der Strahlenquelle fokussiert. Die Röntgenstrahlen treffen in einem vorgegebenen Winkel auf das Streustrahlengitter. Da die direkte Röntgenstrahlung ungehindert das Streustrahlengitter passieren soll, muß die Ausrichtung des Gitters dem Strahlungswinkel angepaßt sein. Dazu sind die Abstände zwischen den Kammstegen an der Oberkante der Kammelemente geringer als die Abstände zwischen den Kammstegen an der Unterkante der Kammelemente.
Zusätzlich ist es bei gebogenen Röntgendetektoren erforderlich, auch das Streustrahlengitter der Biegung des Röntgendetektors anzupassen. Dazu wird die Tiefe der Kammstege zur Unterkante des Kammelements größer, so dass beim Zusammensetzen mehrerer Kammelemente eine Biegung entsteht, die der Biegung des Röntgendetektors entspricht.
Der Rahmen, in dem die Kammelemente befestigt sind, ist der Form des Röntgendetektors angepaßt. An den Innenseiten des Rahmens sind Nuten angeordnet. Die Dicke der Nuten entspricht der Wandstärke der Kammelemente, so dass diese durch die Form der Nuten gehalten werden. Zusätzlich können die Kammelemente in diesen Nuten eingeklebt werden.
Die Aufgabe wird auch durch einen Detektor mit einem Gitter zum Absorbieren von Röntgenstrahlung gelöst.
Desweiteren wird die Aufgabe mit einem Röntgengerät mit einem vor dem Detektor angeordneten Gitter zum Absorbieren von Röntgenstrahlung gelöst.
Außerdem wird die Aufgabe durch ein Verfahren zur Herstellung eines Gitters mit elektromagnetische Strahlung absorbierenden Kammelementen gelöst, bei dem die Kammelemente, bei denen Kammstege quer zu einer zugehörigen, die Kammstege tragenden Kammbasisfläche verlaufen, so angeordnet werden, dass sie ein zweidimensionales Gitter bilden.
Ausführungsbeispiele der Erfindung werden im folgenden anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:
Fig.1
Computertomograph mit über dem Detektor angeordneten Gitter
Fig.2
einseitiges Kammelement in Draufsicht
Fig.3
einseitiges Kammelement in Seitenansicht
Fig.4
Vorderansicht einseitiges Kammelement
Fig.5
Perspektive einseitiges Kammelement
Fig. 6
Seitenansicht mehrerer einseitiger Kammelement über dem Detektor angeordnet
Fig. 7
Streustrahlengitter aus einseitigen Kammelementen
Fig. 8
Rahmenausschitt mit Nuten
Fig.9
zweiseitiges Kammelement in Draufsicht
Fig.10
Lamelle in Draufsicht
Fig.11
Streustrahlengitter aus zweiseitigen Kammelementen und Lamellen
Fig.12
Perspektive zweiseitiges Kammelement
Figur 1 zeigt ein Computertomographen, mit einer Gantry 1 an der eine Strahlungsquelle 2 angeordnet ist. Der Röntgendetektor 8 mit dem darüber angeordneten Streustrahlengitter 3 ist der Strahlungsquelle 2 gegenüber angeordnet. In den Strahlengang 4 wird ein Patient 5 auf einer Pritsche 6 liegend eingebracht. Die Gantry 1 dreht sich um den Patienten 5. Dabei wird ein Untersuchungsbereich 7 von allen Seiten durchleuchtet. Der Patient 5 wird in horizontaler Richtung durch die sich drehende Gantry 1 geschoben, so dass mittels mehrerer Querschnittsbilder ein Volumenbild aufgenommen wird. Bei zweidimensionalen Röntgendetektoren 8 ist der Bereich, der mit einer Drehung gescannt wird, wesentlich größer als bei einzeiligen Röntgendetektoren. Dadurch kann der Patient 5 schneller durch die Gantry 1 geschoben werden.
Die Figuren 2-5 zeigen ein einseitiges Kammelement 12 in mehreren Ansichten. Figur 2 zeigt ein einseitiges Kammelement 12 in Draufsicht. Dieses einseitige Kammelement 12 besteht aus einem Röntgenstrahlen absorbierenden Material, beispielsweise (Messing, Molybdän, Wolfram). Die Kammstruktur dieses Kammelements 12 wird durch rechtwinklig zu eine Grundplatte 10 stehende Kammstege 11 gebildet. Die Höhe des Kammelements 12 richtet sich nach der speziellen Anwendung. Dabei ist ein entscheidendes Kriterium, wieviel Oberfläche mit einem Scan bestrahlt wird. Das Verhältnis Nutzstrahlung zu Streustrahlung verschlechtert sich mit zunehmender Breite des mit Röntgenstrahlen bestrahlten Bereichs pro Scan. Typischerweise sind diese Kammelemente 12 etwa 2- 6 cm hoch. Je mehr Streustrahlung in dem Gesamtsignal enthalten ist, desto höher muß das Streustrahlengitter sein. Die Breite des Kammelements 12 oder auch der Grundplatte 10 wird durch die Breite des Röntgendetektors 8 festgelegt. Ein Streustrahlengitter 3, wie es aus diesen Kammelementen 12 gebildet wird, muß den Röntgendetektor 8 vollständig abdecken. Bei großflächigen ebenen Röntgendetektoren sind deshalb die Kammelemente 12 breiter als bei den schmaleren Multi-Line- oder zweidimensionalen Röntgendetektoren 8, die in der Computertomographie eingesetzt werden. Mit der Tiefe der Kammstege 11 und dem Abstand D zwischen den einzelnen Kammstegen 11 wird die Pixelgröße eines derartigen Streustrahlengitters 3 gebildet. Bei zweidimensionalen Röntgendetektoren 8 für Computertomographen beträgt die Pixelgröße etwa 1x1 bis 2x5 mm2.
Mehrere Kammelemente 12 werden so zur einfallenden Röntgenstrahlung angeordnet, dass die Röntgenstrahlen die durch Kammstege 11 und Grundplatte 10 gebildeten Gitteröffnungen passieren.
Röntgenstrahlen werden von der Strahlungsquelle 2 mit einem Fokus ausgesendet und verlaufen strahlenförmig mit einem Strahlungswinkel von diesem Fokus weg. Um eine effektive Filterung oder eine bestmögliche Primärstrahlentransparenz zu erreichen, werden die Kammstege 11 in ihrer Anordnung auf der Grundplatte 11 nach diesem Fokus ausgerichtet oder fokussiert. Dies ist in der Figur 4 dargestellt. Der Abstand Do zwischen den Kammstegen 11 ist am oberen Rand der Grundplatte 10 geringer als der Abstand Du zwischen den Kammstegen 11 am unteren Rand der Grundplatte 10.
Da die Röntgendetektoren 8 bei Computertomographen einer Biegung angepaßt werden, ist es erforderlich, auch das Streustrahlengitter 3 entsprechend anzupassen. In Figur 3 ist dargestellt, dass die Tiefe der Kammstege 11 am oberen Rand geringer als am unteren Rand der Grundplatte 10 ist. Bei langen Röntgendetektoren ist ein stückweises Zusammensetzen von kleinen Streustrahlengittersegmenten möglich.
In Figur 6 ist die Aneinanderreihung mehrerer einseitiger Kammelemente 12 dargestellt. Durch die unterschiedliche Tiefe der Kammstege 11 am oberen und unteren Rand ( Fig.3) läßt sich das Streustrahlengitter 3 leicht der Biegung des Röntgendetektors 8 anpassen. Außerdem wird die Biegung des Streustrahlengitters 3 durch die Anordnung der Nuten 14 im Rahmen 13 erzwungen.
In Figur 7 ist die Anordnung mehrerer einseitiger Kammelemente 12 in einem Röntgenschatten gebenden Rahmen 13 dargestellt. Der Rahmen 13 weist an seinen Innenseiten Nuten 14 auf, die in Figur 8 dargestellt sind. Diese Nuten 14 nehmen die Seitenränder der Grundplatten 10 der mehreren einseitigen Kammelemente 12 auf. Die Kammelemente 12 können eingeklebt oder in einer anderen denkbaren Weise fixiert werden. Eine mechanische Fixierung mittels Einpressen der Kammelemente 12 ist ebenfalls realisierbar. Durch die Aneinanderreihung mehrerer einseitiger Kammelemente 12 wird ein Streustrahlengitter 3 gebildet. Dabei grenzen die Kammstege 11 einer Grundplatte 10 an die Rückseite einer benachbarten Grundplatte 10. Die Länge eines solchen Streustrahlengitters 3 läßt sich durch die Anzahl der Kammelemente 12 beliebig erweitern.
Im folgenden wird ein weiteres Ausführungsbeispiel für ein Streustrahlengitter 3 angegeben. Die Figuren 9 - 12 zeigen ein zweiseitiges Kammelement 15 und ein aus diesen und Lamellen 19 zusammengesetztes Streustrahlengitter 3. Figur 9 zeigt ein zweiseitiges Kammelement 15 mit einer Doppelkammstruktur. Dieses besteht aus einer Grundplatte 17 auf der beidseitig Stege 16 und 18 angeordnet sind. Die Kammstege 16 und 18 sind jeweils auf beiden Seiten der Grundplatte 17 quer zur durch die Grundplatte 17 gebildeten Kammbasisfläche angeordnet. Die obigen Ausführungen zur Fokussierung des einseitigen Kammelements 12 sind auf dieses zweiseitige Kammelement 15 entsprechend anzuwenden. Ebenso sind die Kammstege 16 und 18 am unteren Rand der Grundplatte 17 tiefer als die Kammstege 16 und 18 am oberen Rand der Grundplatte 17, um die Biegung des Röntgendetektors 8 nachzubilden.
In Figur 11 ist die Zusammensetzung von planen Lamellen 19 (Fig. 10) und zweiseitigen Kammelementen 15 dargestellt. In einem Rahmen 13 werden zweiseitige Kammelemente 15 abwechselnd mit Lamellen 19 angeordnet, so dass ein Streustrahlengitter 3 entsteht. Die Kammstege 16 und 18 grenzen dabei jeweils an die benachbarten Lamellen 19. Auch hierbei läßt sich die Länge des Streustrahlengitters 3 durch Erhöhung der Anzahl von verwendeten zweiseitigen Kammelementen 15 und Lamellen 19 vergrößern.
Streustrahlengitter werden neben der Computertomographie auch für Radiologie verwendet. Hier ist eine Wölbung des Streustrahlengitters 3 nicht erforderlich, da der Röntgendetektor 8 eben ist. Derartige Streustrahlengitter weisen typischerweise andere Abmessungen auf, als die bisher erwähnten. Bei diesen Einsatzgebieten treten jedoch weniger Vibrationen auf. Die Rahmen dieser Streustrahlengitter haben größere Abmessungen und auch die zu verwendenden Kammelemente 12 oder 15 sind größer. Durch die sehr gute Eigenstabilität der Kammelemente 15 läßt sich mit dieser Ausbildung eines Streustrahlengitters ein sehr großer Einsatzbereich abdecken.
Für die Herstellung derartiger Kammelemente 15 stehen mehrere Verfahren zur Verfügung. Je nach Auflösung oder Pixelgröße des Streustrahlengitters lassen sich die Kammelemente 12 oder 15 beispielsweise mittels Fräsen, Sintern oder Spritzguß herstellen. Beim Spritzgußverfahren ist es möglich, einem Grundstoff Röntgenstrahlen absorbierende Materialien beizumischen.
Ein Streustrahlengitter 3 läßt sich auch durch Aneinanderreihen von zweiseitigen Kammelementen 15 bilden, ohne dass Lamellen 19 zwischen diesen angeordnet sind.
Anstatt eines Rahmens 13 können die Kammelemente 12 oder 15 auch mittels Abstandshalter so angeordnet werden, dass ein Streustrahlengitter gebildet wird.
Durch Variation der Abstände zwischen den Kammstegen derKammelemente läßt sich ein derartiges Streustrahlengitter an spezielle Anwendungen anpassen. So ist es beispielsweise denkbar, einen inneren oder Kernbereich eines Streustrahlengitters mit einer höheren Auflösung zu versehen, was sich durch ein sehr feinmaschiges Gitter erreichen läßt. Im Randbereich des vom Streustrahlengitter abgedeckten Röntgendetektors könnte die Auflösung geringer sein, so dass hier das Streustrahlengitter größere Gitteröffnungen aufweisen kann.

Claims (9)

  1. Gitter (3) mit elektromagnetische Strahlung absorbierenden, zur Gitterbildung dienenden Kammelementen (12),
    dadurch gekennzeichnet,
    dass Kammstege (11) quer zu einer zugehörigen, die Kammstege (11) tragenden Kammbasisfläche verlaufen.
  2. Gitter (3) nach Anspruch 1,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Kammelemente (15) eine Doppelkammstruktur aufweisen und abwechselnd mit Lamellen (19) so angeordnet sind, dass sie ein zweidimensionales Gitter (3) bilden.
  3. Gitter (3) nach einem der Ansprüche 1 oder 2,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Kammstruktur der Kammelemente (12,15) auf einen Fokus fokussiert ist.
  4. Gitter (3) nach einem der Ansprüche 1 oder 2,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Kammelemente (12,15) in einem Rahmen (13) mittels Nuten (14) an den Rindern befestigt sind.
  5. Gitter (3) nach Anspruch 4,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Kammelemente (12,15) in die Nuten (14) eingeklebt sind.
  6. Gitter (3) nach Anspruch 1,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Kammelemente (12,15) Röntgenstrahlen absorbieren.
  7. Detektor (8) mit einem Gitter (3) zum Absorbieren von Röntgenstrahlung nach Anspruch 1.
  8. Röntgengerät mit einem vor dem Detektor (8) angeordneten Gitter (3) zum Absorbieren von Röntgenstrahlung nach Anspruch 1.
  9. Verfahren zur Herstellung eines Gitters (3) mit elektromagnetische Strahlung absorbierenden Kammelementen (12,15),
    dadurch gekennzeichnet,
    dass Kammelemente (12,15), bei denen Kammstege quer zu einer zugehörigen, die Kammstege (11,16,18) tragenden Kammbasisfläche verlaufen, so angeordnet werden, dass sie ein zweidimensionales Gitter (3) bilden.
EP00203370A 1999-10-02 2000-09-26 Gitter zur Absorption von Röntgenstrahlung Expired - Lifetime EP1089297B1 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE19947537 1999-10-02
DE19947537A DE19947537A1 (de) 1999-10-02 1999-10-02 Gitter zur Absorption von Röntgenstrahlung

Publications (3)

Publication Number Publication Date
EP1089297A2 true EP1089297A2 (de) 2001-04-04
EP1089297A3 EP1089297A3 (de) 2004-02-04
EP1089297B1 EP1089297B1 (de) 2008-10-15

Family

ID=7924303

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP00203370A Expired - Lifetime EP1089297B1 (de) 1999-10-02 2000-09-26 Gitter zur Absorption von Röntgenstrahlung

Country Status (4)

Country Link
US (1) US6363136B1 (de)
EP (1) EP1089297B1 (de)
JP (1) JP2001137234A (de)
DE (2) DE19947537A1 (de)

Families Citing this family (33)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10009285A1 (de) * 2000-02-28 2001-08-30 Philips Corp Intellectual Pty Computertomograph zur Ermittlung des Impulsübertrags-Spektrums in einem Untersuchungsbereich
DE10202987A1 (de) * 2002-01-26 2003-07-31 Philips Intellectual Property Gitter zur Absorption von Röntgenstrahlung
CN100416707C (zh) * 2003-06-01 2008-09-03 皇家飞利浦电子股份有限公司 Ct扫描装置的抗散射x射线准直器
US20050017182A1 (en) * 2003-07-25 2005-01-27 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Registered collimator device for nuclear imaging camera and method of forming the same
CN1849672B (zh) * 2003-09-12 2010-09-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于准直电磁辐射的装置及其方法
FR2866438B1 (fr) * 2004-02-16 2006-08-11 Agence Spatiale Europeenne Element optique reflecteur, son procede de fabrication, et instrument optique mettant en oeuvre de tels elements
DE102004027158B4 (de) * 2004-06-03 2010-07-15 Siemens Ag Verfahren zur Herstellung eines Streustrahlenrasters oder Kollimators aus absorbierendem Material
DE102004035943B4 (de) * 2004-07-23 2007-11-08 GE Homeland Protection, Inc., , Newark Röntgencomputertomograph sowie Verfahren zur Untersuchung eines Prüfteils mit einem Röntgencomputertomographen
DE602006011805D1 (de) * 2005-04-15 2010-03-11 Toshiba Kk Kollimator für eine Röntgen CT Vorrichtung und Röntgen CT Vorrichtung
DE102005044650B4 (de) * 2005-09-19 2008-07-10 Siemens Ag Streustahlenraster mit einer zellenartigen Struktur von Strahlungskanälen und Verfahren zur Herstellung eines solchen Streustrahlenrasters
CN101443856A (zh) * 2005-09-19 2009-05-27 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于选择性吸收电磁辐射的格栅及其制造方法
JP4417898B2 (ja) * 2005-09-26 2010-02-17 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置の製造方法
US7362849B2 (en) * 2006-01-04 2008-04-22 General Electric Company 2D collimator and detector system employing a 2D collimator
US8086010B2 (en) * 2006-06-30 2011-12-27 Kabushiki Kaisha Toshiba Medical image diagnosis apparatus and the control method thereof
ATE483233T1 (de) * 2006-07-07 2010-10-15 Koninkl Philips Electronics Nv Gitter zur selektiven übertragung elektromagnetischer strahlung mit einem durch selektive lasersinterung erzeugten strukturelement
US8107779B2 (en) * 2007-02-26 2012-01-31 Fiberzone Networks Ltd. Optical crossbar switch
EP2335252B1 (de) * 2008-10-13 2013-12-11 Philips Intellectual Property & Standards GmbH Gitter und verfahren zur herstellung eines gitters zur selektiven übertragung von elektromagnetischer strahlung, insbesondere röntgenstrahlung für mammographieanwendungen
JP5148529B2 (ja) * 2009-02-19 2013-02-20 三菱重工業株式会社 放射線コリメータ及びこれを備えた放射線検出器
JP5405866B2 (ja) * 2009-03-24 2014-02-05 株式会社東芝 コリメータ、放射線検出器、及びｘ線ｃｔ装置
DE102009052627B4 (de) 2009-11-10 2012-07-12 Siemens Aktiengesellschaft Streustrahlungskollimator und Verfahren zur Herstellung eines Streustrahlungskollimators
FR2954127B1 (fr) * 2009-12-22 2015-10-30 Oreal Agent de coloration et/ou de decoloration des fibres keratiniques en deux parties, comprenant un corps gras et un agent sequestrant.
EP2585817B1 (de) * 2010-06-28 2020-01-22 Paul Scherrer Institut Verfahren für röntgenstrahlphasenkontrast und dunkelfeldbildgebung mit einer anordnung aus gittern in planarer geometrie
JP5667798B2 (ja) * 2010-06-29 2015-02-12 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー コリメータモジュール、多列ｘ線検出器及びｘ線ｃｔ装置
US9048002B2 (en) * 2010-10-08 2015-06-02 Turtle Bay Partners, Llc Three-dimensional focused anti-scatter grid and method for manufacturing thereof
WO2012048296A1 (en) * 2010-10-08 2012-04-12 Turtle Bay Partners, Llc Three-dimensional focused anti-scatter grid and method for manufacturing thereof
US20120087462A1 (en) * 2010-10-12 2012-04-12 Abdelaziz Ikhlef Hybrid collimator for x-rays and method of making same
JP5674507B2 (ja) * 2011-02-28 2015-02-25 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー ２次元コリメータモジュール、ｘ線検出器、ｘ線ｃｔ装置、２次元コリメータモジュールの組立て方法、および２次元コリメータ装置の製造方法。
DE102011103851B4 (de) 2011-05-26 2019-05-29 Siemens Healthcare Gmbh Gittermodul eines Streustrahlungsgitters, modulares Streustrahlungsgitter, CT-Detektor und CT-System
US8976935B2 (en) * 2012-12-21 2015-03-10 General Electric Company Collimator grid and an associated method of fabrication
CN104057083B (zh) * 2013-03-22 2016-02-24 通用电气公司 用于制造以高熔点金属材料为基材的零件的方法
DE102014218462A1 (de) * 2014-09-15 2016-03-17 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Herstellung eines Kollimatormoduls und Verfahren zur Herstellung einer Kollimatorbrücke sowie Kollimatormodul, Kollimatorbrücke, Kollimator und Tomographiegerät
US9993219B2 (en) * 2015-03-18 2018-06-12 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University X-ray anti-scatter grid with varying grid ratio
CN106226916A (zh) * 2016-07-26 2016-12-14 中国科学院高能物理研究所 光学准直器及其加工方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3790782A (en) * 1968-03-25 1974-02-05 Hitachi Ltd Topographic radioisotope camera having an adjustable collimator thereon
US3988589A (en) * 1975-07-28 1976-10-26 Engineering Dynamics Corporation Methods of collimator fabrication
US5099134A (en) * 1988-05-27 1992-03-24 Kabushiki Kaisha Toshiba Collimator and a method of producing a collimator for a scintillator
DE4305475C1 (de) * 1993-02-23 1994-09-01 Siemens Ag Streustrahlenraster eines Röntgendiagnostikgerätes
US5949850A (en) * 1997-06-19 1999-09-07 Creatv Microtech, Inc. Method and apparatus for making large area two-dimensional grids

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4057726A (en) * 1975-12-22 1977-11-08 G. D. Searle & Co. Collimator trans-axial tomographic scintillation camera
SE423458B (sv) * 1980-09-10 1982-05-03 Agne Larsson Anordning vid en kamera innefattande en manghalskollimator
JPS59152477U (ja) * 1983-03-31 1984-10-12 株式会社島津製作所 シンチレ−シヨンカメラのコンバ−ジングコリメ−タ
JPS6034018A (ja) * 1983-08-06 1985-02-21 Canon Inc Ｘ線コリメ−タと露光装置
US4951305A (en) * 1989-05-30 1990-08-21 Eastman Kodak Company X-ray grid for medical radiography and method of making and using same
JPH04116491A (ja) * 1990-09-07 1992-04-16 Toshiba Corp シンチレータ用コリメータ
JPH04130874A (ja) * 1990-09-21 1992-05-01 Toshiba Corp Ｘ線撮影装置
FI85775C (fi) * 1990-11-22 1992-05-25 Planmed Oy Foerfarande och anordning vid roentgenteknik.
JPH04297899A (ja) * 1991-03-27 1992-10-21 Toshiba Corp コリメータ製造方法及び該製造方法で得るコリメータ
JPH09129857A (ja) * 1995-10-27 1997-05-16 Toshiba Medical Eng Co Ltd ２次元ｘ線検出器
JP3730319B2 (ja) * 1996-06-21 2006-01-05 株式会社東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
US6055296A (en) * 1996-09-20 2000-04-25 Ferlic; Daniel J. Radiographic grid with reduced lamellae density artifacts
US5721761A (en) * 1996-09-20 1998-02-24 Ferlic; Daniel J. Radiographic grid with reduced lamellae density artifacts
JPH1184014A (ja) * 1997-09-05 1999-03-26 Shimadzu Corp ２次元アレイ型放射線検出器

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3790782A (en) * 1968-03-25 1974-02-05 Hitachi Ltd Topographic radioisotope camera having an adjustable collimator thereon
US3988589A (en) * 1975-07-28 1976-10-26 Engineering Dynamics Corporation Methods of collimator fabrication
US5099134A (en) * 1988-05-27 1992-03-24 Kabushiki Kaisha Toshiba Collimator and a method of producing a collimator for a scintillator
DE4305475C1 (de) * 1993-02-23 1994-09-01 Siemens Ag Streustrahlenraster eines Röntgendiagnostikgerätes
US5949850A (en) * 1997-06-19 1999-09-07 Creatv Microtech, Inc. Method and apparatus for making large area two-dimensional grids

Also Published As

Publication number Publication date
EP1089297B1 (de) 2008-10-15
EP1089297A3 (de) 2004-02-04
DE50015401D1 (de) 2008-11-27
JP2001137234A (ja) 2001-05-22
US6363136B1 (en) 2002-03-26
DE19947537A1 (de) 2001-04-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP1089297B1 (de) Gitter zur Absorption von Röntgenstrahlung
EP1107260B1 (de) Gitter zur Absorption von Röntgenstrahlen
DE102005044650B4 (de) Streustahlenraster mit einer zellenartigen Struktur von Strahlungskanälen und Verfahren zur Herstellung eines solchen Streustrahlenrasters
DE102006063048B3 (de) Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
DE69019497T2 (de) Strahlungsdetektor mit Szintillationsmatrix.
DE602004012080T2 (de) Nachweis von ionisierender strahlung auf dual-energie-scanning-basis
DE10136946A1 (de) Streustrahlenraster für eine Röntgeneinrichtung
DE2147382A1 (de) Abbildungssystem, insbesondere fur Bestrahlung hoher Energie
DE102006017290A1 (de) Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
DE10151562B4 (de) Anordnung aus Röntgen- oder Gammadetektor und Streustrahlenraster oder Kollimator
DE10358866A1 (de) Gegossene Kollimatoren für CT Detektoren und Verfahren zu ihre Herstellung
DE2519317A1 (de) Abbildungseinrichtung zur erzeugung von bildern unter verwendung von bildstrahlung hoher energie
DE10035347A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zum Reduzieren einer Röntgenstrahlen-Dosis in einem CT-Bildsystem mit einer Spiralabtastung mit einem Kegelstrahl
EP1177767B1 (de) Computertomograph mit kegelförmigem Strahlenbündel und helixförmiger Relativbewegung
DE3619027A1 (de) Roentgenanordnung
CH616581A5 (de)
DE10305106B4 (de) Streustrahlenraster oder Kollimator sowie Anordnung mit Strahlungsdetektor und Streustrahlenraster oder Kollimator
DE8621546U1 (de) Röntgendetektorsystem
DE2548531C2 (de)
EP0074021B1 (de) Röntgenuntersuchungsgerät
DE3881892T2 (de) Einrichtung zur schlitzradiographie.
DE2731629A1 (de) Kollimator
DE3438466A1 (de) Strahlungsdetektoranordnung
DE3877749T2 (de) Verfahren und vorrichtung zum kontrastausgleich von roentgenbildern.
DE68919220T2 (de) Schlitzradiographiegerät mit absorptionselementen und verfahren zur herstellung von absorptionselementen.

Legal Events

Date Code Title Description
PUAI Public reference made under article 153(3) epc to a published international application that has entered the european phase

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009012

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A2

Designated state(s): AT BE CH CY DE DK ES FI FR GB GR IE IT LI LU MC NL PT SE

AX Request for extension of the european patent

Free format text: AL;LT;LV;MK;RO;SI

RAP1 Party data changed (applicant data changed or rights of an application transferred)

Owner name: KONINKLIJKE PHILIPS ELECTRONICS N.V.

Owner name: PHILIPS CORPORATE INTELLECTUAL PROPERTY GMBH

RAP1 Party data changed (applicant data changed or rights of an application transferred)

Owner name: PHILIPS INTELLECTUAL PROPERTY & STANDARDS GMBH

Owner name: KONINKLIJKE PHILIPS ELECTRONICS N.V.

PUAL Search report despatched

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009013

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A3

Designated state(s): AT BE CH CY DE DK ES FI FR GB GR IE IT LI LU MC NL PT SE

AX Request for extension of the european patent

Extension state: AL LT LV MK RO SI

17P Request for examination filed

Effective date: 20040804

AKX Designation fees paid

Designated state(s): DE FR GB

17Q First examination report despatched

Effective date: 20070518

GRAP Despatch of communication of intention to grant a patent

Free format text: ORIGINAL CODE: EPIDOSNIGR1

GRAS Grant fee paid

Free format text: ORIGINAL CODE: EPIDOSNIGR3

GRAA (expected) grant

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009210

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: B1

Designated state(s): DE FR GB

REG Reference to a national code

Ref country code: GB

Ref legal event code: FG4D

Free format text: NOT ENGLISH

REF Corresponds to:

Ref document number: 50015401

Country of ref document: DE

Date of ref document: 20081127

Kind code of ref document: P

PLBE No opposition filed within time limit

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009261

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: NO OPPOSITION FILED WITHIN TIME LIMIT

26N No opposition filed

Effective date: 20090716

REG Reference to a national code

Ref country code: FR

Ref legal event code: ST

Effective date: 20100531

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: FR

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20090930

PGFP Annual fee paid to national office [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: GB

Payment date: 20100930

Year of fee payment: 11

PGFP Annual fee paid to national office [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: DE

Payment date: 20101129

Year of fee payment: 11

GBPC Gb: european patent ceased through non-payment of renewal fee

Effective date: 20110926

REG Reference to a national code

Ref country code: DE

Ref legal event code: R119

Ref document number: 50015401

Country of ref document: DE

Effective date: 20120403

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: DE

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20120403

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: GB

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20110926