DE10164327A1 - CT-Detektor/-Reflektor verwendbar in einer Detektor-/Szintillatoranordnung - Google Patents
CT-Detektor/-Reflektor verwendbar in einer Detektor-/SzintillatoranordnungInfo
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Abstract
Verfahren zur Herstellung einer Detektoranordnung, die einen Photosensor (52) und Szintillatoren (56) umfasst, einschließlich dem Anordnen einer thermoplastisch ummantelten, reflektierenden Schicht zwischen Szintillatoren der Szintillatoranordnung (54) und optisches Koppeln der Szintillatoren mit dem Photosensor.
Description
Diese Erfindung bezieht sich im Allgemeinen auf ein
Computertomographie (CT)-Bilderzeugungssystem und
insbesondere auf ein damit verwendbares CT-Detektormodul
und einen Reflektor, und auf Verfahren zur Herstellung
und Verwendung des Detektormoduls und des Reflektors.
In wenigstens einem Computertomographie (CT)-
Bilderzeugungssystem projiziert eine
Röntgenstrahlenquelle einen fächerförmigen Strahl, der
parallel gerichtet wird, damit er in einer X-Y-Ebene
eines kartesischen Koordinatensystems liegt, die im
Allgemeinen als die "Bildebene" bezeichnet wird. Die
Röntgenstrahlung passiert den abzubildenden Gegenstand,
etwa einen Patienten. Nachdem die Strahlung durch den
Gegenstand abgeschwächt wurde, trifft sie auf eine
Anordnung von Strahlungsdetektoren. Die Intensität der
vom Detektor erhaltenen abgeschwächten Strahlung ist
abhängig von der Abschwächung der Röntgenstrahlung durch
den Gegenstand. Jedes Detektorelement der Anordnung
erzeugt ein separates elektrisches Signal, das eine
Strahlungsabschwächungsmessung an der Stelle des
Detektors ist. Die Strahlungsabschwächungsmessung erfolgt
bei allen Detektoren separat, um ein
Strahlendurchgangsprofil zu erzeugen.
In bekannten CT-Systemen der dritten Generation drehen
sich die Röntgenstrahlenquelle und die Detektoranordnung
mit einem Gestell in der Bildebene und um den
abzubildenden Gegenstand herum, so dass sich der Winkel,
in welchem die Röntgenstrahlung durch den Gegenstand
dringt, ständig ändert.
Eine Gruppe von Röntgenstrahlungsabschwächungsmessungen,
d. h. Projektionsdaten der Detektoranordnung bei einem
Gestellwinkel wird als "Ansicht" bezeichnet. Ein "Scan"
des Gegenstandes umfasst eine Reihe von Ansichten aus
verschieden Gestell- oder Ansichtswinkeln, während einer
Umlaufbewegung der Röntgenstrahlenquelle und des
Detektors. Bei einem axialen Scan werden, um ein Bild
aufzubauen das einem zweidimensionalen Abschnitt des
Gegenstandes entspricht, die Projektionsdaten
verarbeitet. Ein Verfahren zum Wiederaufbau eines Bildes
aus einer Reihe von Projektionsdaten wird im Stand der
Technik als das rückgefilterte Projektionsverfahren
bezeichnet. Dieses Verfahren wandelt die
Strahlungsabschwächungsmessungen in ganze Zahlen, genannt
"CT-Zahlen" oder "Hounsfieldeinheiten", um, welche zur
Steuerung der Helligkeit eines entsprechenden Pixels auf
einer Elektronenstrahlröhrenanzeige verwendet werden.
Wenigstens ein bekannter Detektor in CT-
Bilderzeugungssystemen umfasst mehrere Detektormodule,
wobei jedes eine Szintillatoranordnung hat, welche
optisch an eine Halbleiterphotodiodenanordnung gekoppelt
ist, die das von der Szintillatoranordnung ausgehende
Licht detektiert. Diese bekannten Detektormodulbaugruppen
benötigen beim Zusammenbau einen Klebeverbindungsvorgang.
Die Photodiodenanordnung und der Szintillator müssen mit
einem Ausrichtungssystem unter Verwendung einer
Kunststoffunterlegplatte, zur Erzeugung eines Spalts
zwischen den Photodioden- und Szintillatoranordnungen,
genau ausgerichtet werden. Nach der Ausrichtung werden
die vier Ecken der Baugruppe mit einem Kleber
"zusammengeheftet", um die Ausrichtung zu erhalten. Der
Kleber wird ausgehärtet, und der schmale Spalt zwischen
der Photodioden- und Szintillatoranordnung wird durch
Eintauchen der Baugruppe in einen optischen Epoxidkleber,
welcher in den gesamten Spalt gesaugt wird, gefüllt. Das
Epoxid wird ausgehärtet und der Szintillator wird dadurch
an die Diodenanordnung "epoxidiert".
Ein in einer bekannten, typischen CT-
Halbleiterphotodiodendetektoranordnung verwendeter
Formreflektor wird aus zwei Teilen Epoxid und einem
Chrompigment hergestellt. Derartige Formreflektoren
werden manchmal durch Aussetzen mit Röntgenstrahlen
beschädigt, was Farbleitpunktbildung, reduziertes
Reflexionsvermögen und geringere Lichtabgabe von jeder
Photodiodenzelle, d. h. geringere
Quantendetektorwirksamkeit (QDE) verursacht.
Formreflektoren werden in bekannten CT-Systemen durch
Wolframleitungen und -platten geschützt, und haben eine
bestimmte Stärke, um Kreuzkopplungen ausreichend zu
reduzieren. Formreflektoren werden typischerweise in
einem Formverfahren hergestellt, wodurch das Epoxid in
Formen geformt wird.
Es ist daher die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, die
vorgenannten Probleme nach dem Stand der Technik zu lösen
und einen verbesserten Reflektor zur Verfügung zu
stellen, der vergleichsweise wenig anfällig gegenüber
Strahlenschäden ist, eine erhöhte Beständigkeit gegen
Farbleitpunktbildung aufweist und eine verbesserte
Detektor-QDE liefert. Dementsprechend sollen insbesondere
ein Verfahren zu Herstellung einer Detektoranordnung,
eine Photodetektoranordnung, ein Computertomographie-
Bilderzeugungssystem und ein Verfahren zur Detektion von
Strahlung mit einem derartigen Reflektor zur Verfügung
gestellt werden.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß beispielsweise durch
eine Ausführungsform gelöst, in der ein
Computertomographie (CT)-Bilderzeugungssystem mit einem
Drehgestell, einer Strahlenquelle, einer
Detektoranordnung auf dem Drehgestell, konfiguriert zur
Detektion von Strahlung von der Strahlenquelle und der
Detektoranordnung, zur Verfügung gestellt wird. Die
Detektoranordnung schließt eine Photosensoranordnung und
eine Anordnung von Szintillatoren, die optisch an die
Photosensoranordnung gekoppelt sind, und eine
thermoplastisch ummantelte, reflektierende Schicht
zwischen den Szintillatoren der Szintillatoranordnung,
ein. Der Reflektor ist dünn und weniger anfällig für die
Beschädigung durch Röntgenstrahlung.
Diese und andere Ausführungsformen der Erfindung liefern
verschiedene Kombinationen zusätzlicher Vorteile,
einschließlich geringerer Herstellungskosten aufgrund der
Verwendung eines Laminierungsverfahrens zur
Reflektorherstellung sowie geringerer Kreuzkopplung.
Im Folgenden werden verschiedene Ausführungsformen der
Erfindung anhand von Zeichnungen erläutert.
Fig. 1 ist eine bildliche Ansicht eines CT-
Bilderzeugungssystems.
Fig. 2 ist ein schematisches Blockdiagramm des in Fig. 1
dargestellten Systems.
Fig. 3 ist eine perspektivische Ansicht einer
Detektoranordnung des CT-Systems.
Fig. 4 ist eine perspektivische Ansicht des in Fig. 3
gezeigten Detektormoduls.
Fig. 5 zeigt eine Übersicht über verschiedene
Ausführungsformen eines Verfahrens zur Herstellung eines
verbesserten Reflektors und stellt ferner die Anordnung
eines Reflektors in einer Photodiodenanordnung dar.
Bezugnehmend auf die Fig. 1 und 2 wird ein
Computertomographie (CT)-Bilderzeugungssystem 10 als
Vertreter der "dritten Generation" von CT-Scannern
gezeigt, das ein Gestell 12 einschließt. Das Gestell 12
hat eine Röntgenstrahlenquelle 14, die einen
Röntgenstrahl 16 auf eine Detektoranordnung 18 auf der
gegenüberliegenden Seite des Gestells 12 wirft. Die
Detektoranordnung 18 wird durch Detektorelemente 20
gebildet, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen,
die einen Gegenstand 22, z. B. einen Patienten, passieren,
wahrnehmen. Jedes Detektorelement 20 erzeugt ein
elektrisches Signal, das der Intensität eines
auftreffenden Röntgenstrahls entspricht, und damit die
Abschwächung der Strahlung beim Durchdringen des
Patienten 22. Während eines Scans zum Erhalt von
Röntgenstrahlprojektionsdaten, drehen sich das Gestell 12
und die darauf angebrachten Bestandteile um ein
Drehzentrum 24. Die Detektoranordnung 18 kann in einer
Konfiguration mit einen Abschnitt oder mehreren
Abschnitten hergestellt werden. Bei einer Konfiguration
mit mehreren Abschnitten hat die Detektoranordnung 18
mehrere Reihen von Detektorelementen 20, von denen nur
eine in Fig. 2 gezeigt ist.
Die Drehung des Gestells 12 und der Betrieb der
Röntgenstrahlenquelle 14 werden durch eine
Regeleinrichtung 26 des CT-Systems 10 geregelt. Die
Regeleinrichtung 26 schließt einen Röntgenstrahlregler
28, welcher der Röntgenstrahlenquelle 14 Strom und
Taktsignale liefert und ein Gestellmotorregler 30, der
die Umdrehungsgeschwindigkeit und Position des Gestells
12 regelt, ein. Ein Datenerfassungssystem (DAS) 32 der
Regeleinrichtung 26 sammelt Analogdaten von den
Detektorelementen 20 und wandelt die Daten in digitale
Signale für die nachfolgende Verarbeitung um. Ein
Bildumformer 34 erhält die gesammelten und
digitalisierten Röntgenstrahldaten vom DAS 32 und führt
eine Hochgeschwindigkeitsbildumformung durch. Das
umgeformte Bild wird als Eingabe in einen Computer 36
eingespeist, der das Bild in einer
Massenspeichereinrichtung 38 speichert.
Der Computer 36 erhält ebenfalls Befehle und
Scanparameter von einem Bediener über die mit einer
Tastatur versehene Konsole 40. Eine assoziierte
Elektronenstrahlröhrenanzeige 42 erlaubt dem Bediener das
wiederumgeformte Bild und andere Daten vom Computer 36 zu
beobachten. Die vom Bediener eingegebenen Befehle und
Parameter werden vom Computer 36 verwendet, um
Regelsignale und Informationen an das DAS 32, den
Röntgenstrahlregler 28 und den Gestellmotorregler 30 zu
liefern. Zusätzlich betreibt der Computer 36 einen
Tischmotorregler 44, der einen motorisierten Tisch 46
steuert, um den Patienten 22 im Gestell 12 auszurichten.
Insbesondere bewegt der Tisch 46 Bereiche des Patienten
22 durch die Gestellöffnung 48.
Wie in Fig. 3 und 4 gezeigt, schließt die
Detektoranordnung 18 mehrere Detektormodule 50 ein, wobei
jedes Modul eine Anordnung von Detektorelementen 20
umfasst. Jedes Detektormodul 50 schließt eine kompakte
Photosensoranordnung 52 und eine mehrdimensionale
Szintillatoranordnung 54 ein, die sich über und neben der
Photosensoranordnung 52 befinden. Insbesondere schließt
die Szintillatoranordnung 54 mehrere Szintillatoren 56
ein, während die Photosensoranordnung 52 Photodioden 58,
ein Schaltgerät 60 und einen Dekodierer 62 einschließt.
Ein Material wie Titandioxid-versteiftes Epoxid füllt die
schmalen Zwischenräume zwischen den
Szintillatorelementen. Die Photodioden 58 sind
Einzelphotodioden. In einer weiteren Ausführungsform sind
die Photodioden 58 eine mehrdimensionale Diodenanordnung.
In jeder Ausführungsform sind die Photodioden 58 auf ein
Substrat aufgebracht oder darauf gebildet. Die
Szintillatoranordnung 54 befindet sich, wie aus dem Stand
der Technik bekannt, über oder neben den Photodioden 58.
Die Photodioden 58 sind optisch an die
Szintillatoranordnung 54 gekoppelt und haben elektrische
Ausgangsleitungen zur Übermittlung von Signalen, die für
die Lichtausgabe der Szintillatoranordnung 54
repräsentativ sind. Jede Photodiode erzeugt ein
getrenntes, analoges Ausgabesignal mit niedrigem Niveau,
das eine Strahlungsabschwächungsmessung für einen
bestimmten Szintillator der Szintillatoranordnung 54 ist.
Die Ausgangsleitungen der Photodioden (nicht gezeigt in
den Fig. 3 oder 4) können zum Beispiel physisch an
einer Seite des Moduls 20 oder an mehreren Seiten des
Moduls 20 liegen. In der in Fig. 4 dargestellten
Ausführungsform befinden sich die Ausgänge der
Photodioden an gegenüberliegenden Seiten der
Photodiodenanordnung.
In einer in Fig. 3 gezeigten Ausführungsform schließt
die Detektoranordnung 18 siebenundfünfzig Detektormodule
50 ein. Jedes Detektormodul 50 schließt eine
Photosensoranordnung 52 und eine Szintillatoranordnung 54
ein, wobei jede einen Anordnungsumfang an
Detektorelementen 20 von 16 × 16 hat. Im Ergebnis ist die
Anordnung 18 in 16 Reihen und 912 Spalten (16 × 57
Module) segmentiert, was ermöglicht, mit jeder Umdrehung
des Gestells 12 bis zu N = 16 Datenabschnitte gleichzeitig
entlang einer z-Achse zu sammeln, wobei die z-Achse eine
Drehachse des Gestells ist.
Das Schaltgerät 60 ist eine mehrdimensionale
Halbleiterschalteranordnung. Das Schaltgerät 60 ist
zwischen die Photosensoranordnung 52 und das DAS 32
gekoppelt. In einer Ausführungsform schließt das
Schaltgerät 60 zwei Halbleiterschalteranordnungen 64 und
66 ein. Die Schalteranordnungen 64 und 66 schließen
jeweils mehrere Feldeffekttransistoren (FETS) (nicht
gezeigt), angeordnet als eine mehrdimensionale Anordnung,
ein. Jeder FET schließt einen Eingang, der elektrisch mit
einer der entsprechenden Ausgangsleitungen der
Photodioden verbunden ist, einen Ausgang und einen Regler
(nicht gezeigt), angeordnet als eine mehrdimensionale
Anordnung, ein.
Jeder FET schließt einen Eingang, der elektrisch mit
einer der entsprechenden Ausgangsleitungen der
Photodioden verbunden ist, einen Ausgang und einen Regler
(nicht gezeigt) ein. Die FET-Ausgänge und -Regler sind in
Reihe geschaltet, die elektrisch mit dem DAS 32 über ein
flexibles elektrisches Kabel 68 verbunden sind.
Insbesondere ist etwa die Hälfte der Ausgangsleitungen
der Photodioden elektrisch mit jeder FET-Eingangsleitung
des Schalters 64 und die andere Hälfte der
Ausgangsleitungen der Photodioden elektrisch mit dem DAS
32 über ein flexibles Kabel 68 verbunden. Insbesondere
ist etwa die Hälfte der Ausgangsleitungen der Photodioden
elektrisch mit jeder FET-Eingangsleitung des Schalters 64
und die andere Hälfte der Ausgangsleitungen der
Photodioden elektrisch mit den FET-Eingangsleitungen des
Schalters 66 verbunden. Das flexible elektrische Kabel 68
ist folglich elektrisch an die Photosensoranordnung 52
gekoppelt und ist, zum Beispiel, durch Drahtbonden
befestigt.
Der Dekodierer 62 steuert den Betrieb des Schaltgeräts
60, um die Ausgaben der Photodiode 58, abhängig von der
erwünschten Anzahl der Abschnitte und der
Abschnittauflösung für jedes Gleiten, zu aktivieren,
deaktivieren oder kombinieren. Der Dekodierer 62 ist in
einer Ausführungsform ein aus dem Stand der Technik
bekannter FET-Regler. Der Dekodierer 62 schließt mehrere
Ausgangs- und Regelleitungen ein, die an das Schaltgerät
62 und das DAS 32 gekoppelt sind. Insbesondere sind die
Dekodiererausgänge elektrisch an die Regelleitungen des
Schaltgeräts gekoppelt, um dem Schaltgerät 60 zu
ermöglichen, genaue Daten von den Schaltgeräteeingängen
zu den Schaltgeräteausgängen zu übermitteln.
Bei Nutzung des Dekodierers 62 sind bestimmte FES in dem
Schaltgerät 60 selektiv aktiviert, deaktiviert oder
kombiniert, so dass bestimmte Ausgänge der Photodiode 58
elektrisch mit dem CT-System DAS 32 verbunden sind. Der
Dekodierer 62 aktiviert das Schaltgerät 60, so dass eine
ausgewählte Anzahl von Reihen der Photosensoranordnung 52
mit dem DAS 32 verbunden sind, resultierend in einer
ausgewählten Anzahl von Datenabschnitten, die elektrisch
mit dem DAS 32 zur Verarbeitung verbunden sind.
Wie in Fig. 3 gezeigt, sind die Detektormodule 50 in
eine Detektoranordnung 18 eingefügt und werden durch die
Schienen 70 und 72 an ihrem Platz befestigt. Die Fig. 3
zeigt die Schiene 72 an ihren Platz befestigt, während
die Schiene 70 so angebracht ist, dass sie über dem
elektrischen Kabel 68, über dem Modulsubstrat 74, dem
flexibel Kabel 68 und der Montageklammer 76 befestigt
ist. Schrauben (nicht gezeigt in den Fig. 3 und 4)
werden dann durch die Löcher 78 und 80 und in die
Gewindelöcher 82 der Schiene 70 geschraubt, um die Module
50 an ihrem Platz zu befestigen. Die Flansche 84 der
Montageklammern 76 werden an ihrem Platz durch Druck
gegen die Schienen 70 und 72 (oder in einer
Ausführungsform durch Kleben) gehalten und schützen die
Detektormodule 50 vorm "Schwanken". Die Montageklammern
76 klemmen ebenfalls das flexible Kabel 68 gegen das
Substrat 74, in einer Ausführungsform ist das flexible
Kabel 68 ebenfalls klebend an das Substrat 74 gebunden.
Falls erwünscht, kann die Photosensoranordnung klebend an
das Substrat gebunden werden. Das flexible Kabel 68 ist
zum Beispiel, durch Drahtbonden elektrisch und mechanisch
an die Photosensoranordnung 52 gebunden.
An jeder Seite der Photosensoranordnung 52 ist ein
Bereich (nicht gezeigt) vorgesehen, um Raum für das
drahtgebondete Kabel zur Verfügung zu stellen (nicht
gezeigt). In einer Ausführungsform sind Stromleiter aus
flexiblem Kabel (nicht gezeigt) direkt mit Schaltkreisen
auf der Photosensoranordnung 52, einschließlich
Schaltgerät 60 und Dekodierer 62, drahtgebondet. Die
Klammern (nicht gezeigt) sind klebend an einer
Grenzfläche (nicht gezeigt) an die Szintillatoranordnung
54 und an einer Grenzfläche (nicht gezeigt) an das
Substrat 74 angeheftet. Die Schrauben (nicht gezeigt)
werden in die Löcher 78 und 80 eingefügt, aber dienen
nicht dazu die Szintillatoranordnung 54 festzuklemmen.
Der durch Klammern (nicht gezeigt) zur Verfügung
gestellte Befestigungsmechanismus hält die
Szintillatoranordnung 54 an ihrem Platz und trennt die
Szintillatoranordnung 54 von der Photosensoranordnung 52.
Mit Bezug auf Fig. 5 wird, um die Wirksamkeit der
Quantendetektion von Detektorelementen (nicht gezeigt) in
einer Detektoranordnung (nicht gezeigt) zu verbessern,
ein Formreflektor zwischen den Elementen (nicht gezeigt)
verwendet, der Formreflektor schließt wenigstens eine
thermoplastische Schicht (nicht gezeigt) ein. Geeignete
Ummantelungsmaterialien für die hier verwendete
reflektierende Schicht schließen thermoplastische
Kunststoffe ein, sind aber nicht darauf beschränkt. Wie
hierin verwendet, schließt der Begriff "thermoplastisch"
jedes Material welches im Ganzen oder zum Teil eine
lineare makromolekulare Struktur hat, die wiederholt bei
Erhitzung erweicht und bei Kühlung hart wird. In einer
Ausführungsform wird ein thermoplastischer Kunststoff
verwendet, der für Herstellungszwecke bei Raumtemperatur
leicht verformbar und flexibel, eine höhere Beständigkeit
gegen Farbleitpunktbildung aufweist und Beständigkeit
gegen Beschädigungen durch Röntgenstrahlen liefert.
Ebenso hat in einer Ausführungsform der thermoplastische
Kunststoff entweder eine Haftfläche oder kann an einer
Oberfläche haften auf die ein Klebstoff aufgebracht
wurde.
In einer Ausführungsform kann das thermoplastische
Material durch Laminieren mit oder Festklemmen an die
reflektierende Schicht gebunden werden.
In einer Ausführungsform schließen hierfür verwendbare
Schichten 3M sichtbare Spiegelschicht, Hitachi und NKK
TiO2 dotierte Kunststoffschichten ein.
Die Stärke des "ummantelten" Reflektors ist derartig,
dass seine äußeren Abmessungen so angepasst sind, dass er
innen in den Halbleiterphotodiodendetektor eingefügt oder
angebracht werden kann. Beim Einsetzen des
erfindungsgemäßen Reflektors in eine Spalte des
Waferstapels wird der Stapel danach erwärmt, falls
notwendig, Druck angelegt, um den Halbleiterstapel
ausreichend haftend zu verbinden, und um ihn an ein
nachfolgendes Zerschneiden anzupassen. Die anderen
Abmessungen der ummantelten Schicht werden im Allgemeinen
gemäß den Abmessungen der Wafer, mit denen die Schicht
genutzt werden soll, sein.
Mit Bezugnahme auf Fig. 5 ist in einer Ausführungsform
ein 22 mm Szintillatorwafer vertikal auf einen weiteren
verschiedener anderer der gleichen Art und Größe
gestapelt, wobei ein 0,002 vertikaler Spalt 106 zwischen
den benachbarten gestapelten Wafer 108 entsteht. Die
Spalten 106 werden dann mit einem erfindungsgemäßen
Reflektor gefüllt, welcher dann wieder eine
thermoplastische Schicht (nicht gezeigt), eine
Reflektorschicht (nicht gezeigt) und noch eine
thermoplastische Schicht (nicht gezeigt) umfasst, wobei
eine Reflektorschicht (nicht gezeigt) durch Laminieren
der Reflektorschicht (nicht gezeigt) zwischen den
thermoplastischen Schichten, geschichtet wird.
Detaillierter wird, mit weiterer Bezugnahme auf Fig. 5,
in dieser Ausführungsform eine erste thermoplastische
Schicht in den Spalt 106 eingefügt, dann wird eine
reflektierende Schicht zwischen die eingefügte
thermoplastische Schicht und einer benachbarten
Wafervorderseite im offenbleibenden Spalt 106 eingefügt,
und danach wird eine zweite thermoplastische Schicht in
den offenbleibenden Spalt 106 zwischen der Vorderseite
der eingefügten reflektierenden Schicht und einer
benachbarten Wafervorderseite eingefügt, und folglich der
Spalt 106 geschlossen. Geeignete Wärme und Druck werden
auf den Waferstapel ausgeübt, um eine wirksame
Laminierung der thermoplastischen und reflektierenden
Schichten durchzuführen und ein Anhaften der Wafer im
Stapel 108 zu erreichen. Die Laminierung einer
thermoplastischen an eine reflektierende Schicht in den
erfindungsgemäßen Ausführungsformen können einfach durch
im Stand der Technik bekannte Laminierverfahren
durchgeführt werden.
Eine Reihe von parallelen vertikalen Schnitten 110 wird
am Stapel 108 unter Verwendung eines geeigneten
Schneidewerkzeuges durchgeführt, wobei ein Teil 112
entsteht. In einer Ausführungsform werden Schnitte
gemacht, die einen Stapel 112 mit einer Stärke von etwa
1,5 mm liefern. Das Teil 112 wird flach hingelegt.
Zusätzliche, derartige Teile 114 werden ähnlich den
Teilen 112 erzeugt. Diese Teile können dann in einem
Endpaket zusammengesetzt werden.
In einer Ausführungsform und mit fortgesetzter Bezugnahme
auf Fig. 5 kann das thermoplastische Material jedes
geeignete thermoplastische Haftmaterial sein. In dieser
Ausführungsform sind zusätzliche Wärme oder Druck nicht
notwendig, um ein wirksames Verbinden zwischen der
reflektierenden Schicht und der thermoplastischen
Schicht, wobei eine ummantelte, reflektierende Schicht
erzeugt wird, durchzuführen. Da die thermoplastische und
die reflektierende Schicht durch einen Kleber
zusammengehalten werden, der entweder auf die
thermoplastische oder die reflektierende Schicht
aufgebracht wird.
In einer Ausführungsform wird eine reflektierende Schicht
direkt auf einem thermoplastischen Blatt abgelagert und
dann mit einer weiteren Schicht thermoplastischen
Materials laminiert. Das laminierte, reflektierende
Material wird dann in den Spalt zwischen den Wafern
eingefügt.
In einer Ausführungsform wird durch einen zweiten Schnitt
durch einen Waferstapel ein Balken erzeugt. Die Balken
werden in einer Anordnung niedergelegt, so dass Spalten
entstehen. Diese Spalten werden dann mit dem
Reflektormaterial, das ein reflektierendes Material
einschließt, gefüllt.
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung verwenden
dünne, reflektierende Schichten in einer oder zwei
Dimensionen der Szintillatoranordnung, die weniger
anfällig gegenüber Strahlenschäden und beständiger
gegenüber Farbleitpunktbildung als bekannte
Formreflektoren sind. Die Verwendung verbesserter
Reflektorausführungsformen der vorliegenden Erfindung in
einer oder mehreren Dimensionen ermöglicht es, die
Verwendung von Kollimatorleitungen zu verhindern, und
erreicht dadurch eine nützliche Kosteneinsparung. Die
Eliminierung von Kollimatorleitungen und die Verwendung
von potenziell dünneren Reflektoren ermöglicht die
Verwendung von Detektoren um Daten zu erfassen, die einen
schmaleren Abschnitt in der z-Richtung repräsentieren.
Die Laminate können dünner als gegenwärtige
Formmaterialen sein und vorteilhafter Weise besser
bestrahlte Szintillatoren liefern.
Während die Erfindung im Wortlaut verschiedener
bestimmter Ausführungsforen beschrieben wurde, werden
Fachkundige erkennen, dass die Erfindung mit dem
geistigen Gehalt und dem Umfang der Ansprüche mit
Modifikationen ausgeführt werden kann.
Claims (19)
1. Verfahren zur Herstellung einer Detektoranordnung
(18) einschließlich eines Photosensors (52) und
Szintillators (56), wobei das Verfahren die Schritte
umfasst:
Anordnen einer thermoplastisch ummantelten, reflektierenden Schicht zwischen den Szintillatoren einer Szintillatoranordnung (54); und
optisches Koppeln des Szintillators mit dem Photosensor.
Anordnen einer thermoplastisch ummantelten, reflektierenden Schicht zwischen den Szintillatoren einer Szintillatoranordnung (54); und
optisches Koppeln des Szintillators mit dem Photosensor.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die ummantelte,
reflektierende Schicht durch Anordnen einer
reflektierenden Schicht in einem thermoplastischen
Verschluss und Befestigen des thermoplastischen
Verschlusses an der Schicht hergestellt wird.
3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei der
Befestigungsschritt das Laminieren des thermoplastischen
Verschlusses an die reflektierende Schicht umfasst.
4. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die reflektierende
Schicht in einem Verfahren ummantelt wird, welches das
Ablagern der reflektierenden Schicht direkt auf einem
thermoplastischen Blatt und das Laminieren mit einer
anderen Schicht thermoplastischen Materials umfasst.
5. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die reflektierende
Schicht wenig durch Röntgenstrahlen zu beschädigen ist.
6. Photodetektoranordnung (18) umfassend:
Eine Anordnung von Szintillatoren (54) optisch gekoppelt mit einer Photosensoranordnung (52); und
eine thermoplastisch ummantelte, reflektierende Schicht, angeordnet zwischen dem Szintillatoren (56) der Anordnung von Szintillatoren.
Eine Anordnung von Szintillatoren (54) optisch gekoppelt mit einer Photosensoranordnung (52); und
eine thermoplastisch ummantelte, reflektierende Schicht, angeordnet zwischen dem Szintillatoren (56) der Anordnung von Szintillatoren.
7. Photodetektoranordnung (18) nach Anspruch 6, wobei
die Anordnung in einem Computertomographie-
Bilderzeugungssystem (10) eingesetzt wird.
8. Photodetektoranordnung (18) nach Anspruch 7, wobei
die reflektierende Schicht thermoplastisch in einem
Verfahren ummantelt wird, welches das Ablagern der
reflektierenden Schicht direkt auf einem
thermoplastischen Blatt und das Laminieren mit einer
anderen Schicht thermoplastischen Materials umfasst.
9. Photodetektoranordnung (18) nach Anspruch 8, wobei
die reflektierende Schicht wenig durch Röntgenstrahlen zu
beschädigen ist.
10. Computertomographie-Bilderzeugungssystem (10)
umfassend ein Drehgestell (12), eine Strahlenquelle (14)
und eine Detektoranordnung (18) auf dem Drehgestell,
konfiguriert zur Detektion abgeschwächter Strahlung von
der Strahlenquelle, die zwischen der Strahlenquelle und
der Detektoranordnung einen Gegenstand (22) passiert,
wobei die Detektoranordnung eine Photosensoranordnung
(52), eine Anordnung von Szintillatoren (54) und eine
thermoplastisch ummantelte, reflektierende Schicht an der
Szintillatoranordnung umfasst, die Photosensoranordnung
ist optisch an die Szintillatoranordnung gekoppelt, die
thermoplastisch ummantelte, reflektierende Schicht ist
zwischen den Szintillatoren (56) der
Szintillatoranordnung angebracht.
11. Bilderzeugungssystem (10) nach Anspruch 10, wobei
der Gegenstand ein Patient ist.
12. Bilderzeugungssystem (10) nach Anspruch 10, wobei
die reflektierende Schicht in einem Verfahren ummantelt
wird, welches das Ablagern der reflektierenden Schicht
direkt auf einem thermoplastischen Blatt und das
Laminieren mit einer anderen Schicht thermoplastischen
Materials umfasst.
13. Bilderzeugungssystem (10) nach Anspruch 10, wobei
die reflektierende Schicht wenig durch Röntgenstrahlen zu
beschädigen ist.
14. Verfahren zur Detektion von Strahlung in einem
Strahlendetektionssystem einschließlich einer
Strahlenquelle (14) und einer Detektoranordnung (18),
konfiguriert zur Detektion abgeschwächter Strahlung von
der Strahlenquelle, die zwischen der Strahlenquelle und
der Detektoranordnung einen Gegenstand (22) passiert,
wobei die Detektoranordnung eine Photosensoranordnung
(52), eine Anordnung von Szintillatoren (54), die optisch
an eine Photosensoranordnung gekoppelt sind, und eine
thermoplastisch ummantelte, reflektierende Schicht
zwischen den Szintillatoren (56) der
Szintillatoranordnung umfasst, das Verfahren umfasst die
Schritte:
Emittieren einer auf den Gegenstand gerichteten Strahlung;
Reflektieren von Licht von der thermoplastisch ummantelten, reflektierenden Schicht und Übermittlung des durch die Szintillatoren erzeugten Lichts auf die Photosensoranordnung; und
Erzeugen eines elektrischen Ausgangssignals entsprechend des auf den Photosensor auftreffenden Lichts.
Emittieren einer auf den Gegenstand gerichteten Strahlung;
Reflektieren von Licht von der thermoplastisch ummantelten, reflektierenden Schicht und Übermittlung des durch die Szintillatoren erzeugten Lichts auf die Photosensoranordnung; und
Erzeugen eines elektrischen Ausgangssignals entsprechend des auf den Photosensor auftreffenden Lichts.
15. Verfahren nach Anspruch 14, wobei der Gegenstand
(22) ein Patient ist.
16. Verfahren nach Anspruch 14, wobei die reflektierende
Schicht in einem Verfahren ummantelt wird, welches das
Ablagern der reflektierenden Schicht direkt auf einem
thermoplastischen Blatt und das Laminieren mit einer
anderen Schicht thermoplastischen Materials umfasst.
17. Verfahren nach Anspruch 14, wobei die reflektierende
Schicht wenig durch Röntgenstrahlen zu beschädigen ist.
18. Verfahren nach Anspruch 14, wobei das
Detektionssignal in ein DAS-System (32) eingespeist wird.
19. Verfahren nach Anspruch 14, wobei die reflektierende
Schicht ummantelt ist.
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US5651047A (en) * | 1993-01-25 | 1997-07-22 | Cardiac Mariners, Incorporated | Maneuverable and locateable catheters |
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US6445945B1 (en) * | 2000-06-26 | 2002-09-03 | André Arsenault | Non-invasive detection of endothelial dysfunction by blood flow measurement in opposed limbs using tracer injection |
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