DE102005022496A1

DE102005022496A1 - CT-Detektor-Herstellungsverfahren

Info

Publication number: DE102005022496A1
Application number: DE102005022496A
Authority: DE
Inventors: David M. New Berlin Hoffmann
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2004-05-11
Filing date: 2005-05-11
Publication date: 2005-12-01
Also published as: US6953935B1; CN100486524C; US20050253079A1; CN1695558A; JP2006013451A; JP5138156B2; US7034313B2

Abstract

Ein CT-Detektor (20), der zur Energiediskriminierung und Direktumwandlung in der Lage ist, wird offenbart. Der Detektor (20) enthält mehrere Schichten (62, 64) aus Halbleitermaterial, wobei die Schichten verschiedene Dicken aufweisen. Der Detektor (20) ist so aufgebaut, dass er in der Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung (16) segmentiert ist, um die Zählrate zu optimieren sowie eine Sättigung zu vermeiden.

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG:
Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die diagnostische Bildgebung und spezieller auf ein Verfahren zur Konstruktion oder anderen Herstellung eines Direktumwandlungs- oder Direct Conversion-CT-Detektors, der zur Lieferung von Photonenzahl- und/oder Energiedaten in der Lage ist.
Typischerweise sendet in einem radiographischen Bildgebungssystem eine Röntgenquelle Röntgenstrahlen auf ein Subjekt oder Objekt, wie z.B. einen Patienten oder ein Gepäckstück aus. Im Anschluss hieran können die Ausdrücke "Subjekt" und "Objekt" austauschbar verwendet werden, um irgendetwas zu bezeichnen, was dazu geeignet ist, abgebildet zu werden. Nachdem der Strahl durch das Objekt abgeschwächt worden ist, trifft er auf ein Feld oder Array von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität der an dem Detektorarray empfangenen Strahlung des abgeschwächten Strahls ist typischerweise von der Abschwächung der Röntgenstrahlen abhängig. Jedes Detektorelement des Detekorarrays erzeugt ein separates elektrisches Signal, das für den durch das jeweilige Detektorelement empfangenen, abgeschwächten Strahl kennzeichnend ist. Die elektrischen Signale werden zur Analyse an ein Datenverarbeitungssystem übertragen, dass letztendlich ein Bild erzeugt.
In einigen Computertomographie (CT)-Bildgebungssystemen werden die Röntgenquelle und das Detektorarray innerhalb einer Abbildungsebene um einen Gantryrahmen und um das Objekt herum gedreht. Die Röntgenquellen enthalten typischerweise Röntgenröhren, die die Röntgenstrahlen an einem Brennfleck als einen Strahl aussenden. Die Röntgendetektoren enthalten typischerweise einen Kollimator zum Einblenden der an dem Detektor empfangenen Röntgenstrahlenbündel, einen dem Kollimator benachbarten Szintillator zum Umwandeln der Röntgenstrahlen in Lichtenergie und eine Fotodiode zum Empfangen der Lichtenergie von einem benachbarten Szintillator und zum Erzeugen von elektrischen Signalen aus derselben. Typischerweise wandelt jeder Szintillator eines Szintillatorarrays Röntgenstrahlen in Lichtenergie um. Jede Fotodiode erkennt die Lichtenergie und erzeugt ein entsprechendes elektrisches Signal. Die Ausgangssignale der Photodioden werden dann zur Bildwiederherstellung an das Datenverarbeitungssystem übertragen.

Konventionelle CT-Bildgebungssysteme verwenden Detektoren, die die radiographische Energie in Stromsignale umwandeln, die über einen Zeitraum integriert, danach gemessen und schließlich digitalisiert werden. Ein Nachteil solcher Detektoren ist ihre Unfähigkeit, Daten oder Rückmeldungen, wie etwa zu der Anzahl und/oder Energie der erkannten Photonen, zu liefern. Das bedeutet, dass konventionelle CT-Detektoren eine Szintillatorkomponente und eine Fotodiodenkomponente aufweisen, wobei die Szintillatorkomponente beim Empfang von radiographischer Energie aufleuchtet und die Fotodiode das Aufleuchten der Szintillatorkomponente erkennt und ein elektrisches Signal als Funktion der Intensität des Aufleuchtens liefert. Obwohl es allgemein erkannt wird, dass die CT-Bildgebung ohne die mit dem konventionellen CT-Detektoraufbau erreichten Fortschritte kein brauchbares diagnostisches Bildgebungswerkzeug wäre, besteht ein Nachteil dieser Detektoren in ihrer mangelnden Eignung, Energiediskriminierungsdaten zu liefern oder anderenfalls die Anzahl der tatsächlich von einem gegebenen Detektorelement oder Pixel empfangenen Photonen zu zählen und/oder deren Energie zu messen. Dementsprechend haben die jüngsten Detektorentwicklungen den Entwurf eines energiediskriminierenden Direktumwandlungsdetektors enthalten, der eine photonenzählende und/oder energiediskriminierende Rückmeldung liefern kann. In dieser Hinsicht kann der Detektor zum Betrieb in einem Röntgen-Zählmodus, einem Energiemessungsmodus für jedes Röntgenerereignis oder beiden veranlasst werden.

Diese energiediskriminierenden Direktumwandlungsdetektoren sind in der Lage, nicht nur Röntgenquanten zu zählen, sondern auch eine Messung des Energieniveaus des einzelnen erkannten Röntgenquants zu ermöglichen. Obwohl eine Anzahl von Materialien bei der Konstruktion eines energiediskriminierenden Direktumwandlungsdetektors verwendet werden kann, hat sich gezeigt, dass Halbleiter ein bevorzugtes Material sind. Ein Nachteil der Direktumwandlungs-Halbleiterdetektoren besteht jedoch darin, dass diese Arten von Detektoren bei den typischerweise mit konventionellen CT-Systemen verbundenen, sehr hohen Röntgenphotonenstromraten nicht zählen können. Die sehr hohen Röntgenphotonenstromraten führen schließlich zur Detektorsättigung. Das bedeutet, dass diese Detektoren typischerweise bei relativ niedrigen Röntgenflussniveaus in Sättigung geraten. Diese Sättigung kann an Detektororten auftreten, wo zwischen dem Detektor und der radiographischen Energiequelle oder Röntgenröhre nur eine geringe Objektdicke vorhanden ist. Es ist gezeigt worden, dass diese gesättigten Bereiche zu Pfaden mit geringer Objektdicke nahe bei oder außerhalb der Breite des auf den Detektor-Fächerbogen projizierten Objektes gehören. In vielen Fällen ist das Objekt mehr oder weniger rund oder elliptisch in der Wirkung hinsichtlich der Abschwächung des Röntgenstrahlenflusses und der dementsprechend auf den Detektor einfallenden Intensität. In diesem Falle stellen die gesättigten Bereiche zwei nicht zusammenhängende Bereiche an den äußersten Enden des Fächerbogens dar. In anderen, weniger typischen, aber nicht seltenen Fällen, tritt eine Sättigung an anderen Stellen und in mehr als zwei nicht zusammenhängenden Bereichen des Detektors auf. In dem Fall eines elliptischen Objektes wird die Sättigung an den Rändern des Fächerbogens durch die Einbeziehung eines Bowtie-Filters zwischen dem Objekt und der Röntgenquelle verringert. Typischerweise ist das Filter zur Anpassung an die Form des Objektes in einer solchen Weise aufgebaut, dass die Gesamtabschwächung durch Filter und Objekt über den Fächerbogen ausgeglichen wird. Der auf den Detektor einfallende Fluss ist danach über den Fächerbogen hinweg relativ gleichförmig und führt nicht zu einer Sättigung. Was problematisch sein kann, ist jedoch, dass das Bowtie-Filter unter der Vorgabe, dass eine Objektpopulation wesentlich kleiner als gleichförmig und nicht exakt elliptisch in der Form ist, nicht optimal sein kann. In solchen Fällen ist es möglich, dass ein oder mehrere nicht zusammenhängende Sättigungsbereiche auftreten oder der Röntgenfluss umgekehrt überfiltert wird und Bereiche von sehr schwachem Fluss erzeugt werden. Ein schwacher Röntgenstrahlenfluss in der Projektion wird schließlich zum Rauschen in dem wiederher gestellten Bild des Objektes beitragen.

Eine Anzahl von Bildgebungverfahren sind entwickelt worden, um sich dem Sättigungsproblem eines Teils des Detektors zuzuwenden. Diese Vorgehensweisen enthalten die Aufrechterhaltung eines schwachen Röntgenstrahlenflusses über die Breite eines Detektorarrays hinweg, z.B. durch Verwendung eines geringen Röhrenstroms oder eines Stromes, der pro Projektion oder View moduliert wird. Diese Lösung führt jedoch zu einer erhöhten Scandauer. Das bedeutet, dass es einen Nachteil oder eine Strafe in der Weise gibt, dass sich die Akquisitionszeit für das Bild im Verhältnis zu dem Nennfluss verlängert, der zum Erfassen einer bestimmten Anzahl von Röntgenstrahlen erforderlich ist, die den Bildqualitätsanforderungen genügt. Andere Lösungen enthalten die Implementierung eines Bereichsüberschreitungs- oder Over Range-Algorithmus, der zum Erzeugen von Ersatzdaten für die gesättigten Daten verwendet wird. Diese Algorithmen können die gesättigten Daten jedoch nur in einer nicht perfekten Weise ersetzten und tragen zur Komplexität des CT-Systems bei.

Es wäre daher wünschenswert, einen energiediskriminierenden Direktumwandlungs-CT-Detektor zu entwerfen, der bei den in konventionellen CT-Systemen typischerweise auftretenden Röntgenphotonenflüssen nicht in Sättigung gerät.

KURZE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung ist auf einen Mehrschicht-CT-Detektor gerichtet, der zum Funktionieren bei sehr hohen Zählraten hergestellt werden kann und die zuvor genannten Nachteile überwindet.

Ein zur Energiediskriminierung und Direktumwandlung fähiger CT-Detektor wird offenbart. Der Detektor enthält über den Detektor hinweg mehrere Schichten aus Halbleitermaterial von verschiedener Dicke. In dieser Hinsicht ist der Detektor so aufgebaut, dass er in der Durchdringungsrichtung der Röntgenstrahlen zum Optimieren der maximalen Zählrate ebenso wie zum Vermeiden einer Sättigung segmentiert ist.

Der CT-Detektor unterstützt nicht nur die Röntgenphotonenzählung, sondern auch Energiemessung und Tagging. Als Ergebnis unterstützt die vorliegende Erfindung die Erfassung von Informationen sowohl zu anatomischen Details als auch zur Gewebecharakterisierung. In dieser Hinsicht können die Energiediskriminierungsinformationen oder -daten verwendet werden, um die Effekte der Strahlaufhärtung und dergleichen zu verringern. Weiterhin unterstützen die Detektoren die Erfassung von Gewebediskriminierungs- oder Gewebeunterscheidungsdaten und liefern dadurch diagnostische Informationen, die für eine Krankheit oder andere Pathologien kennzeichnend sind. Z.B. ist die Erkennung von Kalzium in einem Plaque in einer Projektion möglich. Dieser Detektor kann auch benutzt werden, um Materialien zu erkennen, zu messen und zu charakterisieren, die in ein Objekt injiziert werden können, wie z.B. Kontrastmittel oder andere spezielle Materialien wie, z.B. Targeting Agents. Die Kontrastmaterialien können z.B. Jod enthalten, das zur besseren Visualisierung in den Blutstrom injiziert wird. Ein Verfahren zur Herstellung eines solchen Detektors wird ebenfalls offenbart.

Demgemäß wird in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ein Verfahren zur Her stellung eines Direktumwandlungsdetektors für radiographische Bildgebung geschaffen. Das Verfahren enthält die Schritte des Erzeugens mehrerer Schichten von Halbleitermaterial, die zum Direktumwandeln von Röntgenstrahlen in elektrische Signale eingerichtet sind, und das Befestigen einer elektrisch leitfähigen Filmschicht an wenigstens einer Röntgenstrahlendurchdringungsoberfläche jeder Schicht des Halbleitermaterials. Das Verfahren enthält weiterhin das Anordnen der mehreren Schichten von Halbleitermaterial in einem Stapel, so dass jede Schicht mit wenigstens zwei elektrisch leitfähigen Filmschichten in Kontakt steht.

Gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird ein Direktumwandlungsdetektor für die radiographische Bildgebung, der mehrere Schichten von Halbleitermaterial und in den Zwischenräumen elektrisch leitfähige Schichten enthält, durch Auftragen einer metallischen Schicht auf wenigstens eine Röntgenstrahlendurchdringungsfläche von jeder aus der Vielzahl von Halbleiterschichten gebildet. Der Detektor wird weiterhin durch Stapeln der Vielzahl von Halbleiterschichten in einer Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung gebildet, so dass jede Halbleiterschicht in der Art eines Sandwiches zwischen einem Paar von metallisierten Schichten eingeschoben ist.

Gemäß noch einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird ein CT-Detektor-Herstellungsverfahren geschaffen, und dieses enthält einen Metallisierungsabschnitt oder -schritt, bei dem eine metallische Schicht auf jedem aus einer Vielzahl von CZT-Substraten befestigt wird. Jedes CZT-Substrat ist dazu ausgelegt, Röntgenstrahlen direkt in elektrische Signale umzuwandeln. Das Herstellungsverfahren enthält weiterhin einen Anordnungsschritt, bei dem die Vielzahl von CZT-Substraten zur Bildung eines CZT-Detektorstapels angeordnet wird, wobei jedes CZT-Substrat zwischen einem Paar von Metallschichten eingeschoben ist. Ein Zusammensetzungsschritt ist auch vorgesehen, bei dem die mehreren CZT-Substrate miteinander verbunden werden, um eine einzige Verbundstruktur zu bilden.

Vielfältige weitere Merkmale, Ziele und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus der folgenden detaillierten Beschreibung und den Zeichnungen deutlich.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die Zeichnungen stellen eine bevorzugte Ausführungsform dar, die gegenwärtig für die Ausführung der Erfindung in Erwägung gezogen wird.
In den Zeichnungen zeigen:
1 eine bildliche Ansicht eines CT-Bildgebungssystems,
2 ein schematisches Blockdiagramm des in 1 dargestellten Systems,
3 eine perspektivische Ansicht eines Ausführungsbeispiels einer CT-System-Detektoranordnung,
4 eine perspektivische Ansicht eines CT-Detektors,
5 eine Darstellung von verschiedenen Ausführungen des Detektors aus 4 in einem Vierschichtmodus,
6 eine teilweise perspektivische Ansicht eines Zweischichtdetektors gemäß der vorliegenden Erfindung,
7 eine Querschnittsansicht aus 6, die entlang der Linie 7-7 in 6 aufgenommen ist,
die 8–10 Querschnittsansichten von Direktumwandlungsdetektoren gemäß verschiedenen zusätzlichen Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung,
11 eine schematische Querschnittsansicht des in 10 gezeigten Detektors, die Signaldurchkontaktierungen darstellt, die in einer weiteren Ausführungsform der Erfindung erzeugt werden, und
12 eine bildliche Ansicht eines CT-Systems zur Verwendung in einem nicht invasiven Gepäckkontrollsystem.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
Die Betriebsumgebung der vorliegenden Erfindung wird im Hinblick auf ein Vierschicht-Computertomographie (CT)-System beschrieben. Von Fachleuten wird jedoch erkannt, dass die vorliegende Erfindung gleichermaßen zur Benutzung in Einschicht- oder anderen Mehrschicht-Anordnungen anwendbar ist. Darüber hinaus wird die vorliegende Erfindung im Hinblick auf die Erkennung und Umwandlung von Röntgenstrahlen beschrieben. Ein Fachmann wird jedoch weiterhin erkennen, dass die vorliegende Erfindung gleichermaßen zur Erkennung und Umwandlung anderer radiographischer Energie anwendbar ist.
Mit Bezug auf die 1 und 2: Ein Computertomogra phie (CT)-Bildgebungssystem 10 ist gezeigt, das einen Gantryrahmen 12 enthält und für einen CT-Scanner der „dritten Generation" typisch ist. Der Gantryrahmen 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf, die ein Röntgenstrahlenbündel 16 auf eine Detektoranordnung 18 auf der gegenüberliegenden Seite des Gantryrahmens 12 projiziert. Die Detektoranordnung 18 ist aus einer Vielzahl von Detektoren 20 gebildet, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen wahrnehmen, die einen Patienten 22 durchdringen. Jeder Detektor 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das nicht nur die Intensität eines einfallenden Röntgenstrahlenbündels wiedergibt, sondern auch zur Lieferung von Photonen- oder Röntgenquantenzähldaten geeignet ist und folglich das abgeschwächte Strahlenbündel wiedergibt, wie es den Patienten 22 durchdringt. Während einer Aufnahme zum Akquirieren von Röntgenprojektionsdaten rotieren der Gantryrahmen 12 und die an ihm angebrachten Komponenten um eine Drehachse 24.
Die Drehung des Gantryrahmens 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 werden durch eine Steuerungsvorrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuerungsvorrichtung 26 enthält eine Röntgensteuerung 28, die Energie und Taktsignale an die Röntgenquelle 14 und eine Gantrymotorsteuerung 30 liefert, die die Rotationsgeschwindigkeit und die Position des Gantryrahmens 12 steuert. Ein Datenakquisitionssystem (DAS) 32 in der Steuerungsvorrichtung 26 überblickt die Daten von den Detektoren 20 und wandelt die Daten zur anschließenden Verarbeitung in digitale Signale um. Eine Bildwiederherstellungseinrichtung 34 empfängt die abgetasteten und digitalisieren Röntgendaten von dem DAS 32 und führt eine Hochgeschwindigkeitswiederherstellung durch. Das wiederhergestellte Bild wird als Eingabe an einen Computer 36 angelegt, der das Bild in einer Massenspeichervorrich tung 38 speichert.
Der Computer 36 empfängt auch Befehle und Scanparameter von einem Bediener über eine Konsole 40, die eine Tastatur aufweist. Eine zugehörige Katodenstrahlröhrenanzeige 42 ermöglicht es dem Bediener, das wiederhergestellte Bild und andere Daten von dem Computer 36 zu betrachten. Die von dem Bediener gelieferten Befehle und Parameter werden von dem Computer 36 genutzt, um Steuersignale und Informationen an das DAS 32, die Röntgensteuerung 28 und die Gantrymotorsteuerung 30 zu liefern. Zusätzlich betreibt der Computer 36 eine Tischmotorsteuerung 44, die einen motorisierten Tisch 46 steuert, um den Patienten 22 und den Gantryrahmen 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt der Tisch Teilbereiche des Patienten 22 durch eine Gantryöffnung 48.
Wie in den 3 und 4 gezeigt ist, enthält die Detektoranordnung 18 eine Vielzahl von Detektoren 20, wobei jeder Detektor eine Anzahl von Detektorelementen 50 enthält, die in einem Zellenarray angeordnet sind. Ein Kollimator (nicht gezeigt) ist so angeordnet, dass er die Röntgenstrahlen 16 einblendet, bevor solche Strahlenbündel auf die Detektoranordnung 18 auftreffen. In einer in 3 gezeigten Anordnung enthält die Detektoranordnung 18 57 Detektoren 20, wobei jeder Detektor 20 eine Arraygröße von 16 × 16 aufweist. Im Ergebnis weist die Anordnung 18 16 Zeilen und 912 Spalten (16 × 57 Detektoren) auf, wodurch es möglich wird, mit jeder Umdrehung des Gantryrahmens 12 16 simultane Datenschichten zu sammeln.
Die Schalterarrays 54 und 56 in 4 sind mehrdimensionale Halbleiterarrays, die zwischen dem Zellenarray 52 und dem DAS 32 gekoppelt sind. Die Schalterarrays 54 und 56 enthalten eine Vielzahl von Feldeffekttransistoren (FET) (nicht gezeigt), die als ein mehrdimensionales Array angeordnet und dazu eingerichtet sind, die Ausgänge von mehreren Zellen zu kombinieren, um die Anzahl der Datenakquisitionskanäle und die damit verbundenen Kosten zu minimieren. Das FET-Array enthält eine Anzahl von elektrischen Leitungen, die mit jedem der entsprechenden Detektorelemente 50 und einer Anzahl von elektrisch mit dem DAS 32 verbundenen Ausgangsleitungen über eine flexible elektrische Schnittstelle 58 verbunden sind. Insbesondere ist etwa die Hälfte der Detektorelementausgänge elektrisch mit dem Schalter 54 verbunden, während die andere Hälfte der Detektorelementausgänge elektrisch mit dem Schalter 56 verbunden ist. Jeder Detektor 20 ist durch Halteklammern 62a in
3 an einem Detektorrahmen 60 befestigt.
Es wird bei einigen Anwendungen bedacht und erkannt, dass die Zählratenbeschränkung der FET-Arrays diese weniger wünschenswert erscheinen lassen kann. In dieser Hinsicht wird, wie noch beschrieben wird, jedes Detektorpixel oder jede Detektorzelle mit einem Elektronikkanal verbunden.
Die Schalterarrays 80 und 82 enthalten weiterhin einen Decoder (nicht gezeigt), der die Detektorelementausgänge gemäß einer gewünschten Anzahl von Schichten und Schichtauflösungen für jede Schicht aktiviert, deaktiviert oder kombiniert. Der Decoder ist in einem Ausführungsbeispiel ein Decoderchip oder eine FET-Steuerung, wie sie in der Fachwelt bekannt sind. Der Decoder enthält eine Vielzahl von Ausgangs- und Steuerleitungen, die mit den Schalterarrays 54 und 56 und dem DAS 32 gekoppelt sind. In einer als ein 16-Schicht-Modus bezeichneten Ausführungsform akti viert der Decoder die Schalterarrays 54 und 56, so dass alle Zeilen der Detektoranordnung 18 aktiviert sind, was zu 16 simultanen Schichten von Daten zur Verarbeitung durch das DAS 32 führt. Natürlich sind zahlreiche weitere Schichtkombinationen möglich. Z.B. kann der Detektor auch aus anderen Schichtmodi, einschließlich Ein-, Zwei- und Vierschichtmodus auswählen.
Wie in 5 gezeigt ist, können die Schalterarrays 54 und 56 durch Übertragen der geeigneten Decoderanweisungen in dem Vierschichtmodus eingerichtet werden, so dass die Daten von den vier Schichten einer oder mehrerer Zeilen der Detektoranordnung 18 gesammelt werden. In Abhängigkeit von der speziellen Konfiguration der Schalterarrays 54 und 56 können verschiedene Kombinationen von Detektoren 20 aktiviert, deaktiviert oder kombiniert werden, so dass die Schichtdicke aus ein, zwei, drei oder vier Zeilen von Detektorelementen 50 bestehen kann. Zusätzliche Beispiele enthalten einen Einschichtmodus einschließlich einer Schicht mit einer in dem Bereich von 1,25 mm bis 20 mm dicken Schicht und einen Zweischichtmodus einschließlich zweier Schichten mit in dem Bereich von 1,25 mm bis 10 mm dicken Schichten. Zusätzliche Modi über die beschriebenen hinaus werden auch in Erwägung gezogen.
Wie oben beschrieben ist jeder Detektor 20 dazu ausgelegt, radiographische Energie direkt in elektrische Signale umzuwandeln, die Energiediskriminierungsdaten enthalten. Die vorliegende Erfindung zieht für diese Detektoren eine Anzahl von Ausführungsformen in Erwägung. Trotz der Unterschiede zwischen den einzelnen dieser Ausführungsformen weisen alle Detektoren zwei gemeinsame Merkmale auf. Eines dieser Merkmale ist die Mehrschichtanordnung von Halblei terfilmen oder -schichten. In einer bevorzugten Ausführungsform wird jeder Halbleiterfilm aus Kadmium-Zink-Tellurid (CZT) hergestellt. Ein Fachmann wird jedoch leicht erkennen, dass auch andere Materialien benutzt werden können, die zur direkten Umwandlung von radiographischer Energie in der Lage sind. Das andere gemeinsame Merkmal der verschiedenen Ausführungsformen ist die Verwendung von in Zwischenräumen angeordneten oder eingeschobenen metallischen Filmen oder Schichten, die die Halbleiterschichten trennen. Wie noch beschrieben wird, werden diese metallisierten Schichten verwendet, um eine Spannung über einer Halbleiterschicht anzulegen sowie elektrische Signale von einer Halbleiterschicht zu erfassen oder zu sammeln.
Es ist allgemein gut bekannt, dass die maximale Photonenzählrate eines Halbleiters eine Funktion des Quadrates der Dicke des Detektors ist und der Vorgang der radiographischen Energieabsorption oder -aufnahme exponentiell verläuft. Die maximale Zählrate für einen CZT-Detektor kann gegeben sein durch:
Nach dieser Gleichung kann unter der Annahme einer Dicke von L = 0,3 cm und eines elektrischen Feldes V von 1000 V/cm und mit einem μ_e von etwa 1000 eine maximale Zählrate von 1,0 Millionen Impulsen pro Sekunde (1,0 Megacounts per second) erreicht werden. Mit anderen Worten kann die Zählrate einer CZT-Halbleiterschicht, die 3 mm dick ist, eine maximale Zählrate in dem Bereich von 1,0 Megacounts pro Sekunde aufweisen. Wie jedoch noch beschrieben wird kann die Konstruktion eines Direktumwandlungs-Halblei terdetektors mit mehreren Schichten im Gegensatz zu einer einzigen, dickeren Schicht die maximale Zählrate verbessern.
Mit Bezug auf 6: Ein Abschnitt eines Zweischicht-CZT-Detektors oder Zweischicht-Direktumwandlungsdetektors 20a gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist in Perspektive gezeigt. Der Detektor 20a ist durch eine erste Halbleiterschicht 62 und eine zweite Halbleiterschicht 64 gegeben. Während des Herstellungsverfahrens wird jede Halbleiterschicht 62, 64 so konstruiert, dass sie eine Anzahl von elektronisch als Pixel angeordneten Strukturen oder Pixel zum Definieren einer Anzahl von Erkennungselementen 65 aufweisen. Diese elektronische Pixelanordnung wird durch Auftragen eines 2D-Arrays 67, 69 von elektrischen Kontakten 65 auf eine Schicht 62, 64 des Direktumwandlungsmaterial erreicht. Darüber hinaus wird diese Pixelanordnung in einer bevorzugten Ausführungsform zweidimensional über die Breite und Länge jeder Halbleiterschicht 62, 64 hinweg festgelegt.
Der Detektor 20a enthält eine benachbarte Hochspannungselektrode 66, 68 für die jeweiligen Halbleiterschichten 62, 64. Jede Hochspannungselektrode 66, 68 ist mit einer Energieversorgung (nicht gezeigt) verbunden und ist dazu ausgelegt, eine zugehörige Halbleiterschicht während des Röntgenstrahlen- oder Gammastrahlenerkennungsvorgangs mit Energie zu versorgen. Ein Fachmann wird erkennen, dass jede Hochspannungsverbindungsschicht relativ dünn sein sollte, um das Ausmaß der Röntgenstrahlenabsorption jeder Schicht zu reduzieren, wobei sie in einer bevorzugten Ausführungsform wenige hundert Angström dick ist. Wie unten genauer beschrieben wird, können diese Hochspannungselek troden durch ein Metallisierungsverfahren an einer Halbleiterschicht befestigt werden.
Jetzt mit Bezug auf 7: Eine Querschnittsansicht von 6, die in dieser entlang der Linie 7-7 aufgenommen ist, stellt die relative Dicke der einzelnen Halbleiterschichten 62, 64 dar. Ähnlich den Hochspannungselektrodenschichten 66, 68 sollten die 2D-Arrays 67, 69 die radiographische Energie minimal absorbieren. Jedes Array oder jede Signalerfassungsschicht ist dazu ausgelegt, einen Mechanismus zum Ausgeben der von den Halbleiterschichten erzeugten elektrischen Signale an ein Datenakquisistionssystem oder andere Systemelektronik zu schaffen. Ein Fachmann wird erkennen, dass mehrere 100 Verbindungen (nicht gezeigt) verwendet werden, um jeden Kontakt 65 mit der CT-Systemelektronik zu verbinden.
Wie in 7 gezeigt sind zusätzlich die Dicken der Halbleiterschichten 62, 64 voneinander verschieden. Auf diese Weise werden mehr Röntgenstrahlen in der Halbleiterschicht 62 als in der Halbleiterschicht 64 absorbiert. Z.B. wird unter der Annahme, dass die Halbleiterschicht 62 eine Dicke von 1 mm und die Halbleiterschicht 64 eine Dicke von 2 mm aufweist, von der Halbleiterschicht 62 erwartet, dass sie etwa 78% der Röntgenstrahlen absorbiert, während von der zweiten Halbleiterschicht 64 erwartet wird, dass sie etwa 22% der Röntgenstrahlen absorbiert. Darüber hinaus wird erwartet, dass die erste Halbleiterschicht 62 eine maximale Zählrate erreicht, die näherungsweise neun Mal schneller ist als diejenige einer einzelnen, 3 mm dicken Halbleiterschicht. Die erste Halbleiterschicht 62 misst jedoch nur etwa 78% des gesamten Flusses, wodurch ein Anstieg der effektiven maximalen Zählrate auf das 11,5-fache im Vergleich zu einer einzelnen, 3 mm dicken Halbleiterschicht erreicht wird. Von der zweiten Halbleiterschicht 64 wird erwartet, dass sie eine Zählrate aufweist, die 2,25 mal schneller ist als diejenige eines einzelnen, 3 mm dicken Halbleiters, aber die zweite Halbleiterschicht 64 misst nur näherungsweise 22% des gesamten Flusses, wodurch ein Äquivalent oder eine effektive maximale Zählrate erzielt wird, die etwa dem 10,2-fachen derjenigen entspricht, deren Erreichen bei einer Einzelschicht aus 3 mm dickem Halbleitermaterial erwartet wird. Als Ergebnis der verbesserten Zählraten des oben beschriebenen, segmentierten Detektors im Vergleich zu einer Einzelschicht aus Halbleitermaterial kann der Detektor 20 so konstruiert werden, dass er eine 10-fache Steigerung der maximalen Zählrate ermöglicht.
Die obigen Größen stellen die Verbesserung hinsichtlich der maximalen Zählrate dar, die bei einem Zweischichtdetektor auftreten kann. Es wird jedoch in Erwägung gezogen, dass mehr als zwei Schichten verwendet werden können, um einen CT-Detektor mit verbesserter Zählrateneigenschaften zu konstruieren. Z.B. wird von einer einzelnen Schicht von 0,43 mm erwartet, dass sie etwa 54% der empfangenen Röntgenstrahlen absorbiert und so eine maximale Zählrate von etwa dem 40-fachen derjenigen eines 3 mm dicken Einzelschicht-Halbleiters aufweist. Eine Schicht von 0,43 mm absorbiert jedoch nur etwa 54% des gesamten Flusses, so dass sie ein Äquivalent oder eine effektive maximale Zählrate von etwa dem 92-fachen derjenigen einer einzelnen Halbleiterschicht liefert, die 3 mm dick ist. Zusätzliche Schichten können hinzugefügt werden, um eine Gesamtzählratensteigerung von 9200% zu ermöglichen.
Jetzt mit Bezug auf 8: Ein anderer, in Erwägung gezogener Entwurf für einen CZT- oder Direktumwandlungsdetektor ist gezeigt. In diesem Ausführungsbeispiel enthält ein Detektor 20b ein Paar von Halbleiterschichten 74, 76. Im Gegensatz zu der zuvor beschriebenen Ausführungsform enthält der Detektor 20b eine einzelne, gemeinsame Signalerfassungsschicht oder ein 2D-Kontaktarray 78. Dieses einzelne, noch gemeinsame Array 78 ist darauf ausgelegt, elektrische Signale von beiden Halbleiterschichten 74, 76 zu sammeln bzw. zu erfassen und diese elektrischen Signale an das DAS oder andere Systemelektronik auszugeben. Zusätzlich enthält der Detektor 20b ein Paar von Hochspannungselektroden 80, 82. Jede Hochspannungselektrode arbeitet tatsächliche als eine Kathode, während die Kontakte des 2D-Arrays 78 als eine Anode arbeiten. In dieser Hinsicht erzeugt die über die Hochspannungsverbindungen 80, 82 angelegte Spannung einen Stromkreis durch jede Halbleiterschicht zu den Signalerfassungskontaktarrays 78.
Noch eine weitere, in Erwägung gezogene Ausführungsform ist in 9 dargestellt. Wie in dieser Ausführungsform gezeigt ist, enthält ein Detektor 20c vier Halbleiterschichten 84, 86, 88 und 90. Der Detektor 20c enthält weiterhin zwei elektrisch leitfähige Leitungen oder Pfade 92, 94, die elektrisch mit den Hochspannungselektroden 87, 89, 91 sowie mit den Erfassungskontaktarrays 93, 95 verbunden sind. Der elektrische leitfähige Pfad 92 empfängt und überträgt elektrische Signale von den Kontaktarrays 93, 95. In dieser Hinsicht wird eine einzige Datenausgabe an die Elektronik des CT-Systems geschaffen. Ähnlich der einzigen Signalerfassungsleitung wird eine einzige Hochspannungsverbindung 94 verwendet, um die vier Halbleiterschichten 84 bis 90 über die Elektroden 87, 89, 91 mit Energie zu versorgen.
Der Detektor 20c erfordert nur eine einzige Hochspannungsverbindung.
Mit Bezug auf 10: Ein monolitsche Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist gezeigt. Ähnlich zu der Ausführungsform aus 7 enthält ein Detektor 20d vier Halbleiterschichten 96 bis 102. Jede Halbleiterschicht 96 bis 102 ist mit einem Paar von elektrisch leitfähigen Schichten verbunden. In dieser Hinsicht wird eine elektrisch leitfähige Schicht zum Anlegen einer Spannung verwendet, während die andere elektrisch leitfähige Schicht zum Erfassen der von den entsprechenden Halbleiterschichten erzeugten elektrischen Signale verwendet wird. Um die Anzahl der elektrisch leitfähigen Schichten zu minimieren, verwendet der Detektor 20d einen alternierenden Aufbau von elektrisch leitfähigen Schichten. Das bedeutet, dass jede zweite elektrisch leitfähige Schicht als Hochspannungsverbindung verwendet wird, während die anderen elektrisch leitfähigen Schichten zur Signalerfassung verwendet werden. In dieser Hinsicht werden die elektrisch leitfähigen Schichten 104, 106 und 108 zum Anlegen einer relativ hohen Spannung verwendet, während die Schichten 110 und 112 Kontakte zur Signalerfassung enthalten. So werden die Hochspannungsverbindungsschichten 104 und 108 verwendet, um jeweils eine Spannung an die Halbleiterschichten 96 und 102 anzulegen. Die Hochspannungsverbindungsschicht 106 wird verwendet, um eine Spannung an die Halbleiterschichten 98 und 100 anzulegen.
Wie oben beschrieben wird in einer bevorzugten Ausführungsform jede Halbleiterschicht aus CZT-Material gefertigt. Ein Fachmann wird erkennen, dass es eine Anzahl von Vorgehensweisen gibt, die verwendet werden können, um einen solchen Halbleiter herzustellen. Die Molekularstrahl epitaxie (MBE) ist z.B. ein Verfahren, das benutzt werden kann, um jede einzelne dünne Schicht aus CZT-Material aufzutragen oder abzuscheiden. Ein Fachmann wird erkennen, dass eine Anzahl von Verfahren verwendet werden kann, um die Halbleiterschichten zur Herstellung der zuvor beschriebenen, elektrisch leitfähigen Verbindungen mit Metall zu beschichten.
Darüber hinaus kann eine Metallisierung auch benutzt werden, um Signaldurchkontaktierungen für die Erfassungskontakte herzustellen, wie dies in 11 dargestellt ist. Wie gezeigt ist eine einzelne Schicht aus Halbleitermaterial 114 zwischen einem Array 116 aus Sammel- oder Erfassungskontakten und einer Hochspannungselektrodenschicht 118 eingeschoben. Vor der Metallisierung der Halbleiterschicht 114 zur Bildung des Erfassungskontaktarrays 116 und der Hochspannungselektrodenschicht 118 können Löcher 120 in den Halbleiter 114 geätzt oder auf andere Weise gebildet werden. Die Löcher 120 können dann mit Metall beschichtet werden, um einen Signaldurchführungspfad 122 von einem entsprechenden Erfassungskontakt 124 herzustellen. Diese Signaldurchkontaktierungen oder leitfähigen Pfade 122 werden innerhalb der Löcher 120 so hergestellt, dass sie nicht mit der nahe benachbarten Hochspannungselektrodenschicht 118 in Kontakt stehen. In dieser Hinsicht können sich die Signalführungen vertikal oder in der Empfangsrichtung der Röntgenstrahlen über den Detektor hinweg zu einem Bus (nicht gezeigt) erstrecken, der zum Übertragen der von den einzelnen Erfassungskontakten 124 ausgesandten elektrischen Signale an die Elektronik des CT-Systems ausgelegt ist. Als Ergebnis wird eine gestapelte Anordnung einer Reihe von dünnen, aufgestapelten Schichten in der Röntgenrichtung gebildet.
Jetzt mit Bezug auf 12: Ein Paket/Gepäck-Kontrollsystem 126 enthält einen drehbaren Gantryrahmen 128, der eine Öffnung 130 aufweist, durch die Pakete oder Gepäckstücke passieren können. Der drehbare Gantryrahmen 128 enthält eine elektromagnetische Hochfrequenzenergiequelle 132 sowie eine Detektoranordnung 134. Ein Fördersystem 136 wird auch vorgesehen und enthält ein durch eine Anordnung 140 gestütztes Förderband 138, um die zu untersuchenden Pakete oder Gepäckstücke 142 automatisch und kontinuierlich durch die Öffnung 130 passieren zu lassen. Die Objekte 142 werden mit Hilfe des Förderbandes 138 durch die Öffnung 130 geführt, danach werden Bilddaten akquiriert, und das Förderband 138 entfernt die Pakete 142 in einer kontrollierten und kontinuierlichen Weise aus der Öffnung 130. Als Ergebnis können Postkontrolleure, Gepäckabfertigungs- und anderes Sicherheitspersonal die Inhalte von Paketen 142 in einer nicht invasiven Weise auf Sprengstoffe, Messer, Schusswaffen, Schmuggelware etc. untersuchen.
Dementsprechend wird gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ein Verfahren zur Herstellung eines Direktumwandlungsdetektors für die radiographische Bildgebung geschaffen. Das Verfahren enthält die Schritte des Herstellens mehrerer Schichten von Halbleitermaterial, die zum direkten Umwandeln von Röntgenstrahlen in elektrische Signal ausgelegt sind, und das Befestigen einer elektrisch leitfähigen Filmschicht auf wenigstens einer Röntgenstrahlendurchdringungsoberfläche jeder einzelnen Schicht des Halbleitermaterials. Das Verfahren enthält weiterhin das Anordnen der mehreren Schichten von Halbleitermaterial in einem Stapel, so dass jede Schicht mit wenigstens zwei elektrisch leitfähigen Filmschichten in Kontakt steht.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird ein Direktumwandlungsdetektor für die radiographische Bildgebung, der eine Vielzahl von Schichten von Halbleitermaterial und in den Zwischenräumen angeordnete, elektrisch leitfähige Schichten aufweist, durch Auftragung einer Metallschicht auf wenigstens eine Röntgenstrahlendurchdringungsfläche jeder von einer Vielzahl von Halbleiterschichten gebildet. Der Detektor wird weiterhin durch Stapeln der Vielzahl von Halbleiterschichten in einer Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung gebildet, so dass jede Halbleiterschicht zwischen einem Paar von metallisierten Schichten eingeschoben ist.
Gemäß noch einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird ein CT-Detektor-Herstellungsverfahren geschaffen, und dieses enthält einen Metallisierungsabschnitt oder -schritt, bei dem eine metallisierte Schicht an jedem aus einer Vielzahl von CZT-Substraten befestigt wird. Jedes CZT-Substrat ist zum Umwandeln von Röntgenstrahlen direkt in elektrische Signale ausgelegt. Der Herstellungsprozess enthält weiterhin einen Anordnungsschritt, bei dem die Vielzahl von CZT-Substraten so angeordnet wird, dass sie einen CZT-Detektorstapel bildet, wobei jedes CZT-Substrat zwischen einem Paar von metallisierten Schichten eingeschoben ist. Eine Zusammensetzungsschritt ist auch vorgesehen, bei dem die Vielzahl von CZT-Substraten miteinander verbunden werden, dass sie eine einzige Verbundstruktur bilden.
Ein CT-Detektor, der zur Energiediskriminierung und Direktumwandlung in der Lage ist, wird offenbart. Der Detektor enthält mehrere Schichten aus Halbleitermaterial, wobei die Schichten verschiedene Dicken aufweisen. Der De tektor ist so aufgebaut, dass er in der Röntgenstrahlendurchdringungsrichtung segmentiert ist, um die Zählrate zu optimieren sowie eine Sättigung zu vermeiden.
Die vorliegende Erfindung ist anhand der bevorzugten Ausführungsform beschrieben worden, und es wird erkannt, dass Äquivalente, Alternativen und Abwandlungen neben den ausdrücklich genannten möglich sind und innerhalb des Schutzbereiches der beigefügten Ansprüche liegen.

10: CT-System
12: Gantryrahmen
14: Röntgenquelle
16: Strahlenbündel
18: Detektoranordnung
20: Detektor
20a: Detektor
20b: Detektor
20c: Detektor
20d: Detektor
22: Patient
24: Drehachse
26: Steuerungsvorrichtung
28: Röntgensteuerung
30: Gantry-Motorsteuerung
32: Datenakquisitionssystem (DAS)
34: Bildwiederherstellungseinrichtung
36: Computer
38: Massenspeichereinrichtung
40: Bedienerkonsole
42: Kathodenstrahlröhre
44: Tisch-Motorsteuerung
46: Tisch
48: Gantryöffnung
50: Detektorelemente
52: Zellenarray
54: Schalterarray
56: Schalterarray
58: Elektrische Schnittstelle
60: Detektorrahmen
62: Halbleiterschicht
62a: Halteklammern
64: Halbleiterschicht
65: Kontakt
66: Hochspannungselektrode
67: 2D-Array
68: Hochspannungselektrode
69: 2D-Array
74: Halbleiterschicht
76: Halbleiterschicht
78: 2D-Kontaktarray
80: Hochspannungselektrode
82: Hochspannungselektrode
84: Halbleiterschicht
86: Halbleiterschicht
87: Hochspannungselektrode
88: Halbleiterschicht
89: Hochspannungselektrode
90: Halbleiterschicht
91: Hochspannungselektrode
92: Leitung
93: Erfassungskontaktarray
94: Leitung
95: Erfassungskontaktarray
96: Halbleiterschicht
98: Halbleiterschicht
100: Halbleiterschicht
102: Halbleiterschicht
104: Leitfähige Schicht
106: Leitfähige Schicht
108: Leitfähige Schicht
110: Leitfähige Schicht
112: Leitfähige Schicht
114: Halbleitermaterial
116: Kontaktarray
118: Hochspannungselektrodenschicht
120: Loch
122: Signaldurchkontaktierung
124: Erfassungssammelkontakt
126: Gepäckkontrollsystem
128: Gantryrahmen
130: Öffnung
132: Hochfrequenzenergiequelle
134: Detektoranordnung
136: Fördersystem
138: Förderband
140: Anordnung
142: Gepäckstück

Claims

Verfahren zur Herstellung eines Direktumwandlungsdetektors zur radiographischen Bildgebung, wobei das Verfahren die Schritte aufweist: Beschaffen mehrerer Schichten eines Halbleitermaterials (62, 64), das für direktes Umwandeln von Röntgenstrahlen (16) in elektrische Signale ausgelegt ist, Befestigen einer elektrisch leitfähigen Filmschicht (67, 69) an wenigstens einer Röntgenstrahlendurchdringungsfläche jeder Schicht des Halbleitermaterials (62, 64) und Anordnen der mehreren Schichten von Halbleitermaterial (62, 64) in einem Stapel, so dass jede Schicht mit wenigstens zwei elektrisch leitfähigen Filmschichten in Kontakt steht.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Schritt des Befestigens den Schritt des Metallisierens der wenigstens einen Röntgenstrahlendurchdringungsfläche jeder Schicht des Halbleitermaterials (62, 64) enthält.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Schritt des Beschaffens den Schritt des Auftragens jeder Schicht des Halbleitermaterials (62, 64) aus einer CZT-Masse enthält.
Verfahren nach Anspruch 3, bei dem der Schritt des Auftragen das Verwenden der Molekularstrahlepitaxie zum Auftragen jeder einzelnen CZT-Schicht enthält.
Verfahren nach Anspruch 1, das weiterhin den Schritt des Befestigens eines elektrisch leitfähigen Filmes (67, 69) auf einer Röntgenstrahlendurchdringungsfläche und einer gegenüberliegenden Oberfläche (66, 68) einer Schicht des Halbleitermaterials (62, 64) enthält.
Verfahren nach Anspruch 5, bei dem der Schritt des Anordnens der mehreren Schichten in einem Stapel den Schritt des Verbindens der mehreren Schichten miteinander enthält, so dass die Schicht (64), die zwei Oberflächen von elektrisch leitfähigem Film auf sich aufweist, von der Röntgenquelle (14) am weitesten entfernt angeordnet ist.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Schritt des Anordnens den Schritt des Positionierens der mehreren Schichten (62, 64) im Bezug zueinander in der Weise enthält, dass jede Schicht (62, 64) mit einer Hochspannungsverbindungsfilmschicht (66, 68) und einer Signalerfassungsfilmschicht (67, 69) in Kontakt steht.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Schritt des Anordnens die Schritte enthält: Bilden wenigstens einer Bohrung (120) in jeder der mehreren Schichten (62, 64) entlang einer gemeinsamen Achse und Metallisieren (122) der wenigstens einen Bohrung (120), um die mehreren Schichten (62, 64) in dem Stapel zu verbinden.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Mehrfachschicht wenigstens drei Halbleiterschichten (96, 98, 100) enthält.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Detektor zum direkten Umwandeln von Röntgenstrahlen in elektrische Signale eingerichtet ist, die zu einem einzigen Bild verarbeitet werden können, das anatomische Details und Gewebecharakterisierungen liefert.
Detektor nach Anspruch 10, der weiterhin durch Auftragen der Vielzahl von Halbleiterschichten durch die Molekularstrahlepitaxie gebildet wird.