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Hintergrund
der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein Röntgenstrahldetektoren und im
Besonderen einen Kadmium-Zink-Tellurit-(CZT-)Detektor,
der zur quantitativen Röntgenbildgebung
verwendet wird.
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Messungen
der Röntgenstrahlabsorption
eines Objektes mit zwei verschiedenen Röntgenstrahlenergien können eine
Information über
die Zusammensetzung des Objektes, zerlegt in zwei ausgewählte Basismaterialien,
ergeben. Auf medizinischem Gebiet sind die ausgewählten Basismaterialien
häufig
Knochen und weiches Gewebe. Die Fähigkeit Knochen von umgebendem
weichen Gewebe zu unterscheiden, ermöglicht es, dass Röntgenbilder eine
quantitative Information über
die Knochendichte in vivo zur Diagnose von Osteoporose und anderen Knochenkrankheiten
liefern.
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Die
Wahl verschiedener ausgewählter
Basismaterialien erlaubt es, dass Dual-Energie-Röntgenmessungen auch für andere
Zwecke eingesetzt werden. Zum Beispiel können Dual-Energie-Röntgenmessungen zur Analyse
der Körperzusammensetzung
verwendet werden, indem zwischen fettem und magerem Gewebe unterschieden
wird oder zum Gepäckscannen,
indem eine Unterscheidung zwischen Sprengstoffen und Nicht-Sprengstoffen
getroffen wird.
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Zum
Messen von Röntgenstrahlen,
die durch ein zu ver messendes Objekt in Dual-Energie-Röntgensystemen
durchgehen, können
Kadmium-Zink-Tellurit-(CZT-)Detektoren verwendet werden. Solche
CZT-Detektoren geben für
jedes auftreffende Photon eine elektrische Ladung proportional zu
der jeweiligen Photonenenergie ab und gestatten damit, sortiert
durch die Pulshöhe,
eine getrennte Messung von Röntgenstrahlen
hoher und niedriger Energie.
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Ein
CZT-Detektor verwendet in der Regel eine Anzahlseparater CZT-Kristalle,
von denen jedes eine vorderseitige und eine rückseitige Elektrode trägt, zum
Detektieren von Röntgenstrahlen
in einem durch das jeweilige Flächengebiet
des Kristalls definierten Pixel. Die Konstruktion eines CZT-Detektors erfordert
den Zusammenbau vieler getrennter CZT-Kristalle, was schwierig sein kann.
Hochauflösende
Detektoren mit kleinerer Pixelgröße erfordern kleinere
Kristalle, wodurch das Zusammenbauproblem noch verschärft wird.
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Zusamanenfassung
der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung schafft einen hochauflösenden CZT-Detektor, der aus
einem monolithischen Kristall aus CZT aufgebaut ist, der mehrere
auf einer Seite angeordnete Elektroden aufweist, um so mehrere Pixel
zu definieren. Die monolithische Konstruktion beseitigt die von
der Verwendung vieler getrennter kleiner Kristalle herrührenden Zusammenbauprobleme.
Es ist jedoch bekannt, dass zwischen Pixeln liegende Bereiche beim
Zählen
von zwischen benachbarten Pixeln („Gutter"-Bereiche) absorbierten Röntgenstrahlen
deshalb ineffizient sind, weil sie die jeweils abgelagerte Ladung
zwischen sich aufteilen. Außerdem
ist es bei Schlitzscanoperationen wirkungsvoller, eine signifikante
Fläche durch
Verwendung eines verlängerten
Lineararrays von Monolithen abzudecken. Dies bedeutet notwendigerweise,
dass mehrere Kristalle stumpf aneinanderstoßend aneinander gereiht werden
müssen,
was zu toten Zonen zwischen den Kristallen führt. Aus diesen Gründen weist
die vorliegende Erfindung mehrere Reihen gestaffelter Pixel auf
jedem Kristall auf. Scannen, unter Verwendung gestaffelter Pixelreihen,
ermöglicht
es jeweils nachfolgenden Reihen von Detektorelementen unwirksame
Bereiche der jeweils vorhergehenden Reihen abzudecken. Um mehrere
monolithische Elemente kachelartig anordnen zu können, ohne die Pixelteilung
längs der
Reihen zu unterbrechen oder einen von Spalten zwischen Monolithen
herrührenden
Effizienzverlust in Kauf nehmen zu müssen, werden die Monolithen
jeweils in Parallelogrammform hergestellt.
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Diese
speziellen Merkmale, Aufgaben und Vorteile können jedoch lediglich für einige
der unter die Patentansprüche
fallenden Ausführungsformen gelten
und begrenzen deshalb nicht den Schutzbereich der Erfindung.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnung
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1 ist
eine Querschnittsdarstellung eines monolithischen CZT-Detektors
gemäß der Erfindung, unter
Veranschaulichung der Ladungsträgermigration
von den Zwischenraumgebieten (Gutter-regions) in benachbarte Pixelgebiete. 1 veranschaulicht außerdem die
Detektionsschaltung, die zur Initialisierung der Vorspannung an
dem monolithischen Detektor und zur Interpolation zwischen den definierten Pixeln
verwendet wird;
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2 ist
eine Draufsicht auf die hintere Oberfläche eines monolithischen CZT-Detektors,
unter Veranschaulichung der Anordnung der Steuerelektroden in einem
Gittermuster und unter Veranschaulichung der räumlichen Lage der Anoden in
einer gestaffelten Parallelogrammkonfiguration zum verbesserten
Sampeln in einem Röntgenscangerät; und
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3 ist
eine Darstellung ähnlich 2,
unter Veranschaulichung einer alternativen gestaffelten Anordnung
von Elektroden unter Verwendung rechteckiger Detektorelemente.
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Detaillierte
Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform
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Bezugnehmend
auf 1 kann ein Dual-Energie-Festkörperröntgendetektorsystem 10 einen monolithischen
CZT-Kristall 12 mit einer vorderen Oberfläche 14,
die normalerweise eine Röntgenstrahlquelle
von Photonen 16 und 18 gegenüberliegt und einer hinteren
Oberfläche 20 auf
der der Vorderseite gegenüberliegenden
Seite des CZT-Kristalls aufweisen. Alternativ können auch andere Detektormaterialien
wie CDTE und HgI2 verwendet werden.
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Auf
die vordere Oberfläche 14 des
CZT-Kristalls 12 ist eine Kathode 22 aufgebracht,
während
auf die hintere Oberfläche 20 des
CZT-Kristalls 12 eine Anode 24 aufgebracht ist,
um ein elektrisches Vorspannungsfeld zwischen den beiden Elektroden
zu erzeugen. Die Kathode 22 deckt in der Regel die gesamte
vordere Oberfläche 14 ab,
während
die Anode lediglich eine schmale Fläche überdeckt, die auf der hinteren
Oberfläche 20 zentrisch
angeordnet ist. Sowohl die Kathode 22 als auch die Anode 24 können unmittelbar
auf den CZT-Kristall 12, bspw. durch Sputtern (Aufspritzen),
aufge bracht und vorzugsweise aus einem leitenden Metall wie Platin
hergestellt sein. Die vordere Oberfläche 14 des CZT-Kristalls 12 kann
auch durch ein lichtundurchlässiges
für Röntgenstrahlen
durchlässiges
Material wie aluminisiertes Mylar geschützt sein.
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Die
Anoden 24 sind jeweils durch ein „Gutter"-Gebiet (rinnenförmiger Zwischenraum) 25 voneinander
getrennt. Bei einer Ausführungsform
der Erfindung sind die Anoden 24 flächenmäßig etwa 1,5 × 2,5 mm
groß während die
Gutter-Bereiche 25 etwa 150 bis 200 μ breit sind. Die Gutter-Bereiche 25 dienen
zur elektrischen Isolierung der Anoden 24 und erlauben
eine unabhängige
Messung von Ladungsbursts, die zwischen der Kathode 22 auf
der vorderen Oberfläche 14 und
den Anoden 24 auf der hinteren Oberfläche 20 bei jedem Pixelgebiet 15 längs einer Achse 23 freigesetzt
werden. Schwache elektrische Felder in diesem Pixelzwischengebiet
(Gutter) sind für
eine ineffiziente Ladungserfassung verantwortlich. Wenngleich die
bevorzugte Ausführungsform (nicht
dargestellte) Steuerelektroden verwenden kann, so besteht doch immer
ein Gebiet (typischerweise 0,1 bis 0,2 mm) in dem wegen der von
der Röntgenstrahlabsorption
herrührenden
finiten Breite der Ladungsablagerung die Ladung zwischen zwei Pixeln
aufgeteilt wird.
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Um
eine effiziente Sammlung der in dem Kristall 12 abgelagerten
Ladung zu fördern,
wird von der Vorspannungsquelle 31 eine Vorspannung an
die Kathode 22 und die dieser gegenüberliegenden Anoden 24 jedes
Pixelgebiets 15 angelegt, die eine elektrisches Feld 32 erzeugt.
Durch die Kathode 22 auf der vorderen Oberfläche 14 durchtretende
Röntgenphotonen 16 treten
in den monolithischen Kristall 12 ein, um (hier als Elektronen
dargestellte) Ladungsträger 34 freizusetzen, die
dann von Anoden 24 auf der hinteren Oberfläche 20 aufgesammelt
und über
für jedes
Pixelgebiet 15 getrennte Leitungen 36 einem an
einer Bezugsmasse liegenden Ladungsintegrator 38 zugeführt zu werden.
Die von jedem Photon 16 freigesetzte Ladungsmenge ist für die Energie
des Röntgenphoton 16 kennzeichnend.
Ausgangsgrößen von
den Ladungsintegratoren 38 werden von einem Weiterverarbeitungscomputer 40 aufgenommen,
der mit an sich bekannten Techniken ein quantitatives Bild der Röntgenphotonen 16 erzeugen
kann.
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Im
Gegensatz zu den in den Pixelgebieten 15 auftretenden Röntgenphotonen 16 erzeugen Röntgenphotonen 18,
die in dem Gutter-Gebiet 25 in das monolithische Kristall 12 eintreten
Ladungsträger 39,
die in ein Pixelgebiet 15 migrieren können um dort von einer Anode 24 auf
der hinteren Oberfläche 20 aufgesammelt
zu werden. Diese Ladungsträger 39 verschlechtern
die quantitative Genauigkeit und die räumliche Auflösung eines
monolithisch konstruierten Detektorsystems 10, wobei sie
eine beträchtliche
Rauschkomponente der von Röntgenphotonen 16 herrührenden
Ladung hinzufügen.
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Bezugnehmend
auf 2 kann das Röntgenstrahldetektorsystem 10 in
der Regel auch mehrere Detektorelemente auf einem einzigen CZT-Kristall 12 haben.
In diesem Falle werden mehrere Anoden 24 auf dem CZT-Kristall
angeordnet, von denen jede von Leitelektroden 30 umgeben
ist, wobei sie von einer einzigen Kathode 22 überdeckt
und durch diese miteinander gekoppelt sein können.
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Die
jede Anode 24 umgebenden Steuerelektroden 30 beschreiben
mit ihrem Umfang ein Pixelgebiet 15. Die Pixelgebiete 15 beschreiben
Flächen,
die unabhängig
voneinander Röntgenphotonen 16 detektieren
können,
um einen quantitati ven Detektionswert zu erzeugen, der in einem
resultierenden Bild als individuelles Pixel veranschaulicht ist.
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Bei
der in 2 dargestellten Ausführungsform sind die Pixelgebiete 15 im
Wesentlichen Parallelogramme, die in Reihen und schräg liegende
Spalten kachelartig angeordnet sind. Bei dieser Ausführungsform
weist jedes parallelogrammförmige
Pixelgebiet 15 eine erste Basis 52 auf, die im
Wesentlichen rechtwinklig zu einer Scanrichtung 54 verläuft, in
der das Röntgenstrahldetektorsystem 10 gescannt wird,
um Information über
einen Flächenbereich
des Patienten zu gewinnen. Seitenwände 56 des jeweiligen
Parallelogramms und der Pixelgebiete 15 sind derart winklig
angeordnet, dass die näherungsweise durch
den Mittelpunkt der jeweiligen Anode 24 bei einer ersten
Reihe von Pixelgebieten 15 definierten Mittelpunkte der
Pixelgebiete 15 jeweils einem Weg 60 folgen, der
jeweils zwischen Wegen 62 liegt, denen die Mittelpunkte
der Pixelgebiete 15 einer zweiten Reihe von Pixelgebieten 15 folgen.
Auf diese Weise können
zur Verbesserung des sich ergebenden Bildes größere Pixelgebiete 15 ein
Sampling mit höherer
räumlicher
Auflösung
ergeben. Außerdem werden
die in den Gutter-Bereichen einer Reihe verlorenen Daten in der
nächsten
gestaffelten Reihe wiedergewonnen.
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Bezugnehmend
nun auf 3 können bei einer alternativen
Ausführungsform
die Pixelgebiete 15 auch rechteckig sein, wobei die Pixelgebiete 15 einer ersten
Reihe bezüglich
der zweiten Reihe gestaffelt sind, so dass sich, wie vorher beschrieben,
ineinander liegende Wege 60,62 ergeben. Die rechteckigen Pixelgebiete 15 nach 2 haben
den Vorteil eines kompakteren Detektionsgebiets, das die wirksame Größe eines
Faltungskerns (einer Funktion der Projektionsbreite der Pixelgebiete 15 auf
eine zu der Scanrichtung 54 rechtwinklige Linie) begrenzt,
die das sich ergebende Bild unschärfer machen kann.
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Unter
Bezugnahme auf 3 hat ein zweckentsprechender
Formfaktor für
das Röntgenstrahldetektorsystem 10 zwei
Reihen, von denen jede jeweils acht Pixelgebiete 15 aufweist.
Mehrere Detektorsysteme 10 mit diesem oder mit ähnlichen
Formfaktoren können
kantenweise aneinander geschlossen werden, um willkürliche Verlängerungen
der Reihen herzustellen. Bei einem Röntgenstrahldetektorsystem 10,
das rechteckige Pixelgebiete 15 aufweist, können Pixelgebiete 15a, 15b einer
ersten bzw. einer zweiten Reihe einer rechten Kante des Röntgenstrahldetektorsystems 10 unter
einem Winkel bezüglich
der Scanrichtung 54 beschnitten sein, um so die Fläche der Pixelgebiete 15a, 15b in
gleichem Maße
zu verkleinern. In ähnlicher
Weise verkleinerte Pixelgebiete 15c, 15d einer
ersten bzw. einer zweiten Reihe einer linken Kante des nächsten Röntgenstrahldetektorsystem 10' können in
unmittelbarer Nähe
ihrer, Gegenstücke
bildenden Pixelgebiete 15b, 15a angeordnet sein.
Die Fläche
jedes Pixelgebiets 15a bis 15d ist um die halbe
Breite des gemeinsamen Spaltes zwischen den Röntgenstrahldetektorsystemen 10, 10' verringert,
wodurch die regelmäßigen Seitenabmessungen
der anderen Pixelgebiete 15 erhalten bleiben. Bei einer
anderen Ausführungsform
ist die Fläche
jedes Pixelgebiets 15a bis 15d auf geringfügig weniger
als die Hälfte
verkleinert, um den gemeinsamen Spalt zwischen dem Rötngenstrahldetektorsystemen 10, 10' zu berücksichtigen.
Dies ergibt zwei virtuelle Pixelgebiete, von denen das erste eine
Kombination der Signale von den Pixelgebieten 15a und 15d und
das zweite eine Kombination der Pixelgebiete 15b und 15c ist.
Die geringfügig
verkleinerte Detektionsfläche
der virtuellen Pixelgebiete dieser Detektoren kann mathematisch
dadurch korrigiert wer den, dass von dem die Signale empfangenden
Computer ein Gewichtungsfaktor angewandt wird.
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Die
vorliegende Erfindung ist nicht nur auf polygonale Elektrodengebiete,
sondern auch auf andere Gestaltungen anwendbar. Insbesondere soll
die vorliegende Erfindung nicht auf die hierin enthaltenen Ausführungsformen
und Darstellungen beschränkt sein,
sondern auch Abwandlungen dieser Ausführungsformen, einschließlich solcher
von Teilen der Ausführungsformen
und von Kombinationen verschiedener Ausführungsformen beinhalten, die
in dem Schutzbereich der anschließenden Patentansprüche liegen.
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- 10
- Detektorsystem
- 10'
- Detektorsystem
- 12
- Kristall
- 14
- vordere
Oberfläche
- 15
- Pixelgebiet
- 16
- Photon
- 20
- hintere
Oberfläche
- 22
- Kathode
- 23
- Achse
- 24
- Anode
- 25
- Gutterbereich
- 30
- Steuerelektroden
- 31
- Spannungsquelle
- 32
- elektrisches
Feld
- 34
- Ladungsträger
- 36
- Leitungen
- 38
- Ladungsintegrator
- 39
- Ladungsträger
- 40
- Weiterverarbeitungscomputer
- 52
- erste
Basis
- 54
- Scanrichtung
- 56
- Seitenwände
- 60
- Wege
- 62
- Wege