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HINTERGRUND
ZU DER ERFINDUNG
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Die vorliegende Erfindung betrifft
ganz allgemein diagnostische Bildgebung und insbesondere einen CT-Detektor
mit einem segmentierten oder nicht berührenden optischen Koppler und
ein Verfahren zur Herstellung desselben. Darüber hinaus dient der segmentierte
optische Koppler als ein hichtkollimator, der zwischen den Szintillatoren
und Photodioden des Detektors einstückig ausgebildet ist.
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Im Falle von computertomographischen
Bildgebungssystemen (CT-Bildgebungssystemen) wirft eine Röntgenstrahlenquelle
typischerweise einen fächerförmigen Strahl
auf eine Person oder ein Objekt, beispielsweise auf einen Patienten
oder ein Gepäckstück. Nachstehend
sollen die Begriffe "Person" und "Objekt" beliebige Dinge
einbeziehen, an denen eine Bildgebung möglich ist. Der Strahl trifft,
nachdem er durch das Objekt geschwächt wurde, auf ein Array von
Strahlungsdetektoren. Die Intensität der an dem Detektorarray
empfangen geschwächten
Strahlung hängt
gewöhnlich
von der Schwächung
des Röntgenstrahls
durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Detektorarrays erzeugt
ein gesondertes elektrisches Signal, das den geschwächten Strahl kennzeichnet,
der durch das jeweilige Detektorelement empfangen wurde. Die elektrischen
Signale werden zur Analyse an ein werden zur Analyse an ein Datenverarbeitungssystem übertragen,
das letztendlich ein Bild erzeugt.
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Im Allgemeinen wird die Röntgenstrahlenquelle
und das Detektorarray um den Gantryrahmen innerhalb einer Bildgebungsebene
und um das Objekt herum gedreht. Röntgenstrahlenquellen beinhalten
gewöhnlich
Röntgenröhren, die
den Röntgenstrahl
aus einem Brennpunkt abstrahlen. Röntgenstrahldetektoren enthalten
gewöhnlich
einen Kollimator zum Bündeln
der an dem Detektor empfangenen Röntgenstrahlen, einen zu dem
Kollimator benachbarten Szintillator zum Umwandeln von Röntgenstrahlen
in Lichtenergie und Photodioden, die dazu dienen, die Lichtenergie
von dem benachbarten Szintillator entgegenzunehmen und in elektrische
Signale umzuwandeln.
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Typischerweise wandelt jeder Szintillator
eines Szintillatorarrays Röntgenstrahlenergie
in Lichtenergie um. Jeder Szintillator gibt Lichtenergie an eine benachbarte
Photodiode ab. Jede Photodiode erfasst die Lichtenergie und erzeugt
ein entsprechendes elektrisches Signal. Die Ausgangssignale der Photodioden
werden anschließend
zur Bildrekonstruktion an das Datenverarbeitungssystem übermittelt.
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Gewöhnlich tritt ein "Übersprechen" zwischen den Detektorzellen eines CT-Detektors
auf. Das "Übersprechen" ist im Allgemeinen
als der Datenaustausch zwischen benachbarten Zellen eines CT-Detektors
definiert. Im Allgemeinen wird eine Reduzierung des Übersprechen
angestrebt, da dieses zu einem Auftreten von Artefakten in dem schlussendlich
rekonstruierten CT-Bild führt
und eine unzureichende räumliche
Auflösung begünstigt.
Typischerweise kann es innerhalb eines einzelnen CT-Detektors zu
vier unterschiedliche Arten eines Übersprechens kommen. Aufgrund
von Röntgenstrahlstreuung
zwischen den Szintillatorzellen kann Röntgenstrahlübersprechen auftreten. Aufgrund
der Übertragung
von Licht, das die Reflektoren durchdringt, die die Szintillatoren
umgeben, kann es zu einem optischen Übersprechen kommen. Bekannte CT-Detektoren
verwenden eine (oder mehrere) in Kontakt stehende optisch koppelnde
Schicht(en), gewöhnlich
ein Epoxidharz, um das Szintillatorarray an dem Photodiodenarray
zu befestigen. Allerdings kann ein Übersprechen auftreten, wenn
Licht durch die Kontaktschicht von einer Zelle zu einer anderen dringt.
Aufgrund eines unerwünschten
Datenaustausches zwischen Photodioden ist ein elektrisches Übersprechen
möglich.
Von den oben erwähnten
Arten eines Übersprechens,
wird ein Übersprechen durch
die berührende(n)
optisch koppelnde(n) Schicht(en) im Allgemeinen als eine Hauptursache für ein Übersprechen
in dem CT-Detektor erachtet.
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Folglich wäre es erwünscht einen CT-Detektor mit
einer verbesserten optischen Kopplung zwischen dem Szintillatorarray
und dem Photodiodenarray zu konstruieren, um ein Übersprechen
in dem CT-Detektor zu reduzieren und die räumliche Auflösung des
endgültigen
rekonstruierten Bilds zu verbessern.
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KURZBESCHREIBUNG
DER ERFINDUNG
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Die vorliegende Erfindung betrifft
einen CT-Detektor für
ein CT-Bildgebungssystem, der die oben erwähnten Nachteile beseitigt.
Der CT-Detektor umfasst einen zwischen einem Photodiodenarray und
einem Szintillatorarray integrierten rasterartigen Lichtkollimator.
Der Lichtkollimator verbessert die Effizienz des Lichtsammelns des
Photodiodenarrays und kann aus einem reflektierenden Material gefertigt sein,
um ein Übersprechen
innerhalb des Detektors zu reduzieren. Jeder rasterartige Kollimator
ist durch eine Reihe von Reflektorelementen definiert, die gemeinsam
eine Vielzahl von offenen Zellen bilden. Die offenen Zellen bilden
Lichtübertragungshohlräume und
erleichtern die Bündelung
von Licht von einem Szintillator hin zu einer Photodiode. Die Hohlräume können mit
einem optischen Epoxidharz gefüllt
sein, um das Photodiodenarray oder Szintillatorarray abzudichten,
um dadurch die Nachteile im Zusammenhang mit berührenden optisch koppelnden
Schichten zu vermeiden.
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Dementsprechend enthält ein CT-Detektor erfindungsgemäß eine Vielzahl
von Szintillatoren, die in einem Array angeordnet sind, um Röntgenstrahlen zu
empfangen und in Antwort auf die empfangenen Röntgenstrahlen Licht auszustrahlen.
Mehrere Lichtdetektionselemente sind in einem Array angeordnet, das
hinsichtlich der Abmessungen dem Szintillatorarray ähnelt, und
sind darauf eingerichtet, um von den Szintillatoren ausgesandtes
Licht zu detektieren. Ein nicht berührender optischer Koppler dient
dann dazu, die Vielzahl von Szintillatoren an der Vielzahl von Lichtdetektionselementen
zu befestigen.
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Gemäß einem weiteren Aspekt der
vorliegenden Erfindung weist ein CT-System einen drehbaren Gantryrahmen
mit einer darin angeordneten zentrischen Öffnung und einer Liege auf,
die sich innerhalb der Öffnung
vor- und zurückbewegen
lässt und
dazu eingerichtet ist, ein Objekt für eine CT-Datenerfassung zu positionieren. Eine
Quelle zur gerichteten Aussendung hochfrequenter elektromagnetischer
Energie wird innerhalb des drehbaren Gantryrahmens positioniert
und ist dazu eingerichtet, elektromagnetische Energie hoher Frequenz
in Richtung des Objekts zu auszusenden. Das CT-System enthält ferner
ein innerhalb des drehbaren Gantryrahmens angeordnetes Detektorarray,
das dazu eingerichtet ist, die durch die Projektionsquelle ausgesendete
und auf das Objekt auftreffende elektromagnetische Energie hoher
Frequenz zu erfassen. Das Detektorarray enthält eine Vielzahl von Szintillatoren, die
in einem Szintillatorarray angeordnet sind, sowie eine Vielzahl
von Photodioden, die in einem Photodiodenarray angeordnet sind.
Zwischen dem Szintillatorarray und dem Photodiodenarray ist ein
Lichtkollimator angeordnet, der eine Vielzahl von Lichtübertragungshohlräumen aufweist.
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Gemäß einem weiteren Aspekt der
vorliegenden Erfindung beinhaltet ein Verfahren zur Herstellung
eines CT-Detektors die Schritte: Ausbilden eines Szintillatorarrays
mit einer Vielzahl von Szintillatoren und Ausbilden eines Photodiodenarrays
mit einer Vielzahl von Photodioden. Anschließend wird zwischen den Arrays
ein offene Zellen aufweisender Kollimator angeordnet. Die sich ergebende
Anordnung wird anschließend
in sich befestigt.
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Vielfältige andere Ausstattungsmerkmale, Aufgaben
und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden nach dem Lesen der
nachfolgenden Beschreibung in Verbindung mit den Zeichnungen offensichtlich.
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KURZBESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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Die Zeichnungen veranschaulichen
ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel,
das gegenwärtig zum
Ausführen
der Erfindung in Erwägung
gezogen wird.
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In den Zeichnungen zeigt:
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1 eine
anschauliche Ansicht eines CT-Bildgebungssystems;
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2 ein
Blockschaltbild des in 1 veranschaulichten
Systems;
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3 eine
perspektivische Ansicht eines Ausführungsbeispiels eines Detektorarrays
eines CT-Systems;
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4 eine
perspektivische Ansicht eines Ausführungsbeispiels eines Detektors;
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5 eine
Veranschaulichung vielfältiger Konfigurationen
des Detektors in 4 in
einem vier Schnittbilder verwendenden Modus;
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6 eine
schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen CT-Detektors im Querschnitt;
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7-10 Schritte vielfältiger Verfahren
der Herstellung eines erfindungsgemäßen CT-Detektors;
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11 eine
anschauliche Ansicht eines CT-Systems für den Einsatz in einem nicht
invasiven Paketkontrollsystem.
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AUSFÜHRLICHE
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSBEISPIELE
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Die Betriebsumgebung der vorliegenden
Erfindung wird anhand eines vier Schnittbilder verwendenden Computertomographiesystems
(CT-Systems) beschrieben. Allerdings wird dem Fachmann klar sein,
dass die vorliegende Erfindung gleichermaßen für die Verwendung in einzelne
Schnittbilder oder andere mehrere Schnittbilder verwendenden Konfigurationen
einsetzbar ist. Darüber
hinaus wird die vorliegende Erfindung anhand der Detektion und Konvertierung
von Röntgenstrahlen
beschrieben. Allerdings ist einem Fachmann ferner klar, dass die
vorliegende Erfindung gleichermaßen für das Erfassen und Konvertieren
sonstiger elektromagnetischer Hochfrequenzenergie einsetzbar ist.
Die vorliegende Erfindung wird anhand eines CT-Scanners der "dritten Generation" beschrieben, ist
jedoch gleichermaßen
einsetzbar im Zusammenhang mit anderen CT-Systemen.
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Unter Bezugnahme auf 1 und 2,
ist ein Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystem 10 gezeigt,
das einen Gantryrahmen 12 aufweist, der einen CT-Scanner
der "dritten Generation" darstellt. Die Gantry 12 umfasst
eine Röntgenstrahlenquelle 14,
die ein Bündel
von Röntgenstrahlen 16 in
Richtung eines auf der entgegengesetzten Seite der Gantry 12 angeordneten
Detektorarrays 18 projiziert. Der Detektorarray 18 ist
aus einer Vielzahl von Detektoren 20 aufgebaut, die gemeinsam
die projizierten Röntgenstrahlen
erfassen, die einen Patienten 22 durchdringen. Jeder Detektor 20 erzeugt
ein elektrisches Signal, das die Stärke eines auftreffenden Röntgen strahls
und damit den auf dem Weg durch den Patienten 22 geschwächten Strahl
kennzeichnet. Während
des Scannens zum Gewinnen von Röntgenstrahlprojektionsdaten
kreisen die Gantry 12 und die daran befestigten Komponenten
um eine Rotationsachse 24.
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Die Rotation des Gantryrahmens 12 und
der Betrieb der Röntgenstrahlenquelle 14 werden
durch eine Steuervorrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert.
Die Steuervorrichtung 26 enthält einen Röntgencontroller 28,
der Energie und Zeittaktsignale an die Röntgenstrahlenquelle 14 liefert,
und einen Gantryantriebscontroller 30, der die Rotationsgeschwindigkeit
und die Position der Gantry 12 steuert. Ein Datenerfassungssystem
(DAS) 32 in der Steuervorrichtung 26 tastet die
von den Detektoren 20 ausgegebenen analogen Daten ab und
wandelt diese für ein
nachfolgendes Verarbeiten in digitale Signale um. Ein Bildrekonstruktor 34 nimmt
die von der DAS 32 ankommenden abgetasteten und digitalisierten
Röntgenstrahldaten
entgegen und führt
eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion durch. Das rekonstruierte
Bild wird als Eingabe einem Computer 36 zuführt, der
das Bild in einem Massenspeichergerät 38 speichert.
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Der Computer 36 nimmt ferner über eine Konsole 40,
die eine Tastatur aufweist, von einem Anwender Steuerbefehle und
Scanparameter entgegen. Ein zugehöriger Kathodenstrahlbildschirm 42 ermöglicht es
dem Anwender, das rekonstruierte Bild und sonstige von dem Computer 36 ausgegebene Daten
zu betrachten. Die durch den Anwender eingegebenen Steuerbefehle
und Parameter werden von dem Computer 36 verwendet, um
Steue rungssignale und Daten an das DAS 32, den Röntgencontroller 28 und
den Gantryantriebscontroller 30 auszugeben. Darüber hinaus
steuert der Computer 36 einen Liegenantriebscontroller 44,
der eine motorbetriebene Liege 46 steuert, um den Patienten 22 und
die Gantry 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt die
Liege 46 den Patienten 22 abschnittsweise durch
eine Gantryöffnung 48.
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Wie in 3 und 4 gezeigt, enthält das Detektorarray 18 eine
Vielzahl von Szintillatoren 57, die ein Szintillatorarray 56 bilden.
Ein (nicht gezeigter) Kollimator wird oberhalb eines Szintillatorarrays 56 positioniert,
um Röntgenstrahlen 16 zu
bündeln,
bevor diese auf das Szintillatorarray 56 auftreffen.
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In einem in 3 gezeigten Ausführungsbeispiel, enthält das Detektorarray 18 57
Sensoren 20, wobei jeder Detektor 20 eine Arraydimension
von 16 × 16
aufweist. Daraus ergibt sich, dass Array 18 16 Zeilen und
912 Spalten (16 × 57
Sensoren) aufweist, was es ermöglicht,
mit jeder Rotation des Gantryrahmens 12 16 simultane Schnittbildscheiben
an Daten aufzufuangen.
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Schalterarrays 80 und 82,
wie in 4 gezeigt, sind
mehrdimensionale Halbleiterarrays, die zwischen das Szintillatorarray 56 und
das DAS 32 eingebunden sind. Die Schalterarrays 80 und 82 enthalten
eine Vielzahl von (nicht gezeigten) Feldeffekttransistoren (FET),
die als mehrdimensionale Arrays angeordnet sind. Das FET-Array umfasst
eine Anzahl von elektrischen Leitungen, die mit jeweils entsprechenden
Photo dioden 60 verbunden sind, und eine Anzahl von Ausgangssignalleitungen,
die über
ein flexibles elektrisches Verbindungsglied 84 mit dem DAS 32 elektrisch
verbunden sind. Insbesondere sind etwa die Hälfte der Photodiodenausgangssignale
elektrisch mit dem Schalter 80 verbunden, wobei die andere
Hälfte
der Photodiodenausgangssignale mit dem Schalter 82 elektrisch
verbunden sind. Darüber
hinaus kann eine (nicht gezeigte) Reflektorschicht zwischen jeden
Szintillator 57 eingefügt
sein, um Streulicht von benachbarten Szintillatoren zu reduzieren.
Jeder Detektor 20 ist, wie in 3 gezeigt, durch Befestigungsklammern 79 an
einem Detektorrahmen 77 befestigt.
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Die Schalterarrays 80 und 82 umfassen
ferner einen (nicht gezeigten) Decoder, der gemäß einer gewünschten Anzahl von Schnittbildern
und Schnittbildauflösungen
für jedes
Schnittbild Photodiodenausgangssignale aktiviert, deaktiviert oder
kombiniert. Der Decoder ist in einem Ausführungsbeispiel ein Decoderchip
oder ein FET-Controller nach dem bekannten Stand der Technik. Der
Decoder enthält eine
Vielzahl von Ausgangssignal- und Steuerleitungen, die an die Schalterarrays 80 und 82 und
das DAS 32 gekoppelt sind. In einem Ausführungsbeispiel,
das als ein 16 Schnittbilder verwendender Modus definiert ist, aktiviert
der Decoder die Schalterarrays 80 und 82, so dass
sämtliche
Reihen des Photodiodenarrays 52 aktiviert sind, was 16
simultane Schnittbildscheiben an Daten für eine Verarbeitung durch die
DAS 32 zum Ergebnis hat. Selbstverständlich sind viele andere Schnittbildkombinationen
möglich.
Beispielsweise kann der Decoder auch aus anderen Schnittbildmodi
auswählen,
beispielsweise einen ein, zwei oder vier Schnittbilder verwendenden Modus.
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Wie in 5 gezeigt,
können
die Schalterarrays 80 und 82 durch Übermitteln
der geeigneten Decoderbefehle in dem vier Schnittbilder verwendenden Modus
konfiguriert werden, so dass die Daten aus vier Schnittbildern von
einer oder mehreren Reihen des Photodiodenarrays 52 gesammelt
werden. Abhängig
von der speziellen Konfiguration der Schalterarrays 80 und 82 können vielfältige Kombinationen von
Photodioden 60 aktiviert, deaktiviert oder kombiniert werden,
so dass die Scheibendicke aus einer, zwei, drei, oder vier Reihen
von Szintillatorarrayelementen 57 aufgebaut sein kann.
Zu weiteren Beispielen zählen
ein ein einzelnes Schnittbild verwendender Modus mit einem (1) Schnittbild,
wobei die Schnittbilder im Bereich zwischen 1,25 mm bis 20 mm dick
sind, und ein zwei Schnittbilder verwendender Modus mit zwei Schnittbildern,
wobei die Dicke der Schnittbilder im Bereich zwischen 1,25 mm und 10
mm liegt. Weitere Modi jenseits der beschriebenen kommen ebenso
in Betracht.
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Nun Bezug nehmend auf 6, ist ein Schema eines
Querschnitts eines CT-Detektors 20 gezeigt. Wie oben erörtert, enthält der Detektor 20 ein Szintillatorarray 56,
das von einer Vielzahl von Szintillatoren 57 gebildet wird.
Jeder der Szintillatoren ist konstruiert, um in Antwort auf den
Empfang der Röntgenstrahlen 16 ein
Lichtsignal 85 zu auszustrahlen. Eine Reflektorschicht 86 bedeckt
die Röntgenstrahlempfangsfläche der
Szintillatoren, um die Effizienz des Lichtsammelns für die Photodioden
zu verbessern. Die Reflektorschicht 86 ist aus einem Material gefertigt,
das von einer Projektionsquelle projizierten Röntgenstrahlen erlaubt, zu passieren,
während durch
die Szintillatoren erzeugtes Licht in Richtung der Photodioden reflektiert
wird. Die Reflektorschicht ist mit einer Reihe von Reflektorelementen 88 integriert,
die als eine Reflektorwand zwischen benachbarte Szintillatoren 57 ragen.
Die Reflektorelemente 88 sind konstruiert, um Streulicht
zu verhindern und/oder Röntgenstrahlstreuung
zwischen den Szintillatoren zu reduzieren.
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Der CT-Detektor 20 ist konstruiert,
so dass sich zwischen jeder Photodiode und jedem Szintillator ein
Lichthohlraum 90 erstreckt. Der Lichthohlraum kann gemäß einer
Reihe von Fertigungstechniken konstruiert sein, wie sie anhand von 7-10 beschrieben werden, und ist durch
Hohlraumelemente oder Platten 92 definiert. Die Platten 92 sind
vorzugsweise aus einem reflektierenden Material ähnlich demjenigen gefertigt,
das zur Herstellung der Reflektorelemente 88 verwendet
wird. Darüber
hinaus weisen die Platten 92 eine ähnliche Breite wie die Reflektorelemente 88 auf.
Vorzugsweise werden die Platten 92, wie im folgenden anhand
von 7 beschrieben, während der
Bildung der Reflektorelemente 88 ausgebildet. Dementsprechend
erstrecken sich die Platten 92 von den Reflektorelementen
zu der Lichtdetektionsfläche
des Photodiodenarrays.
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Die Platten 92 sind geeignet
ausgebildet, um Lichtübertragungshohlräume 90 zu
bilden und wirken für
sich als ein innerhalb der Zelle angeordneter Lichtkollimator. Die
Platten 92 sind dazu eingerichtet, ein Übersprechen von Licht zwi schen
Szintillatoren zu eliminieren und dabei Licht in Richtung der Lichtdetektionsflächen des
Photodiodenarrays zu bündeln.
Ferner können
die Platten 92 mit einer optischen Koppelschicht oder Koppelharz
beschichtet sein, um die Platten an dem Photodiodenarray zu befestigen.
Alternativ können
die Platten an die Fläche des
Photodiodenarrays geklebt sein. In einem weiteren Ausführungsbeispiel
ist jeder der Lichtübertragungshohlräume 90 mit
einem optischen Epoxidharz gefüllt, ähnlich jenem,
das in einer Epoxidharzkontaktschicht verwendet wird. Das optische
Epoxidharz wirkt als Klebstoff, um das Photodiodenarray mit dem Szintillatorarray
zu verbinden. Mit dem Vorhandensein von Reflektorplatten 92 werden
die im Falle einer optischen Kontaktschicht auftretenden Nachteile
des Übersprechens
vermieden. Während
Epoxidharz dafür
eingesetzt werden kann, um die Arrays miteinander zu befestigen,
können
auch andere Verbundwerkstoffe und Materialien, beispielsweise thermoplastische
Materialien, verwendet werden und diese liegen innerhalb des Schutzumfangs
der Erfindung.
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Nun Bezug nehmend auf 7 werden Schritte einer
Technik zur Herstellung eines CT-Detektors gezeigt, der dem anhand
von 6 beschriebenen ähnelt. Die
veranschaulichten Schritte können durch
ein arbeitsintensives Verfahren, durch ein vollautomatisiertes rechnergesteuertes
Verfahren oder durch eine Kombination von diesen durchgeführt werden.
Ein Verfahren 100 beginnt mit Schritt 102 mit der
Anpassung von Produkten, Personal und dergleichen für die CT-Detektorherstellung.
Das während dieser
Stufe erreichte kann variieren, sollte jedoch zumindest die Vorbereitung
eines Szintillatorblocks umfassen. Der Szintillatorblock wird dann auf
einem auflösbaren
Material 104 angebracht. Der Szintillatorblock und das
auflösbare
Material werden anschließend
in Schritt 106 in Würfel
geschnitten. Nach dem Schneiden, sei dies in einer oder zwei Dimensionen,
ergibt sich eine Vielzahl einheitlich voneinander beabstandeter
Szintillatorzellen. In Schritt 108 wird anschließend in
die aufgrund des Würfelschnittverfahrens
zwischen den Szintillatorzellen entstandenen Zwischenräume ein
reflektierendes Material gespritzt. Das reflektierende Material
sollte geeignet gespritzt werden, so dass die Schnittstelle zwischen den
Szintillatoren vollständig
gefüllt
ist, wie im Falle der Schnittstelle zwischen benachbarten Bereichen des
auflösbaren
Materials. Dem gespritzten reflektierenden Material wird anschließend erlaubt
zu härten, und
dieses kann dann einer beliebigen Weiterverarbeitung zugeführt werden,
um ein angemessenes Reflexionsvermögen und dergleichen sicherzustellen.
Nachdem das gespritzte reflektierende Material gehärtet ist,
wird das auflösbare
Material in Schritt 110 aufgelöst. Das Verfahren zum Auflösen des
Materials hängt
von dem Typ des verwendeten auflösbaren
Materials ab. Das auflösbare
Material kann beispielsweise in einem Lösungsmittel angeordnet und chemisch
aufgelöst
werden, oder auf eine spezielle Temperatur erwärmt werden, um das auflösbare Material
weitgehend "wegzuschmelzen". Nach Vollendung
des Auflösungsprozesses,
ergibt sich ein Szintillatorarray mit einem integrierten gespritzten
Reflektor. Besonders zu beachten ist, dass jedes zwischen den Szintillatoren
befindliche Reflektorelement über den
Szintillator hinausragt, d. h. eine größere Länge als die Szintillatoren
aufweist. Der über
den Szintillator hinausragende Abschnitt des Reflektors wirkt als eine
Reflektorplatte, wie sie oben beschrieben ist. Die offenen Zellen,
die sich zwischen den Reflektorplatten ergeben, definieren einen
Lichtübertragungshohlraum
und werden in Schritt 112 mit einem optischen Epoxidharz
gefüllt.
Das optische Epoxidharz erlaubt die Übertragung von Licht zwischen
dem Szintillator und der Photodiode, während es gleichzeitig ein Adhäsionszwischenglied
bildet, das dazu dient, den Szintillator an die Photodiode anzukoppeln.
Dementsprechend werden das Photodiodenarray und das Szintillatorarray
in Schritt 114 aneinander gekoppelt. Dieser Abschnitt des
CT-Detektorherstellungsverfahrens ist dann vollendet und der Rest
der CT-Detektorfertigung wird nach 116 fortgesetzt.
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Der anhand 6 beschriebene und gemäß dem Verfahren
nach 7 hergestellte
CT-Detektor veranschaulicht lediglich ein Beispiel der vorliegenden
Erfindung. Ein ähnlicher
CT-Detektor, der die Vorteile des anhand 6 beschriebenen CT-Detektors verkörpert und
nach Verfahren hergestellt ist, die sich von dem in 7 dargestellten unterscheiden, wird in
Betracht gezogen und liegt innerhalb des Schutzumfangs dieser Erfindung.
Zum Zwecke einer Darstellung und nicht zur Beschränkung werden
weitere Herstellungsverfahren und die sich daraus ergebenden Strukturen
anhand 8-10 beschrieben.
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Nun Bezug nehmend auf 8, beginnt ein anderes CT-Herstellungsverfahren 118 in
Schritt 120 mit der Erzeugung eines Blocks aus Szintillatormaterial.
Der Block wird anschließend
in Schritt 122 auf einem Block aus einem thermoplastischen
Material angeordnet. Der Szintillatorblock und der thermoplastische
Block werden danach gemäß bekannter
Würfelschnittverfahren
in Schritt 124 in Würfel
geschnitten. Vorzugsweise wird lediglich ein Abschnitt des thermoplastischen
Blocks geschnitten, so dass ein dünner, nicht geschnittener Bereich übrig bleibt,
der verwendet werden kann, um gegen das Photodiodenarray abzudichten.
Der gespritzte Reflektor wird anschließend in die Zwischenräume 126 zwischen
den aus dem Würfelschnittverfahren
sich ergebenden Szintillatorzellen gelegt. Im Gegensatz zu dem gemäß 7 konstruierten CT-Detektor,
wird zwischen den durch den gespritzten Reflektor gebildeten Reflektorplatten
kein optisches Epoxidharz verwendet. Da das thermoplastische Material
während
des Würfelschneidens
nicht vollständig
durchgeschnitten wird, bleibt, wie oben erörtert, eine dünne thermoplastische
Schicht erhalten, die anstelle eines optischen Epoxidharzes verwendet
wird, um das Szintillatorarray an dem Photodiodenarray zu befestigen. Das
Verfahren 118 endet bei 128, wonach der CT-Detektor
einer zusätzlichen
Verarbeitung und Fertigung gemäß bekannter
Techniken unterworfen wird.
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Die oben beschriebenen Prozesse sind
mit Änderungen
an dem Szintillatorarray verbunden. Im Gegensatz dazu erzeugt das
Verfahren nach 9 die
Reflektorplatten durch ein Ätzen
des Photodiodenarrays. Insbesondere beginnt ein Verfahren 130 in Schritt 132 mit
der Bildung eines Photodiodenarrays. In Schritt 134 wird
das Photodiodenarray mit einem Film aus einem Halbleitermaterial
oder anderen geeigneten Werkstoffen beschichtete. Vorzugsweise wird
eine dünne
Schicht aus Silizium aufgebracht oder thermisch gezüchtet, und
es wird dieser erlaubt auf der Lichtempfangsfläche der Photodiode auszuhär ten. Es
sollten Halbleitermaterialien verwendet werden, die die Lichtsammelfähigkeiten
des Photodiodenarrays nicht negativ beeinflussen. Die Fläche des
Photodiodenarrays wird anschließend
in Schritt 136 mittels Standardverfahren der Halbleiterherstellung
maskiert und plasmageätzt,
um ein Raster zu bilden. Vielfältige
Halbleiterherstellungsverfahren kommen in Betracht, beispielsweise
chemisches Ätzen,
mechanisches Ätzen,
Ionenstrahlfräsen,
und dergleichen. Das Ergebnis des Ätzverfahrens sollte eine Reihe
durch das Halbleitermaterial gebildeter offener Zellen sein. Die
offenen Zellen sollten vertikal mit den Lichtdetektionsflächen des
Photodiodenarrays fluchten. Die offenen Zellen werden anschließend in
Schritt 138 mit einem optischen Epoxidharz gefüllt, um
in Schritt 140 das Photodiodenarray an dem Szintillatorarray
zu befestigen. Die sich ergebende Anordnung wird anschließend einer
Nachverarbeitung nach Standardverfahren unterworfen, woraufhin das
Verfahren in Schritt 142 beendet ist.
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Das in 10 veranschaulichte
Verfahren verwendet ein Zwischenelement, das nicht mit dem Szintillatorarray
oder dem Photodiodenarray integriert ist. Ein Herstellungsverfahren 144 beginnt
in Schritt 146 mit der Bildung eines Szintillatorarrays und
eines Photodiodenarrays gemäß bekannter
Fertigungstechniken. In Schritt 148 wird anschließend aus
einer Platte aus dünnem
Metall oder einem anderen Material ein Raster geätzt. Das Raster definiert eine
Anzahl von Zellen deren Abmessungen äquivalent zu denjenigen der
Szintillatoren und Photodioden sind. Ferner weist das Raster vorzugsweise
eine Höhe
auf, die gleich der gewünschten
Höhe der
bisher beschriebenen Lichtübertragungshohlräume ist. Dementsprechend werden
die in dem Raster ausgebildeten offenen Zellen in Schritt 150 entweder
mit den Szintillatoren des Szintillatorarrays oder mit den Photodioden
des Photodiodenarrays fluchtend ausgerichtet. Das Raster wird anschließend in
Schritt 152 an den ausgewählten Array gebunden. Die von dem
Raster gebildeten offenen Zellen oder Hohlräume können anschließend in
Schritt 154 mit einem optischen Epoxidharz gefüllt werden.
Das optische Epoxidharz wird anschließend in Schritt 156 verwendet, um
das ausgewählte
Array an dem anderen Array zu befestigen. Alternativ können die
offenen Zellen leer bleiben und das Raster an das andere Array gebunden
werden. Das Verfahren endet danach in Schritt 158.
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Jedes der oben beschriebenen Herstellungsverfahren
bringt einen CT-Detektor mit einem nicht berührenden optischen Koppler hervor,
und vermeidet dadurch die Nachteile, die mit einer berührenden optisch
koppelnden Schicht verbunden sind. Jedes der Verfahren erzeugt einen
CT-Detektor, in dem ein Lichtübertragungshohlraum
gebildet wird, der dazu dient, von einem Szintillator ausgehende
Lichtemissionen in Richtung einer Photodiode zu bündeln. Der Hohlraum
kann mit einem optischen Koppelepoxidharz gefüllt sein oder leer bleiben,
und der Szintillator kann an das Photodiodenarray gebunden werden. Bevorzugt
ist, dass die Hohlräume
mit Epoxidharz gefüllt
werden, da dies eine bessere optische Übertragung und die Ausbildung
einer festeren Bindung zwischen dem Szintillator und der Photodiode
bewirkt.
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Nun Bezug nehmend auf 11, umfasst ein Paket/Gepäck-Inspizierungssystem 160 einen drehbaren
Gantryrahmen 162 mit einer Öffnung 164 darin,
durch die Pakete oder Gepäckstücke befördert werden.
Der drehbare Gantryrahmen 162 beherbergt eine Quelle 166 hochfrequenter
elektromagnetischer Energie sowie eine Detektoranordnung 168.
Ferner ist ein Förderbandsystem 170 vorgesehen,
das ein Förderband 172 umfasst,
das durch eine Konstruktion 174 gestützt wird, um automatisch und
fortlaufend zu untersuchende Pakete oder Gepäckstücke 176 durch die Öffnung 164 zu
bewegen. Objekte 176 werden durch die Öffnung 164 mittels
des Förderbands 172 zugeführt, anschließend werden
Bildgebungsdaten gewonnen, und das Förderband 172 entfernt
die Pakete 176 aus der Öffnung 164 in
einer gesteuerten und fortlaufenden Weise. Auf diese Weise ist es
Paketkontrolleuren, Gepäckabfertigungspersonal
und sonstigem Sicherheitspersonal möglich, den Inhalt der Pakete 176 nach
Explosivstoffen, Messern, Waffen, Schmuggelware, usw. nicht invasiv
zu durchsuchen.
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Dementsprechend enthält ein CT-Detektor gemäß einem
Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung eine Vielzahl von Szintillatoren, die
in einem Array angeordnet sind, um Röntgenstrahlen zu empfangen
und in Antwort auf die empfangenen Röntgenstrahlen Licht auszustrahlen.
Mehrere Lichtdetektionselemente sind in einem Array angeordnet, das
hinsichtlich der Abmessungen dem Szintillatorarray ähnelt, und
sind konfiguriert, um von den Szintillatoren ausgestrahltes Licht
zu detektieren. Ein nicht berührender
optischer Koppler dient dann dazu, die Vielzahl von Szintillatoren
an den vielen Lichtdetektionselementen zu befestigen.
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Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der
vorliegenden Erfindung umfasst ein CT-System einen drehbaren Gantryrahmen
mit einer darin angeordneten zentrischen Öffnung und einer Liege, die sich
innerhalb der Öffnung
vor- und zurückbewegen lässt und
konstruiert ist, um ein Objekt für
eine CT-Datenerfassung
zu positionieren. Eine Quelle zur Projektion hochfrequenter elektromagnetischer
Energie wird innerhalb des drehbaren Gantryrahmens positioniert
und ist konstruiert, um elektromagnetische Energie hoher Frequenz
in Richtung des Objekts zu projizieren. Das CT-System enthält ferner
ein innerhalb des drehbaren Gantryrahmens angeordnetes Detektorarray,
das konfiguriert ist, um die durch die Projektionsquelle projizierte
und auf das Objekt auftreffende elektromagnetische Energie hoher
Frequenz zu erfassen. Das Detektorarray enthält eine Vielzahl von Szintillatoren,
die in einem Szintillatorarray angeordnet sind, sowie eine Vielzahl
von Photodioden, die in einem Photodiodenarray angeordnet sind.
Zwischen dem Szintillatorarray und dem Photodiodenarray ist ein
Lichtkollimator angeordnet, der eine Vielzahl von Lichtübertragungshohlräumen aufweist.
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Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der
vorliegenden Erfindung umfasst ein Verfahren zur Herstellung eines
CT-Detektors die
Schritte: Ausbilden eines Szintillatorarrays mit einer Vielzahl
von Szintillatoren und Ausbilden eines Photodiodenarrays mit einer
Vielzahl von Photodioden. Ein offene Zellen aufweisender Kollimator
wird anschließend zwischen
den Arrays angeordnet. Die sich ergebende Anordnung wird anschließend in
sich befestigt.
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Die vorliegende Erfindung betrifft
einen CT-Detektor (20) für ein CT-Bildgebungssystem
(10), bei dem zwischen einem Photodiodenarray (52)
und einem Szintillatorarray (56) ein segmentierter optischer
Koppler integriert ist. Der segmentierte optische Koppler dient
ferner als ein Lichtkollimator, der die Effizienz des Lichtsammelns
des Photodiodenarrays (52) verbessert. Der segmentierte
optische Koppler ist durch eine Serie von Reflektorelementen (88)
definiert, die gemeinsam eine Vielzahl von offenen Zellen (90)
bilden. Die offenen Zellen (90) bilden Lichtübertragungshohlräume und
erleichtern die Bündelung
von Licht von einem Szintillator (57) in Richtung einer
Photodiode (60). Die Hohlräume (90) können mit
einem optischen Epoxidharz gefüllt
sein, um das Photodiodenarray (52) abzudichten.
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Die vorliegende Erfindung wurde anhand des
bevorzugten Ausführungsbeispiels
beschrieben, und es ist klar, dass äquivalente, alternative und
modifizierte Ausführungsbeispiele
neben den ausdrücklich
genannten möglich
sind und im Schutzumfang der beigefügten Ansprüche liegen.