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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstellung eines kammartigen
Kollimatorelements für eine Kollimator-Anordnung sowie
ein Kollimatorelement.
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Kollimatoren
werden beispielsweise bei der Bildgebung mit einem Röntgengerät,
z. B. einem Computertomographen zur Untersuchung eines Patienten,
eingesetzt. Der Computertomograph weist ein an einer Gantry angeordnetes
Röntgensystem mit einer Röntgenquelle und einem
Röntgendetektor auf. Der Röntgendetektor ist in
der Regel aus einer Vielzahl von Detektormodulen aufgebaut, welche
linear oder zweidimensional aneinander gereiht sind. Jedes Detektormodul
des Röntgendetektors umfasst beispielsweise ein Szintillatorarray
und ein Photodiodenarray, welche zueinander ausgerichtet sind. Die
zueinander ausgerichteten Elemente des Szintillatorarrays und des
Photodiodenarrays bilden die Detektorelemente des Detektormoduls.
Die auf das Szintillatorarray auftreffende Röntgenstrahlung
wird in Licht umgewandelt, welches von dem Photodiodenarray in elektrische
Signale umgewandelt wird. Die elektrischen Signale bilden den Ausgangspunkt
der Rekonstruktion eines Bildes eines mit dem Computertomographiegerät
untersuchten Objekts oder Patienten.
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Die
von der Röntgenquelle ausgehende Röntgenstrahlung
wird im Objekt gestreut, so dass neben den Primärstrahlen
der Röntgenquelle auch Streustrahlen, sog. Sekundärstrahlen,
auf den Röntgendetektor auftreffen. Diese Streustrahlen
verursachen ein Rauschen des Röntgenbildes und verringern
daher die Erkennbarkeit der Kontrastunterschiede im Röntgenbild.
Zur Reduzierung von Streustrahlungseinflüssen ist über
jedem Szintillatorarray ein röntgenabsorbierender Kollimator
angeordnet, der bewirkt, dass nur Röntgenstrahlung einer
bestimmten Raumrichtung auf das Szintillatorarray gelangt.
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Bisher
wurden in der Medizintechnik für den Einsatz in einem Computertomographen
hauptsächlich Kollimatoren verwendet, die mehrere Wolframbleche
umfassen. Kollimatoren, die ein Unterdrücken von Streustrahlung
nur in φ-Richtung ermöglichen, d. h. in der Rotationsrichtung
der Gantry, umfassen mehrere parallel angeordnete, auf den Röntgenfokus ausgerichtete
Kollimatorbleche und werden als eindimensionale Kollimatoren bezeichnet.
Bei einer Vergrößerung des Röntgendetektors
in Z-Richtung, d. h. in Richtung der Patientenachse, ist eine zweidimensionale
Kollimierung auch in Z-Richtung erforderlich. Ein derartiger, zweidimensionaler
Kollimator ist z. B. in der
US
7,362,894 B2 beschrieben. Dabei ist es mit zunehmender
Breite des Detektors immer schwieriger die gitterartige Trägermechanik
mit ausreichender Genauigkeit zu fertigen, um die Bleche in Position zu
halten.
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Der
Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein einfach herzustellendes
Kollimatorelement mit einer hohen Festigkeit zu ermöglichen.
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Die
Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch
Verfahren zur Herstellung eines kammartigen Kollimatorelements für
eine Kollimator-Anordnung nach Anspruch 1 sowie durch ein nach diesem
Verfahren hergestelltes Kollimatorelement. Zur Herstellung des Kollimatorelement
wird ein sich in einer Z-Richtung erstreckendes Kollimatorblech
aus einem röntgenabsorbierendem Material als Träger
verwendet. Auf dieses werden mittels einer Rapid Prototyping Technik
schichtweise Stege aus einem röntgenabsorbierendem Material
ausgebildet werden, die quer zum Träger in einer φ-Richtung
herausragen.
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Mit
der Erfindung wird ein neues Verfahren zum Herstellen eines zweidimensionalen
Kollimatorelements vorgeschlagen, welches Verfahren auf einer besonders
günstigen Weise die Vorteile zweier Herstellungstechniken
miteinander kombiniert. Zuerst wird ein Kollimatorblech aus einem
röntgenabsorbierenden Material hergestellt oder ein vorgefertigtes
Kollima torblech herangezogen, welches als Träger für
das kammförmigen Kollimatorelements verwendet wird. Ein
solcher Träger ist insbesondere ein vorgefertigtes Kollimatorblech
aus Wolfram, wie es aus dem Stand der Technik bekannt ist und bereits bei
Kollimatoren eingesetzt wird. Das fertige Kollimatorelement ist
dabei ein einstückiges Bauteil und nicht eine Zusammensetzung
aus mehreren einzelnen Blechen, daher weist es eine besonders hohe Festigkeit
auf.
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Im
zweiten Schritt wird der Träger durch die Stege ergänzt,
die ebenfalls aus einem röntgenabsorbierenden Material
wie z. B. Wolfram oder Molybdän bestehen. Die Erzeugung
der Stege erfolgt mit Hilfe eines sogenannten Rapid Prototyping
(schnellen Prototypenbaus) – ein Fertigungsverfahren, bei dem
ein Werkstück schichtweise aus formlosem oder formneutralem
Material unter Nutzung physikalischer und/oder chemischer Effekte
aufgebaut wird. Die Stege können dabei sowohl in ihrer
Breite, Höhe und Position mit sehr hoher Genauigkeit auf
den Träger aufgebacht werden. Da nur die Stege durch eine
Rapid Prototyping Technik erzeugt werden, reduziert sich die Herstellungszeit
im Vergleich zu einem Kollimatorelement, der komplett nach der Rapid
Prototyping Technik aufgebaut wurde.
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Vorteilhafterweise
wird selektives Laserschmelzen als Rapid Prototyping Technik angewendet,
welches sich insbesondere für die Ausbildung metallischer
Bauteile eignet. Mit dieser Technik werden aus Pulver, insbesondere
Metall-Pulver dichte dreidimensionale Teile erzeugt. Das Pulver
wird dabei schichtweise mit einem Laserstrahl aufgeschmolzen. So
entsteht ein 3D-Bauteil aus vielen aufeinander geschmolzenen Schichten,
welches rechnergesteuert mit hoher Präzision hergestellt
ist.
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Im
Hinblick auf eine besonders gute Kollimierung der Röntgenstrahlung
auch in Z-Richtung werden die Stege zwischen einer Oberseite und
einer Unterseite des Kollimators ausgebildet, so dass die Stege
sich auf die gleiche Höhe über dem Röntgendetektor
wie das Kollimatorblech erstrecken.
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Gemäß einer
bevorzugten Ausgestaltung nimmt die Dicke der Stege in φ-Richtung
von der Oberseite zur Unterseite hin zu. Die Dicke der Stege nimmt
insbesondere kontinuierlich zu.
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Eine
optimale Anpassung der Ausrichtung der Stege gegenüber
einem Fokus der Röntgenquelle ist erreicht, indem gemäß einer
weiteren bevorzugten Ausgestaltung eine Anzahl von Stegen insbesondere
in den Endbereichen des Trägers geneigt ausgebildet wird.
Die Stege sind insbesondere um einen Winkel zwischen 0° und
20° gegenüber der Vertikale geneigt. Damit sich
die Stege jeweils parallel zur Ausbreitungsrichtung des Strahlenfächers
erstrecken, sind die Stege im mittleren Bereich des Trägers
senkrecht angeordnet und mit wachsender Entfernung von der Mitte
des Trägers sind sie immer stärker nach innen
zum Mitte des Trägers geneigt. Dies bedeutet, dass in den
Endbereichen des Trägers der Abstand zwischen zwei benachbarten
Stegen an der Oberseite des Trägers kleiner ist als der
Abstand an der Unterseite des Trägers.
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Bevorzugt
werden mehrere der Kollimatorelemente in φ-Richtung zu
einer Kollimator-Anordnung insbesondere für einen Röntgendetektor
eines Computertomographen zusammengefügt. Es lassen sich somit
beliebig große Kollimator-Anordnungen herstellen, welche
die Anforderungen zum Abdecken des gesamten Röntgendetektors
sowohl in φ- als auch in Z-Richtung erfüllen.
Dabei wird insbesondere jeder einzelner Pixel des Röntgendetektors
durch Kollimatorbleche und Stege der Kollimator-Anordnung von vier
Seiten begrenzt. Möglich ist jedoch auch, dass insbesondere
in Z-Richtung zwei oder mehrere Pixeln sich zwischen zwei benachbarten Stegen
befinden. Bei dieser Ausgestaltung entspricht die Länge
der Kollimatorbleche in Z-Richtung der Breite des Röntgendetektors,
so dass eine Aneinanderreihung von mehreren kammartigen Kollimatorelementen
nur in φ-Richtung erfolgt. Die Stege bilden dabei Abstandshalter
und definieren den Abstand zwischen den benachbarten Kollimatorelementen. Dank
der variierenden Dicken der Stege sind die Kollimatorbleche der
Kollimator-Anordnung im Bereich ihrer Oberseite näher aneinander
als im Bereich ihrer Unterseite. Die Kollimatorbleche in der Kollimator-Anordnung
sind somit jeweils auf den Fokus der Röntgenquelle ausgerichtet.
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Vorzugsweise
werden mehrere kammartige Kollimatorelemente übereinander
angeordnet und miteinander verbunden, wodurch eine gewünschte Höhe
der Kollimator-Anordnung eingestellt wird.
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Zweckdienlicherweise
werden die mehreren Kollimatorelemente stoffschlüssig miteinander
verbunden, insbesondere werden sie miteinander verklebt. Die stoffschlüssige
Verbindung wird zwischen den Stegen eines Kollimatorelements und
dem Kollimatorblech des benachbarten Kollimatorelements hergestellt.
Bei Kollimatorelementen deren Stege beidseitig ausgebildet sind,
werden zueinander orientierte Stege zweier anliegender Kollimatorelemente
miteinander verklebt.
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Die
Aufgabe wird erfindungsgemäß weiterhin gelöst
durch ein Kollimatorelement hergestellt nach einer der vorhergehenden
Ausführungen des Verfahrens.
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Ein
Ausführungsbeispiel der Erfindung wird anhand einer Zeichnung
näher erläutert. Hierin zeigen stark vereinfacht:
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1 in
schematischer Darstellung ein Computertomograph,
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2 in
einer Seitenansicht ein kammartiges Kollimatorelement, und
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3 in
einer Vorderansicht einen Abschnitt einer Kollimator-Anordnung.
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In
den Figuren sind gleich wirkende Teile mit den gleichen Bezugszeichen
versehen.
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In 1 ist
ein Computertomograph 2 gezeigt, das eine Röntgenstrahlenquelle 4 umfasst,
von deren Fokus F ein Röntgenstrahlenfächer 6 ausgeht. Der
Röntgenstrahlenfächer 6 durchdringt ein
zu untersuchendes Objekt 8 oder einen Patienten und trifft auf
einen Röntgendetektor 10 auf.
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Die
Röntgenstrahlenquelle 4 und der Röntgendetektor 10 sind
einander gegenüberliegend an einer Gantry (hier nicht gezeigt)
des Computertomographen 2 angeordnet, welche Gantry in
eine φ-Richtung um eine Systemachse Z (= Patientenachse)
des Computertomographen 2 drehbar ist. Die φ-Richtung stellt
also die Umfangsrichtung der Gantry und die Z-Richtung die Längsrichtung
des zu untersuchenden Objekts 8 dar.
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Im
Betrieb des Computertomographen 2 drehen sich die an der
Gantry angeordneten Röntgenstrahlenquellen 4 und
Röntgendetektor 10 um das Objekt 8, wobei
aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen Röntgenaufnahmen
von dem Objekt 8 gewonnen werden. Pro Röntgenprojektion
trifft auf den Röntgendetektor 10 durch das Objekt 8 hindurchgetretene
und dadurch geschwächte Röntgenstrahlung auf den
Röntgendetektor 10 auf. Dabei erzeugt der Röntgendetektor 10 Signale,
welche der Intensität der aufgetroffenen Röntgenstrahlung
entsprechen. Aus den mit dem Röntgendetektor 10 ermittelten
Signalen berechnet anschließend eine Auswerteeinheit 12 in
an sich bekannter Weise eines oder mehrere zwei- oder dreidimensionale
Bilder des Objekts 8, welche auf einem Anzeigeelement 14 darstellbar sind.
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Der
Röntgendetektor 10 weist im vorliegenden Beispiel
eine Vielzahl von Detektormodulen 16 auf, die in φ-Richtung
nebeneinander angeordnet sind. Jedes der Detektormodule 16 umfasst
mehrere sich in Z-Richtung erstreckende Detektorelemente 17.
Die Detektorelemente 17 sind in diesem Ausführungsbeispiel
nach Art Szintillationsdetektoren ausgebildet.
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Die
durch das Objekt 8 hindurchgetretene Röntgenstrahlung
wird im Objekt 8 gestreut, so dass Sekundärstrahlen
auftreten, welche die Qualität der mittels des Computertomographen 2 gewonnenen Bilder
verschlechtern. Um den Einfluss der Sekundärstrahlung einzuschränken,
wird mit Hilfe einer Kollimator-Anordnung 18 (teilweise
in 3 gezeigt) ein paralleler Strahlenverlauf der
auf den Röntgendetektor 10 auftreffenden Strahlen
erzeugt.
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Die
Kollimator-Anordnung 18 umfasst mehrere kammartige Kollimatorelemente 20 (aus 2 und 3 ersichtlich),
die in φ-Richtung nebeneinander angeordnet und miteinander
verbunden sind. Jedes kammartige Kollimatorelement 20 weist
ein Kollimatorblech 22 auf, welches in diesem Ausführungsbeispiel
aus Wolfram ist. Das Kollimatorblech 22 wird als Träger
verwendet, auf den mittels selektiven Laserschmelzens mehrere in φ-Richtung
herausragende Stege 24 aus einem röntgenabsorbierenden
Material wie Wolfram oder Molybdän ausgebildet werden.
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Die
Stege 24 erstrecken sich auf die gleiche Höhe
H wie das Kollimatorblech 22. Alle Stege 24 sind
außerdem im Betrieb des Computertomographen 2 stets
zum Fokus F der Röntgenquelle 4 gerichtet, was
bedeutet, dass die Stege 24 im mittleren Bereich des Kollimatorblechs 22 senkrecht
angeordnet sind und die Stege 24 in den Endebereichen 25 nach
innen zur Mitte des Kollimatorblechs 22 geneigt sind. Dabei
ist ein Abstand z1 zwischen zwei benachbarten
Stegen 24 an einer Oberseite 26 des Kollimatorblechs 22 kleiner
ist als ein Abstand z2 an einer Unterseite 28 des
Kollimatorblechs 22. Der Neigungswinkel der Stege 24 gegenüber
der Vertikale liegt ja nach Position des jeweiligen Steges 24 zwischen
0° und 20°. Dabei gilt, dass je weiter von der Mitte
ein Steg 24 entfernt ist, desto größer
ist sein Neigungswinkel.
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Darüber
hinaus weisen die Stege 24 eine variierende Dicke in φ-Richtung
auf. Im Bereich der Oberseite 26 ist die Dicke d1 kleiner als die Dicke d2 im
Bereich der Unterseite 28, wie dies aus 3 ersichtlich
ist. Dank der in Richtung der Unterseite 26 zunehmender
Dicke der Stege 24 sind alle Kollimatorelemente 20,
wenn sie zur Ausbildung der Kollimator-Anordnung 18 zusammengefügt
sind, auf den Fokus F gerichtet und die Kollimator-Anordnung 18 erstreckt
sich fächerförmig in φ-Richtung und folgt
der Kontur des bogenförmigen Röntgendetektors 10.
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Die
Kollimator-Anordnung 18 wird im gezeigten Ausführungsbeispiel
hergestellt, indem mehrere kammartige Kollimatorelemente 20 in φ-Richtung
nebeneinander aufgestellt und miteinander fest verbunden, insbesondere
miteinander verklebt werden. Zur Erhöhung der Höhe
der Kollimator-Anordnung 18 können auch mehrere
Kollimatorelemente 20 übereinander angeordnet
werden. Wenn die Länge der Kollimatorbleche 22 in
Z-Richtung nicht der Breite des Röntgendetektors 10 entspricht,
können auch zwei oder mehrere Kollimatorelemente 20 mit
geeignet gewählten Längen hintereinander in Z-Richtung
aufgestellt werden, so dass die Detektorfläche in Z-Richtung
vollständig von der Kollimator-Anordnung 18 abgedeckt
ist.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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