DE102008061487B4

DE102008061487B4 - Verfahren zur Herstellung eines kammartigen Kollimatorelements für eine Kollimator-Anordnung sowie Kollimatorelement

Info

Publication number: DE102008061487B4
Application number: DE102008061487A
Authority: DE
Inventors: Dr. Wirth Stefan
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Priority date: 2008-12-10
Filing date: 2008-12-10
Publication date: 2013-01-17
Anticipated expiration: 2028-12-11
Also published as: US8290121B2; US20100158195A1; DE102008061487A1

Abstract

Verfahren zur Herstellung eines kammartigen Kollimatorelements (20) für eine sich in Z-Richtung sowie in einer φ-Richtung erstreckende Kollimator-Anordnung (18), bei dem ein sich in der Z-Richtung erstreckendes Kollimatorblech (22) aus einem röntgenabsorbierenden Material als Träger verwendet wird, auf welches mittels einer Rapid Prototyping Technik schichtweise Stege (24) aus einem röntgenabsorbierendem Material ausgebildet werden, die quer zum Träger in der φ-Richtung herausragen.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstellung eines kammartigen Kollimatorelements für eine Kollimator-Anordnung sowie ein Kollimatorelement.
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.
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.
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.
In der DE 10 2004 027 158 A1 ist ein Verfahren zur Herstellung eines als einen Streustrahlenraster ausgebildeten Kollimators beschrieben. Der Kollimator umfasst einen Grundkörper vorgebbarer Geometrie mit Durchgangskanälen für eine Primärstrahlung, die sich zwischen zwei gegenüberliegenden Oberflächen des Grundkörpers erstrecken. Der Grundkörper des Kollimators wird aus einem die Strahlung absorbierenden Aufbaumaterial entweder mit einer Spritzgusstechnik oder mittels der Technik der Stereolithografie gebildet.
In der DE 10 2005 044 650 B4 ist ebenfalls ein Verfahren zur Herstellung eines Streustrahlenrasters beschrieben, wobei der Streustrahlenraster eine Vielzahl von zueinander zumindest teilweise überkreuzt angeordneten Lamellen umfasst. Die Lamellen sind z. B. aus einem gerade geformten Wolframblech hergestellt, das mit Schlitzen versehen ist. Die Vielzahl von Lamellen bildet eine zellenartige Struktur mit jeweils von den Lamellen seitlich umschlossenen Strahlungskanälen, wobei an den Überkreuzungsstellen in dem parallel zur Strahlungsrichtung ausgesparten Schlitz einer Lamelle eine andere Lamelle mit ihrem Schlitz formschlüssig angeordnet ist.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein einfach herzustellendes Kollimatorelement mit einer hohen Festigkeit zu ermöglichen.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch Verfahren zur Herstellung eines kammartigen Kollimatorelements für eine sich in einer Z-Richtung sowie in einer φ-Richtung erstreckende Kollimator-Anordnung nach Anspruch 1 sowie durch ein nach diesem Verfahren hergestelltes Kollimatorelement. Zur Herstellung des Kollimatorelements wird ein sich in der Z-Richtung erstreckendes Kollimatorblech aus einem röntgenabsorbierenden 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 der φ-Richtung herausragen.
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 Kollimatorblech 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.
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.
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.
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.
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.
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.
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 zweibenachbarten 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.
Vorzugsweise werden mehrere kammartige Kollimatorelemente übereinander angeordnet und miteinander verbunden, wodurch eine gewünschte Höhe der Kollimator-Anordnung eingestellt wird.
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.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß weiterhin gelöst durch ein Kollimatorelement hergestellt nach einer der vorhergehenden Ausführungen des Verfahrens.
Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird anhand einer Zeichnung näher erläutert. Hierin zeigen stark vereinfacht:
1 in schematischer Darstellung ein Computertomograph,
2 in einer Seitenansicht ein kammartiges Kollimatorelement, und
3 in einer Vorderansicht einen Abschnitt einer Kollimator-Anordnung.
In den Figuren sind gleich wirkende Teile mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.

Claims

Verfahren zur Herstellung eines kammartigen Kollimatorelements (20) für eine sich in Z-Richtung sowie in einer φ-Richtung erstreckende Kollimator-Anordnung (18), bei dem ein sich in der Z-Richtung erstreckendes Kollimatorblech (22) aus einem röntgenabsorbierenden Material als Träger verwendet wird, auf welches mittels einer Rapid Prototyping Technik schichtweise Stege (24) aus einem röntgenabsorbierendem Material ausgebildet werden, die quer zum Träger in der φ-Richtung herausragen.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem selektives Laserschmelzen als Rapid Prototyping Technik angewendet wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Stege (24) zwischen einer Oberseite (26) und einer Unterseite (28) des Kollimatorblechs 22 ausgebildet werden.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei die Dicke der Stege (24) in φ-Richtung von der Oberseite (26) zur Unterseite (28) hin zunimmt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei eine Anzahl von Stegen (24) insbesondere in den Endbereichen (25) des Trägers geneigt ausgebildet wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem mehrere Kollimatorelemente (20) hergestellt und zu einer Kollimator-Anordnung (18), insbesondere für einen Röntgendetektor (10) eines Computertomographen (2), in φ-Richtung zusammengefügt werden.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei die mehreren Kollimatorelemente (20) übereinander angeordnet und miteinander verbunden werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 6 oder 7, wobei die mehreren Kollimatorelemente (20) stoffschlüssig miteinander verbunden werden.
Kollimatorelement (20), hergestellt nach einem der vorhergehenden Ansprüche.