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HINTERGRUND
DER ERFINDUNG
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Gegenstand
der vorliegenden Erfindung sind ein Röntgenstrahlungsdetektor, eine
bildgebende Röntgeneinrichtung,
eine computertomographische Röntgeneinrichtung
und Herstellungsverfahren für den
Röntgendetektor,
so wie insbesondere ein Röntgenstrahlungsdetektor
mit einer Anzahl von gruppenweise angeordneten Detektorzellen, die
aus einer Kombination eines Szintillators mit einem fotoelektrischen
Empfängerelement
wie beispielsweise einer Fotodiode bestehen, mit verschiedenen Einrichtungen
und Vorrichtungen, die den Detektor enthalten, wobei die Erfindung
des Weiteren das Herstellungsverfahren des Detektors betrifft.
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Für die oben
beschriebenen Detektoren sind Ausführungsformen bekannt, die für computertomographische
Röntgeneinrichtungen
verwendet werden. Diese Detektoren weisen eine Anzahl von Detektorzellen
auf, die in Richtung vorgegebener Kanäle angeordnet sind. Es sind
außerdem
als Vielfachgruppendetektoren (Multiple-Arrayed-Detectors) bezeichnete
Detektoren bekannt, die zusätzlich
Detektorzellen aufweisen können,
die in der zu der Kanalrichtung (Zeilenrichtung) rechtwinkligen
Richtung angeordnet sind.
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8 veranschaulicht einen
schematischen Querschnitt des Detektors nach dem Stand der Technik
in Kanal- und Zeilenrichtung. Der Detektor 500 enthält eine
Anzahl von De tektorzellen 501, wobei jede Detektorzelle 501 einen
Szintillator 502 und eine Fotodiode 503 aufweisen
kann. Jeder Szintillator 502 ist von Nachbarszintillatoren
durch einen Reflektor 504 getrennt, der Licht reflektiert,
um das Licht, das von dem Röntgenstrahl
hervorgerufen worden ist, daran zu hindern, von der Fotodiode 503 in
der Nachbardetektorzelle 501 empfangen zu werden, d. h.
mit anderen Worten um Übersprechen
zu verhindern. Zusätzlich
ist an jedem der Reflektoren 504 ein Kollimator 505 vorgesehen,
der den Röntgenstrahlungseinfall
auf den Szintillator 502 beschränkt, um die Präzision der
Erfassung zu verbessern. Es sollte hier angemerkt werden, dass der
Kollimator 505 dazu vorgesehen ist, den Präzisionsfehler
zu kompensieren, der beispielsweise durch den Herstellprozess des
Szintillators 502 verursacht wird, um den Oberflächenbereich
der Einfallebene jeder Detektorzelle oder den Abstand zwischen benachbarten
Einfallebenen zu vergleichmäßigen und
er ist in Gruppenrichtung (in der Zeichnung horizontal) dicker ausgebildet,
als der Reflektor 405 jeder Detektorzelle 501.
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Wie
sich aus dem Vorstehenden ergibt, wird von dem Reflektor 405 und
dem Kollimator 505 bei dem Detektor, nach dem Stand der
Technik ein vorbestimmter Flächenbereich
der Röntgenauftreffebene
eingenommen, so dass ein Teil der auf die Einfallebene auftreffenden
Röntgenstrahlung
nicht im Licht umgesetzt und somit von dem Szintillator 502 nicht erfasst
wird. Dies bedeutet, dass die Akquisitionseffizienz der Röntgenstrahlung
vermindert wird. Der Verlust an Röntgenstrahlung in Kanalrichtung
und Zeilenrichtung, kann in Abhängigkeit
von dem Abstand zwischen den Detektorzellen und der Breite des Kollimators 505 bis
zu 20% betragen, wobei ein Gesamtröntgenstrahlungsverlust von
bis zu 40% möglich
ist.
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Zur
Lösung
dieses Problems ist die aus der JP-A-2004-93489 zu entnehmende Technologie bekannt.
Diese Technologie kommt ohne die Reflektoren aus und ordnet eine
Anzahl von Fotodioden in einem einzigen Kollimator an, um die von
dem Kollimator und dem Reflektor verursachten Röntgenstrahlungsverluste zu
beseitigen und die Auflösung
zu verbessern.
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Weil
jedoch bei der Technologie gemäß der JP-A-2004-93489 kein Reflektor
vorgesehen wird, erhöht
sich das Übersprechen
zwischen benachbarten Zellen infolge von Lichtdiffusion, wenn die
Dicke des Szintillators vergrößert wird,
um die Sammeleffizienz für
einfallende Röntgenstrahlung
zu erhöhen.
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ZUSAMMENFASSUNG
DER ERFINDUNG
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Es
ist deshalb die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen Detektor
zu schaffen, der im Hinblick auf die Verbesserung der Sammeleffizienz
für Röntgenstrahlung
verbessert ist, während
das Übersprechen
zwischen benachbarten Zellen unterdrückt wird; des Weiteren ist
eine Aufgabe der Erfindung die Schaffung von Einrichtungen und Vorrichtungen,
die den Detektor enthalten, sowie ein Verfahren zur Herstellung
des Detektors.
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Der
erfindungsgemäße Röntgenstrahlungsdetektor
weist eine entlang einer Röntgenstrahlungserfassungsebene
angeordnete Anzahl von Detektorzellen auf, von denen jede der Detektorzellen
eine Szintillatoreinheit enthält,
die aus einem Szintillator und einem fotoelektrischen Wandlerelement
besteht, die in der Szintillatoreinheit aufeinander liegend angeordnet
sind, um das Licht der Szintillatorein heit in elektrische Signale
zu überführen, wobei
die Szintillatoreinheiten der Detektorzellen voneinander durch eine
Grenze getrennt sind, die eine sich entlang der Detektionsebene
erstreckenden Nut enthält,
wobei die Nut mit einer solchen Tiefe ausgebildet ist, dass der
Szintillator an der Grenze vorhanden bleibt.
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Vorzugsweise
ist kein Kollimator zur Beschränkung
des Einfalls der Röntgenstrahlung
in den Szintillator an der Grenze vorhanden.
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Vorzugsweise überträgt der an
der Grenze angeordnete Szintillator das Licht der auf die Grenze auftreffenden
Röntgenstrahlung
in der Richtung der Ebene.
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Vorzugsweise
ist der an der Grenze vorgesehene Szintillator über die gesamte Richtung entlang der
Detektionsebene definiert, wobei die Szintillatoreinheiten durch
den an den Grenzen vorhandenen Szintillator untereinander verbunden
sind und wobei die Szintillatoren auf näherungsweise der gesamten Oberfläche der
Detektionsebene vorgesehen sind.
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Vorzugsweise
wird in die Nut ein reflektierendes Element eingesetzt.
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Die
Nut kann außerdem
vorzugsweise hohl sein.
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Vorzugsweise
kann die Nut des Weiteren zu der Seite des fotoelektrischen Wandlerelements
hin, zwischen den Szintillatoreinheiten offen und flacher sein,
als die Dicke der Szintillatoreinheiten, wobei der an der Grenze
vorgesehene Szintillator mit Bezug auf die Nut zu der Seite der Detektionsebene
hin angeordnet ist.
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Vorzugsweise
ist die Nut zu der Seite der Detektorebene zwischen den Szintillatoreinheiten
offen und flacher als die Dicke der Szintillatoreinheiten, wobei
der Szintillator an der Grenze mit Bezug auf die Nut an der Seite
des fotoelektrischen Wandlerelements angeordnet ist.
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Vorzugsweise
ist die Dicke der Szintillatoreinheiten so festgelegt, dass sie
von der auf die Szintillatoreinheit auftreffenden Röntgenstrahlung
einen vorbestimmten Anteil in Licht umsetzen, wobei die Tiefe der
Nut so festgelegt ist, dass die Dicke des an der Grenze verbleibenden
Szintillators gleich oder kleiner als die Hälfte der Dicke der Szintillatoreinheiten
ist, wobei die Röntgenstrahlung
an der Grenze gleichzeitig mehr als die Hälfte der vorbestimmten Rate
oder Dosis der auf den Szintillator auftreffenden Röntgenstrahlung
beträgt
und in Licht umgewandelt wird.
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Eine
erfindungsgemäße, bildgebende
Röntgenapparatur
enthält
eine Röntgenstrahlungsquelle, einen
Detektor zur Erfassung der Röntgenstrahlung von
der Röntgenstrahlungsquelle
zur Erzeugung von elektrischen Ausgangssignalen, eine Datenakquisitionseinrichtung
zum Sammeln von Daten auf der Basis von elektrischen, von dem Detektor
abgegebenen Signalen, wobei der Detektor einer Anzahl von entlang
der Röntgenstrahlungserfassungsebene
angeordneten Detektorzellen aufweist, wobei jede der Detektorzellen
eine Szintillatoreinheit aufweist, die aus einem Szintillator und
einem fotoelektrischen Transducerelement besteht, die in der Szintillatoreinheit übereinander
lagernd angeordnet sind, um das aus der Szintillatoreinheit herrührende Licht
in elektrische Signale zu wandeln, wobei die Sintillator einheiten
der Detektorzellen gegenseitig durch eine Grenze getrennt sind,
die eine sich entlang der Detektionsebene erstreckende Nut enthält, wobei
die Nut bis zu einer solchen Tiefe ausgebildet ist, dass an der
Grenze etwas Szintillatormaterial verbleibt.
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Eine
erfindungsgemäße, computertomographische
Röntgeneinrichtung
enthält
eine Röntgenstrahlungsquelle
zur Abstrahlung von Röntgenstrahlung
auf ein Objekt, wobei der Röntgenstrahlungsquelle
bezüglich
des Objekts gegenüberliegend
ein Detektor angeordnet ist, um die aus der Röntgenstrahlungsquelle herrührende Röntgenstrahlung
zu erfassen und elektrische Signale auszugeben, eine Transporteinrichtung
zur Bewegung der Röntgenstrahlungsquelle
und des Detektors um das Objekt, eine Datenakquisitionseinrichtung
zum Aufnehmen und Sammeln von Daten auf der Basis der von dem Detektor
in den verschiedenen Positionen in Bezug auf das Objekt ausgegebenen
Signalen, eine Bildrekonstruktionseinrichtung zur Rekonstruktion
eines Bildes auf der Basis von den Daten, die durch die Datenakquisitionseinrichtung
aufgenommen worden sind, wobei der Detektor eine Einzahl von Detektorzellen
aufweist, die entlang der Röntgenstrahlungsdetektionsebene
angeordnet sind, wobei jede Detektionszelle eine Szintillatoreinheit
aufweist, die aus einem Szintillator und einem fotoelektrischen Wandlerelement
besteht, die in der Szintillatoreinheit übereinanderliegend angeordnet
sind, um das aus der Szintillatoreinheit herrührende Licht in elektrische Signale
zu wandeln, wobei die Szintillatoreinheiten der Detektorzellen voneinander
durch eine Grenze getrennt sind, die eine sich entlang der Detektionsebene
erstreckende Nut enthält,
wobei die Nut bis zu einer solchen Tiefe ausgebildet ist, dass an
der Grenze Szintillatormaterial verbleibt.
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Ein
erfindungsgemäßes Verfahren
zur Herstellung eines erfindungsgemäßen Röntgenstrahlungsdetektors enthält zur Herstellung
eines Röntgenstrahlungsdetektors
mit einer Vielzahl von entlang einer Röntgenstrahlungsdetektionsebene
angeordneten Detektionszellen, unter denen jede der Detektionszellen
eine Szintillatoreinheit, bestehend aus einem Szintillator und einem
fotoelektrischen Wandlerelement, die in der Szintillatoreinheit übereinanderliegend
angeordnet sind, um aus dem von der Szintillatoreinheit herrührenden
Licht elektrische Signale zu erzeugen, die folgenden Schritte: an
einem aus Szintillatoren bestehenden Szintillatorelement wird eine
Nut angebracht, die flacher als die Dicke des Szintillatorelements
ist, um die Szintillatoreinheiten voneinander zu trennen, und sichern
des Szintillatorelements an den fotoelektrischen Transducerelementen.
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Vorzugsweise
enthält
das Verfahren außerdem
den Schritt des Ausfüllens
der Nut mit einem flüssigen,
auszuhärtenden
oder zu vernetzenden Material, um einen Reflektor zu bilden.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung ist die Sammeleffizienz für Röntgenstrahlung verbessert, während das Übersprechen
zwischen Zellen unterdrückt
wird.
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Weitere
Aufgaben und Vorzüge
der vorliegenden Erfindung werden aus dem Studium der folgenden
Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung
ersichtlich, wie sie in den beigefügten Zeichnungen veranschaulicht
ist.
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KURZE BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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1 veranschaulicht
ein schematisches Blockbild einer computertomographischen Röntgenstrahlungseinrichtung
gemäß einer
ersten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung.
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2 veranschaulicht
eine Perspektivansicht, die einen Überblick über eine erste Sektion veranschaulicht,
die bei der Bildgebung durch die in 1 veranschaulichte
computertomographische Röntgeneinrichtung
involviert ist.
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3 veranschaulicht
eine vergrößerte Querschnittsansicht
des Detektors der computertomographischen Röntgenstrahlungseinrichtung
gemäß 1.
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4 veranschaulicht
bei der Herstellung ein Beispiel für die Einstellung der Dicke
der Szintillatoreinheit und des Detektors gemäß 3.
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5 veranschaulicht
ein Flussbild, das den Überblick über das
Herstellverfahren des Szintillators und des Detektors gemäß 3 gibt.
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6 veranschaulicht
eine schematische vergrößerte Querschnittsansicht
eines Detektors gemäß einer
zweiten bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung.
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7 veranschaulicht
eine schematische vergrößerte Querschnittsansicht
eines Detektors gemäß einer
dritten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung.
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8 veranschaulicht
eine schematische Querschnittsansicht des Detektors gemäß des Stands
der Technik.
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DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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1.
Ausführungsform
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Es
wird nun auf 1 Bezug genommen, die ein schematisches
Blockdiagramm einer computertomographischen Röntgenstrahlungseinrichtung 100 gemäß einer
ersten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung veranschaulicht. Die computertomographische
Röntgenstrahlungseinrichtung 100 besteht
aus einer computertomographischen Einrichtung der Multidetektorbauart
(MD) mit einer Bedienkonsole 1, einem Bildgebungstisch 10 und
einer scannenden Gantry 20.
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Die
Bedienkonsole 1 weist eine Eingabeeinrichtung 2 zur
Benutzereingabe, einen Datenakquisitionspuffer 5 zum Sammeln
von Projektionsdaten, die von der scannenden Gantry 20 erhalten
worden sind, eine zentrale Verarbeitungseinheit 3 zur Durchführung von
Prozessen wie beispielsweise der Bildrekonstruktion auf der Basis
der in den Datenakquisitionspuffer 5 gesammelten Projektionsdaten,
einen Monitor 6 zur Wiedergabe eines rekonstruierten computertomographischen
(CT-)Bildes durch die zentrale Verarbeitungseinheit 3,
sowie eine Speichereinheit 7 zur Speicherung eines Programms
von Daten und von computertomographischen Röntgenbildern (CT) auf.
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Der
Bildgebungstisch 10 enthält eine Liege 12,
um ein Objekt in den Tunnel bzw. die Bohrung (Zentralausnehmung)
der scannenden Gantry 20 hinein und aus dieser heraus zu
fahren. Die Liege 12 wird durch einen in den Bildgebungstisch 10 eingebauten
entsprechenden Motor horizontal und vertikal angetrieben.
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Die
scannende Gantry 20 enthält eine Röntgenröhre 21, einen Röntgencontroller 22,
einen Kollimator 23, einen vielzelligen Röntgendetektor 24 und ein
Datenakquisitionssystem (DAS) 25, eine positionsgeregelte
Steuereinheit 26 zur Kontrolle des Umlaufs der Einheit 15,
die die Röntgenröhre 21 und
den vielzelligen Röntgendetektor 24 enthält, um die
Achse des Objekts, einen Kommunikationskontroller 29 zur
Steuerung von Eingaben, Eingangssignalen und Ausgangssignalen einschließlich Steuersignalen
zu der Bedienkonsole 1 und dem Bildgebungstisch 10, sowie
von diesen, ein Schleifring 30 zur Zuführung von Leistung zu verschiedenen
Einrichtungen der drehenden Einheit 15.
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Die
Röntgenröhre 21 dient
als Röntgenstrahlungsquelle
und das DAS 25 und der Datenakquisitionspuffer dienen als
Datenakquisitionsmittel, während
die drehbare Einheit 15 als Transporteinrichtung und die
zentrale Verarbeitungseinheit 3 als Bildrekonstruktionseinrichtung
dienen.
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Es
wird nun auf 2 Bezug genommen, die eine den Überblick über den
Primärabschnitt
bei der Röntgenbildgebung
der computertomographischen Röntgeneinrichtung 100 veranschaulichende
Perspektivansicht veranschaulicht. Die Röntgenröhre 21 dient dazu,
Röntgenstrahlung
vor bestimmter Intensität
auf der Basis von Steuersignalen des Röntgencontrollers 22 auf
einen der Bildgebung zu unterwerfenden Bereich des Objekts abzustrahlen.
Zwischen der Röntgenröhre 21 und
dem vielzelligen Röntgendetektor 24 ist
der Kollimator 23 angeordnet, der der Nachformung von von
der Röntgenröhre 21 ausgestrahlten
Röntgenstrahlen
auf der Basis von Steuersignalen des Drehcontrollers 26 dient.
Die durch den Kollimator 23 geformten Röntgenstrahlen laufen durch
das Objekt und erreichen den vielzelligen Röntgendetektor 24.
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Der
vielzellige Röntgendetektor 24 weist eine
Vielzahl von Detektorzellen 41 auf, die sowohl in Kanalrichtung
(x-Achsenrichtung),
als auch in Zeilenrichtung (z-Achsenrichtung) angeordnet sind. In
der Kanalrichtung können
beispielsweise tausend Detektorzellen 41 angeordnet sein,
während
in der Reihen- oder Zeilenrichtung zum Beispiel 64 Detektorzellen angeordnet
sein können.
Der vielzellige Röntgendetektor 24 ist
so ausgebildet, dass sich die zum Empfang der Röntgenstrahlen dienende Detektionsfläche 24a in
Kanalrichtung bogenförmig
krümmt.
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Es
wird nun auf 3 Bezug genommen, die einen
vergrößerten Querschnitt
des vielzelligen Röntgendetektors 24 veranschaulicht,
der sowohl in Kanalrichtung, als auch in Reihenrichtung Gültigkeit hat.
Die Detektorzelle 41 enthält eine Szintillatoreinheit 42,
die aus einem Szintillator und einer Fotodiode 43 besteht,
die als fotoelektrisches Wandlerelement dient. Die Szintillatoreinheit 42 ist
ausgebildet worden, indem das eine einheitliche Dicke D1 aufweisendes
Szintillatorelement M mit der Nut 45 unterteilt worden
ist, die sich sowohl in Kanalrichtung als auch in Reihenrichtung
erstreckt. Mit anderen Worten, jede Szintillatoreinheit 42 ist
von jeder Benachbarten durch die Grenze B abgetrennt, die eine Nut 45 aufweist.
Für das
Szintillatormaterial kann jedes bekannte Material Verwendung finden.
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Die
Nut 45 ist so angeordnet, dass sie sich zu der Fotodiode 43 hin öffnet, wobei
sie flacher ist als die Dicke D1 der Szintillatoreinheit 42,
so dass die Röntgenauftreffseite
der Grenze B einen Szintillator der Dicke D2 aufweist. Dies bedeutet,
dass die Szintillatoreinheiten über
den an der Grenze angeordneten Szintillator kommunizieren, so dass
die gesamte Fläche
der Detektionsfläche 24a (siehe 2)
mit Szintillatoren bedeckt ist. Um einen Lichtübertritt zwischen den Szintillatoreinheiten 42 in
der Nut 45 zu verhindern, ist ein Reflektor 44 vorgesehen.
Der vielzellige Röntgendetektor 24 enthält keinen
Kollimator (wie beispielsweise den Kollimator 505 gemäß 8),
um die Röntgenstrahlung,
bevor sie auf den Szintillator trifft, zu formen.
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Bei
dem oben beschrieben vielzelligen Röntgendetektor 24,
wird die durch den Pfeil Y1 veranschaulichte, auf eine Szintillatoreinheit 42 auftreffende
Röntgenstrahlung
durch die Szintillatoreinheit 42 in Licht L1 verwandelt.
Somit wird das erzeugte Licht L1 durch die der Szintillatoreinheit 42 entsprechenden
Fotodiode 41 empfangen und das elektrische Signal gemäß der Menge
des empfangenen Lichts an das DAS 25 ausgegeben (siehe 1).
Dabei verhindert der Reflektor 44 das Übersprechen zwischen den benachbarten
Detektorzellen 41.
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Zusätzlich wird
in der Grenze B, die bislang wegen der sonst dort angeordneten Kollimatoren
und Reflektoren nicht zur Röntgenstrahlungsakquisition verwendet
worden ist, durch den an der Röntgeneinfallseite
des Reflektors 44 gehaltenen Szintillator Röntgenstrahlung
in Licht L2 verwandelt. Somit empfängt die Fotodiode 41 umgesetztes
Licht L2 als Teil des Lichts L1. Dies gestattet die Erhöhung der
Effizienz bei der Röntgenstrahlungsakquisition.
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Es
wird nun auf 4 Bezug genommen, der ein Verfahrensbeispiel
zur Festlegung der Dicke D1, der Szintillatoreinheit 42 und
der Dicke D2 an der Grenze B veranschau licht. Die Abszisse D kennzeichnet
die Dicke des Szintillators, durch den die Röntgenstrahlung läuft, und
die Ordinate P kennzeichnet die prozentuale Verteilung der Röntgenstrahlungsintensität I0, die
auf den Szintillator auftrifft, zu der Röntgenstrahlungsintensität I, die
den Szintillator verlässt.
Die Röntgenstrahlungsintensität kann,
nachdem sie den Szintillator passiert hat, wie folgt berechnet werden: I = I0exp (–μD)wobei μ ein durch
das Material, das für
den Szintillator verwendet wird, definierter Schwächungsindex ist.
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Wie
in 4 durch eine Kurve G1 veranschaulicht ist, werden
die Röntgenstrahlen
in Entsprechung zu der Dicke des Szintillators geschwächt. Die
Dicke D1 der Szintillatoreinheit wird deshalb so festgelegt, dass
die Röntgenstrahlung
in Licht umgesetzt wird, bis sie auf einen vorbestimmten Wert P1 vermindert
ist. Beispielsweise kann P1 2% betragen. Mit anderen Worten, sie
wird so festgelegt, dass ungefähr
98% der Röntgenstrahlung
in Licht verwandelt werden. In ähnlicher
Weise wird die Dicke D2 so festgelegt, dass die auf die Grenze B
treffende Röntgenstrahlung
in Licht umgesetzt ist, bis sie auf einen vorbestimmten Wert P2
vermindert ist. P2 beträgt
beispielsweise 30%. Mit anderen Worten, D2 wird so festgelegt, dass
ungefähr
70% der auf die Grenze B auftreffenden Röntgenstrahlung in Licht umgesetzt wird.
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Weil
die Schwächung
der Röntgenstrahlung, wie
in 4 veranschaulicht, als Exponentialfunktion wiedergegeben
werden kann und weil der weitaus größte Teil der Röntgen strahlung
nahe der Oberfläche
des Szintillators in Licht verwandelt wird, kann die Effizienz der
Röntgenstrahlungsakquisition
effizient verbessert werden, indem der Reflektor 44 eine ausreichende
Dicke zur Unterdrückung
des Übersprechens
aufweist, während
der Szintillator in Bezug auf die Dicke D1 der Szintillatoreinheit 42 relativ dünn ist.
Beispielsweise kann die Dicke D1 der Szintillatoreinheit 42 so
festgelegt werden, dass sie Licht mit einer vorbestimmten Röntgenstrahlungsrate
von (100 – P1(%))
von der auf die Szintillatoreinheit 42 auftreffenden Röntgenstrahlung
umsetzt, wobei die Tiefe der Nut 45 so definiert sein kann,
dass die Dicke D2 des an der Grenze B verbleibenden Szintillators geringer
ist als die Hälfte
der Dicke D1 (D2 < D1/2) und
außerdem
so definiert sein, dass die Röntgenstrahlung
zu einem Anteil von mehr als der Hälfte der auf den an der Grenze
B verbleibenden Szintillator auftreffenden Röntgenstrahlung in Licht umgesetzt wird
(100 – P2 > (100 – P1)/2).
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Obwohl
der oben beschriebene vielzellige Röntgendetektor 24 mit
jedem geeigneten Fertigungsverfahren hergestellt werden kann, wird
nachfolgend ein Verfahren exemplarisch beschrieben. In 5 ist
ein Flussbild veranschaulicht, das einen Überblick über das Herstellungsverfahren
des vielzelligen Röntgendetektors 24 gibt.
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Zunächst wird
auf dem Szintillatorelement M, das eine einheitliche Dicke aufweist,
die Nut 45 ausgebildet, um das Szintillatorelement M in
eine Anzahl von Szintillatoreinheiten 42 zu unterteilen
(Schritt S1). Die Erzeugung der Nut 45 kann durch jedes
geeignete Verfahren erfolgen, dass die Bearbeitung der Szintillatoreinheit 42 mit
der erforderlichen Präzision gestattet.
Beispielsweise kann die Nut 45 durch ein Schleifwerkzeug
in Form einer Klinge oder Scheibe gebildet werden.
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Im
zweiten Schritt wird ein reflektierender Stoff in die Nut 45 eingefüllt (Schritt
S2). Der reflektierende Stoff kann jedes geeignete Material sein,
vorausgesetzt das der Stoff nach dem Einfüllen in die Nut vernetzt oder
ausgehärtet
werden kann und dass er in der Lage ist, nach seiner Aushärtung Licht
zu absorbieren oder zu reflektieren, um Lichtleckagen zwischen den
Szintillatoreinheiten 42 zu verhindern, wozu beispielsweise
ein Klebstoff genutzt werden kann.
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Es
wird dann das Aushärten
des reflektierenden Stoffs abgewartet (Schritt S3) und nach dem Aushärten wird
das Szintillatorelement M an der Fotodiode 43 gesichert
(Schritt S4). Das Sichern des Szintillatorelements M und der Fotodiode 43 aneinander,
kann in geeigneter Weise geschehen. Beispielsweise können sie
mit einem Klebstoff oder Haftstoff verbunden werden.
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2. Ausführungsform
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Es
wird nun auf 6 Bezug genommen, die einen
schematischen, vergrößerten Querschnitt
eines einer zweiten bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung entsprechenden Detektors 60 zeigt. Es sollte
hier angemerkt werden, dass der Detektor 60 in einer Weise
als vielzelliger Detektor für die
computertomographische Röntgeneinrichtung 100 eingerichtet
werden kann, die der obigen Ausführungsform ähnlich ist.
Der Detektor 60, der dem vielzelligen Röntgendetektor 24 ähnlich ist,
weist eine Anzahl von Detektorzellen 61 auf, wobei jede
Detektorzelle 61 entspre chend einer Szintillatoreinheit 62 und
eine Fotodiode 63 aufweist. Jedoch wird von der ersten
bevorzugten Ausführungsform
insoweit abgewichen, als die Nut 65 an der Grenze B an
der Seite der Szintillatoreinheit 62 angeordnet ist, auf
die die Röntgenstrahlung
auftrifft und in dem weiter die Nut 65 keinen Reflektor
enthält,
sondern hohl ausgebildet ist.
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In
dem Detektor 60 dient die Nut 65 zur Unterdrückung des Übersprechens
zwischen den Detektorzellen 61. Dies bedeutet, dass, weil
der Lichtbrechungsindex des Szintillators von dem der Luft abweicht,
das von der Szintillatoreinheit 62 aus den Röntgenstrahlen
erzeugte Licht von der Nut 65 reflektiert wird, wodurch
das Übertreten
von Licht zwischen benachbarten Detektorzellen 61 verhindert wird.
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Andererseits
wird Röntgenstrahlung,
die in Richtung des Pfeils y1 in die Nut 65 gelangt, durch den
auf der Seite der Fotodiode 63 in der Grenze B angeordneten
Szintillator in Licht L3 umgesetzt, das von der Fotodiode 63 zu
empfangen ist. Dies gestattet die Verbesserung der Akquisitionseffizienz
der Röntgenstrahlung.
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Bei
dem Detektor 60 ist die Dicke D2 des Szintillators in der
Grenze B beispielsweise entsprechend der Dicke bei dem vorstehenden
ersten Ausführungsbeispiel
festgelegt.
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Das
Verfahren zur Herstellung des Detektors 60 kann so gestaltet
sein, dass die Schritte S2 und S3 des Herstellungsverfahrens gemäß 5 weggelassen
werden und es kann dann in Schritt 4 ausreichend sein, die Fotodiode 63 an
der Nut 65 gegenüberliegenden
Seite des Szintillatorelements M zu montieren.
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3. Ausführungsform
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Es
wird nun auf 7 Bezug genommen, die eine schematische
Querschnittsansicht eines Detektors 70 veranschaulicht,
der einer dritten Ausführungsform
der Erfindung entspricht. Es wird angemerkt, dass der Detektor 70 als
vielzelliger Röntgendetektor
zur Verwendung an der computertomographischen Röntgeneinrichtung 100 in
einer Weise ausgebildet sein kann, die der der ersten Ausführungsform ähnlich ist.
Der Detektor 70 weist, ähnlich zu
dem vielzelligen Röntgendetektor 24,
eine Vielzahl von Detektorzellen 71 auf, wobei jede der
Detektorzellen 71 entsprechend einer Szintillatoreinheit 72 und
eine Fotodiode 73 aufweist. Jedoch weist der Detektor von
der ersten Ausführungsform
dahingehend ab, dass die Nuten 75a und 75b in
der Grenze B sowohl in der Seite ausgebildet sind, an der die Röntgenstrahlung
auf die Szintillatoreinheit 72 auftrifft, als auch auf
der Seite der Fotodioden 73, wobei in der Mitte der Grenze
B Szintillatormaterial verbleibt. In die Nuten 75a und 75b können jeweils
röntgenstrahlungsdurchlässige Reflektoren 74a und 74b eingesetzt
sein.
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Bei
dem Detektor 70 dienen die Reflektoren 75a und 75b zur
Unterdrückung
des Übersprechens zwischen
den Detektorzellen 71. Andererseits wird auf den Reflektor 75a auftreffende
Röntgenstrahlung y1
durch den Szintillator zwischen den Reflektoren 75a und 75b in
Licht L4 verwandelt, das als Teil des Lichts L1 von der Fotodiode 73 zu
empfangen ist. Dies gestattet die Verbesserung der Effizienz der Röntgenstrahlungsakquisition.
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In
dem Detektor 70 kann die Dicke D2 des Szintillators in
der Grenze B in der gleichen Weise definiert werden, wie im Zusammenhang
mit dem ersten Ausführungsbeispiel
beschrieben.
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Das
Herstellungsverfahren des Detektors 70 kann so gestaltet
werden, dass bei dem Herstellverfahren gemäß 5 die Schritte
S2 und S3 an beiden Seiten des Szintillatorelements M ausgeführt werden.
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Bei
den oben beschriebenen Ausführungsformen
unterdrücken
die in der Grenze angeordnete, ausgefüllte oder hohle Nut, die die
Szintillatoreinheiten voneinander trennt, das Übersprechen, während andererseits
der an der Grenze vorgesehene Szintillator, die auf die Grenze auftreffende
Röntgenstrahlung
in Licht verwandelt, was die Akquisitionseffizienz der Röntgenstrahlung
verbessert.
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Außerdem wird
davon ausgegangen, dass das Herstellungsverfahren vereinfacht und
die Präzision
der Röntgenstrahlungserfassung
verbessert werden kann, weil keine vollständige Unterteilung der Szintillatoreinheiten
des Szintillatorelements erforderlich ist. Dies geht davon aus,
dass zur Herstellung von Detektoren nach dem Stand der Technik eine vollständige Trennung
der Szintillationselemente erforderlich ist, um die Einheiten voneinander
zu separieren und die Szintillatoreinheit für jede Detektorzelle zu bilden,
wobei dann jede Szintillatoreinheit zur Ausbildung eines Detektors
mit dem Benachbarten zu verbinden ist. Bei den geoffenbarten bevorzugten Ausführungsformen
wird das Herstellungsverfahren vereinfacht, indem, wie in 5 veranschaulicht,
weder ein Abschneiden noch Separieren einzelner Elemente erforderlich
ist, womit der Vorgang des Anbringens jedes Szintillators an einem
anderen, um diese aneinander zu sichern, vermieden wird, denn bei der Erfindung
müssen
die Szintillatoreinheiten voneinander weder abgeschnitten noch getrennt
werden. Dadurch wird die Präzision
der Relativpositionierung zwischen den Szintillatoreinheiten beim
Anbringen und Sichern der Szintillatoreinheiten nicht verschlechtert,
wodurch die Röntgenstrahlung
mit ausreichender örtlicher
Präzision
auch dann erfasst werden kann, wenn der Kollimator zur Formung der Röntgenstrahlung
vor dem Szintillator weggelassen wird.
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Die
vorliegende Erfindung soll nicht auf die oben beschriebenen Ausführungsformen
beschränkt sein,
vielmehr kann sie in einer Vielzahl von Ausführungsformen ausgeübt werden.
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In
der Grenze kann der Szintillator teilweise in der Laminierungs-
oder Stapelrichtung der Fotodiode und des Szintillators (in der
Richtung der auftreffenden Röntgenstrahlung) über den
gesamten Bereich der Grenze platziert sein, die sich in Kanalrichtung
und in Reihenrichtung erstreckt (in der Richtung entlang der Detektionsebene),
was als bevorzugte Ausführungsform
angesehen wird oder er kann mit Ausnahme einiger Teile über die
Erfassungsebene verteilt werden. In jedem Fall wird die Effizienz
der Röntgenstrahlungsakquisition
im Vergleich zu einem Detektor nach dem Stand der Technik verbessert,
der in den Grenzbereichen keine Szintillatoren aufweist, während das Übersprechen
im Vergleich zu einem Detektor ohne Reflektor verbessert wird.
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Die
Varianten der Szintillatoren hinsichtlich ihrer verschiedenen Anordnungen
in den gegebenen Ausführungsbeispielen,
sowie hinsichtlich der Nuten, die hohl oder ausgefüllt sein
können,
können
miteinander beliebig kombiniert werden. Beispielsweise kann bei
der ersten oben beschriebe nen Ausführungsform die Nut 45 hohl
sein, während
bei der zweiten beschriebenen Ausführungsform in die Nut 45 ein
röntgendurchlässiger Reflektor
eingesetzt werden kann, wohingegen in der dritten Ausführungsform
wenigstens einige der Nuten 75a und/oder 75b hohl
ausgebildet sein können.
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Der
erfindungsgemäße Detektor
weist an den Grenzen zwischen den Szintillatoreinheiten Szintillatoren
auf und ermöglicht
ein einfaches Fertigungsverfahren unter der Voraussetzung, dass
die in Stapelrichtung (d.h. ungefähr senkrecht zu den Schichten)
auf den Szintillator und die Fotodiode auftreffende Röntgenstrahlung
an der Grenze in Licht umgewandelt werden kann. Beispielsweise kann
der Szintillator an der Grenze der ansonsten voneinander getrennten
Szintillatoreinheiten angeordnet werden. Jedoch besteht wie oben
beschrieben eine besonders einfache Fertigungsmethode darin, den Szintillator
ungeteilt zu lassen, indem das Szintillatorelement mit einer oder
mehreren Nuten versehen wird, die flacher sind als die Dicke des
Szintillatorelements.
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In
die Nut kann ein aus jedem geeigneten Material bestehendes Reflektorelement
eingesetzt werden, sofern es den Lichtübertritt zwischen benachbarten
Szintillatoreinheiten mindert oder unterdrückt. Obwohl in den oben beschriebenen
Ausführungsformen
Beispiele für
Material gegeben ist, dass in flüssiger
Form vorliegt und in die Nut eingespritzt und darin später ausgehärtet werden
kann, kann auch ein festes Material eingesetzt werden. Zusätzlich kann
anstelle eines Reflektors ein abschirmendes Material zur Abschirmung
des Lichts eingesetzt werden.
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Die
vorliegende Erfindung schlägt
einen Detektor 24 vor, der das Übersprechen zwischen den Detektorzellen 41, 61, 71 vermindert,
während
er die Akquisitionseffizienz für
Röntgenstrahlung
verbessert. Der Detektor 24 weist eine Anzahl von Detektorzellen 41, 61, 71 auf,
die entlang einer Röntgenstrahlungserfassungsfläche 24a angeordnet
sind, wobei jede Detektorzelle 41, 61, 71 eine
Szintillatoreinheit 42, 62, 72 aufweist,
die aus einem Szintillator und einer Fotodiode 43, 63, 73 besteht,
die das von der Szintillatoreinheit 42, 62, 72 herkommende
Licht in elektrische Signale verwandelt. Die Szintillatoreinheiten 42, 62, 72 sind
voneinander durch die Grenze getrennt, die eine Nut 45, 65, 75 aufweist,
die sich in der Kanalrichtung und der Reihenrichtung erstreckt. In
Richtung der einfallenden Röntgenstrahlung
ist die Grenze zu einem Teil mit Szintillatormaterial versehen.
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Ohne
von dem Geist und dem Schutzbereich der vorliegenden Erfindung abzuweichen,
können
die Ausführungsformen
der Erfindung weithin abgewandelt werden. Es versteht sich, dass
die vorliegende Erfindung nicht auf die speziellen, in der Figurenbeschreibung
gegebenen Ausführungsformen,
sondern nur durch die nachfolgenden Patentansprüche beschränkt ist.
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- 100
- Computertomographische
Röntgeneinrichtung
- 1
- Bedienkonsole
- 6
- Monitor
- 2
- Eingabeeinrichtung
- 3
- Zentrale
Verarbeitungseinheit
- 5
- Datenakquisitionspuffer
- 7
- Speichereinheit
- 20
- Scannende
Gantry
- 21
- Röntgenröhre
- 15
- Drehende
Einheit
- 23
- Kollimator
- 26
- Drehcontroller
- 22
- Röntgenstrahlungscontroller
- 24
- Vielzelliger
Röntgendetektor
- 25
- DAS
- 29
- Kommunikationscontroller
- 30
- Schleifring
- 12
- Liege
- 10
- Bildgebungstisch