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HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf das diagnostische
Abbilden und, spezieller auf einen Direktumwandlungs-Detektor, der
in der Lage ist, eine Photonen-Zählung
und/oder Energiedaten mit verringerter Ladungsteilung zwischen Pixeln
des Direktumwandlungs-Detektors zu liefern.
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Typischerweise
emittiert in radiografischen Abbildungssystemen, wie Röntgen- und
Computertomografie (CT), eine Röntgenstrahlenquelle
Röntgenstrahlen
zu einem Subjekt oder Objekt, wie einem Patienten oder einem Gepäckstück. Im Folgenden
können
die Begriffe "Subjekt" und Objekt" austauschbar benutzt
werden, um etwas zu beschreiben, das abgebildet werden kann. Der
Strahl trifft, nachdem er durch das Subjekt geschwächt worden
ist, auf eine Reihe von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität der geschwächten Strahlung,
die von der Detektorreihe empfangen wird, ist typischerweise abhängig von
der Schwächung
der Röntgenstrahlen.
Jedes Element der Detektorreihe erzeugt ein separates elektrisches
Signal, das den geschwächten
Strahl anzeigt, der von diesem Detektorelement empfangen wurde.
Die elektrischen Signale werden zu einem Datenverarbeitungssystem
zur Analyse übertragen,
das schließlich
ein Bild erzeugt.
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In
einigen CT-Abbildungssystemen z. B. werden die Röntgenstrahlenquelle und die
Detektoranordnung inner halb eines Gerüstes und innerhalb einer Abbildungsebene
um das Subjekt herum gedreht. Röntgenstrahlenquellen
für solche
CT-Abbildungssysteme schließen,
ohne darauf beschränkt
zu sein, typischerweise Röntgenröhren, Festkörper-Röntgenstrahlenquelle,
thermionische Röntgenstrahlenquellen
und Feldemitter ein, die Röntgenstrahlen
als einen Fächerstrahl
emittieren, der aus einem Brennpunkt austritt. Röntgenstrahlen-Detektoren für solche
CT-Abbildungssysteme sind typischerweise in einem kreisförmigen Bogen
konfiguriert, der zu einem Brennpunkt zentriert ist. Zusätzlich schließen solche
Detektoren einen Kollimator zum Kollimieren der an einem Detektor
empfangenen Röntgenstrahlen
ein, der zu einem Brennpunkt fokussiert. Solche Detektoren schließen, benachbart
dem Kollimator, einen Szintillator zum Umwandeln von Röntgenstrahlen
in Lichtenergie und eine Fotodiode zum Empfangen der Lichtenergie
von einem benachbarten Szintillator und zum Produzieren elektrischer
Signale daraus ein. Typischerweise wandelt jeder Szintillator einer Szintillator-Anordnung
Röntgenstrahlen
in Lichtenergie um. Jede Fotodiode detektiert die Lichtenergie und
erzeugt ein entsprechendes elektrisches Signal als eine Funktion
des durch eine entsprechende Fotodiode emittierten Lichtes. Die
Abgaben der Fotodioden werden dann zu einem Datenverarbeitungssystem
zur Bildrekonstruktion übertragen.
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Konventionelle
CT-Abbildungssysteme benutzen Detektoren, die radiografische Energie
in Stromsignale umwandeln, die über
eine Zeitdauer integriert, dann gemessen und schließlich digitalisiert
werden. Ein Nachteil solcher Detektoren ist jedoch ihre Unfähigkeit,
Daten oder Rückkopplung
hinsichtlich der Anzahl und/oder Energie der detektierten Photonen
zu liefern. Konventionelle CT-Detektoren haben eine Szintillator-Komponente
und eine Fotodioden-Komponente, wobei die Szintillator-Komponente
aufgrund des Empfanges radiografischer Energie leuchtet und die
Fo todiode das Leuchten der Szintillator-Komponente nachweist und
ein elektrisches Signal als eine Funktion der Intensität des Leuchtens
liefert. Unter dem Betriebsmodus der Ladungsintegration ist die
Fotodiode nicht in der Lage, zwischen dem Energieniveau oder der
Photonenzählung
von der Szintillation zu unterscheiden. So können z. B. zwei Szintillatoren
mit äquivalenter
Intensität leuchten
und sie liefern als solche eine äquivalente
Abgabe zu ihren entsprechenden Fotodioden. Doch mag die Anzahl der
von jedem Szintillator empfangenen Röntgenstrahlen, ebenso wie die
Röntgenstrahlen-Intensität, verschieden
sein, doch liefern sie eine äquivalente
Lichtabgabe.
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Energie
diskriminierende Direktumwandlungs-Detektoren sind nicht nur in
der Lage, Röntgenstrahlen zu
zählen,
sondern sie liefern auch eine Messung des Energieniveaus für jeden
nachgewiesenen Röntgenstrahl.
Ein solcher Detektor könnte
daher potenziell für
das SPECT- oder PET-Abbilden
eingesetzt werden. Energie diskriminierende Detektoren können auch
benutzt werden, Zusammensetzungs-Information von einem abgebildeten
Objekt zu liefern, indem ein Material-Diskriminierungs-Algorithmus
auf die gemessenen Energieniveaus angewandt wird. Während eine
Anzahl von Materialien bei der Konstruktion eines Energie diskriminierenden
Direktumwandlungs-Detektors benutzt werden kann, wurden Halbleiter,
wie typischerweise Cadmium-Zink-Tellurid (CZT), Cadmiumtellurid
(CdTe) und Ähnliche,
als bevorzugte Materialien gezeigt.
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Bei
einer typischen Abbildungs-Anwendung werden Röntgenstrahlen in dem Direktumwandlungs-Material
absorbiert, was zu einer Erzeugung einer elektrischen Ladung in
dem Direktumwandlungs-Material führt. Um
digitale Bildinformation zu erzeugen, wird die erzeugte Ladung auf
segmentierten Anoden gesammelt, die typischerweise entweder eine Ladungsintegrations-
oder Ladungsimpulszähl-Elektronik
benutzen.
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Ein
Nachteil der Direktumwandlungs-Halbleiterdetektoren ist jedoch,
dass die in dem Direktumwandlungs-Material nahe den Spalten oder Peripherien
der Anoden absorbierten Röntgenstrahlen
dazu führen
können,
dass eine Ladung darin erzeugt wird, die von mindestens zwei benachbarten
Pixelanoden geteilt wird. Benutzt man eine Ladungsintegrations-Elektronik,
dann kann eine Ladungsteilung sich selbst als eine Einstreuung zwischen
benachbarten Pixeln manifestieren, was dazu führt, dass die Elektronik elektronisches Rauschen
verstärkt
und das Bild räumlich
verwischt. Benutzt man Impuls zählende
Elektronik, dann kann die Ladungsteilung zu einer Teilung der Ladung
zwischen mindestens zwei Anoden führen, was zu verlorenen Zählungen
führt,
wenn die Amplitude des Ladungsimpulses, der in mindestens einer
der Anoden gesammelt wird, unterhalb einer Diskriminierungsschwelle
liegt. Beim Impulszählen
können
außerdem
Röntgenstrahlen hoher
Energie zu einem Verlust an Nachweis-Quanteneffizienz (DQE) durch
Erzeugen von zwei oder mehr Zählungen
führen,
die in zwei oder mehr benachbarten Anoden gesammelt werden, so dass
die Ereignisse falsch gezählt
werden und Binning z. B. eines einzigen Ereignisses hoher Energie
als zwei oder mehr Ereignisse geringer Energie. Die falsche Zählung von
Ereignissen und Binning mit Bezug auf die Energie beeinträchtigt die
Fähigkeit
zur Material-Diskriminierung.
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Ein
anderer Nachteil der Direktumwandlungs-Halbleiterdetektoren hinsichtlich der
CT-Abbildung ist, dass das Ansprechen an der Kante und den Ecken
des Direktumwandlungs-Kristalles nicht reproduzierbar ist. Solche
Stellen eines Direktumwandlungs-Kristalles haben typischerweise
Ladung einfangende Zentren, die Veränderungen im in ternen elektrischen
Feld verursachen, wenn sich der auftreffende Röntgenstrahlfluss ändert. Das
sich ändernde
interne Feld kann ein dürftiges
Ansprechen des Detektors verursachen, was zu einem nicht optimalen
Bild führen
kann.
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Ein
anderer Nachteil von Direktumwandlungs-Halbleiterdetektoren hinsichtlich des
CT-Abbildens ist, dass diese Arten von Detektoren nicht bei den
sehr hohen Röntgenstrahlphotonen-Flussraten
zählen
können, die
typischerweise bei konventionellen CT-Systemen angetroffen werden,
d. h., bei oder oberhalb 5–100
Millionen Zählungen
pro Sekunde pro Quadratmillimeter (Mcps). Die sehr hohe Röntgenstrahlphotonen-Flussrate verursacht
Ansammlung und Polarisation, was schließlich zur Detektorsättigung
führen
kann. Dies bedeutet, dass diese Detektoren typischerweise bei relativ
geringen Schwellenniveaus des Röntgenstrahlflusses
gesättigt
sind. Oberhalb dieser Schwellen ist das Ansprechen des Detektors
nicht vorhersagbar oder er hat eine beeinträchtigte Dosisnutzung. Die Sättigung
kann an Detektorstellen auftreten, an denen eine geringe Subjektdicke
zwischen dem Detektor und der radiografischen Energiequelle oder
Röntgenstrahlenröhre liegt.
Es wurde gezeigt, dass diese gesättigten
Regionen Pfaden geringer Subjektdicke nahe oder außerhalb
der Breite des Subjektes entsprechen, die auf den Detektor-Fächerbogen
projiziert sind. In vielen Fällen
ist das Subjekt mehr oder weniger kreisförmig oder elliptisch in der
Wirkung auf die Schwächung
des Röntgenstrahlenflusses
und nachfolgend auftreffender Intensität auf den Detektor. In diesem
Falle repräsentieren
die gesättigten
Regionen zwei nicht verbundene Regionen an Extremen des Fächerbogens.
In anderen Fällen
tritt Sättigung
bei anderen Stellen und in mehr als zwei nicht verbundenen Regionen
des Detektors auf. Im Falle eines elliptischen Subjektes ist die
Sättigung
an den Kanten des Fächerbogens
durch das Einfügen
eines Frackschleifen-Filters zwischen dem Sub jekt und der Röntgenstrahlenquelle
vermindert. Typischerweise ist der Filter derart konstruiert, dass
er die Gestalt des Subjektes in einer solchen Weise anpasst, dass
die Gesamtschwächung,
Filter und Subjekt, über
den Fächerbogen
egalisiert wird. Der auf den Detektor auftreffende Fluss ist dann über den
Fächerbogen
gleichmäßiger und
führt nicht
zu einer Sättigung.
Der Frackschleifen-Filter mag jedoch nicht optimal sein, wenn eine
Subjekt-Population signifikant weniger als gleichmäßig und
nicht genau elliptisch in der Gestalt ist. In solchen Fällen ist
es möglich,
daß ein
oder mehrere nicht verbundene Regionen der Sättigung auftreten oder, umgekehrt,
dass der Röntgenstrahlfluss
zu stark gefiltert und Regionen sehr geringen Flusses erzeugt werden.
Geringer Röntgenstrahlenfluss
in der Bildprojektion neigt zum Erhöhen des Rauschens im rekonstruierten
Bild des Subjektes.
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Die
Detektor-Sättigung
verursacht einen Verlust an Abbildungs-Information und führt zu Artefakten
in der Röntgenstrahlen-Projektion
und CT-Bildern. Außerdem
treten Hysterese und andere nicht-lineare Effekte bei Flussniveaus
nahe der Detektor-Sättigung
ebenso wie bei Flussniveaus oberhalb der Detektor-Sättigung auf.
Direktumwandlungs-Detektoren neigen zu einer Erscheinung, die "Polarisation" genannt wird, bei
der der Ladungseinfang innerhalb des Materials das interne elektrische
Feld ändert,
die Detektorzählung
und die Energie-Reaktion in unvorhersagbarer Weise ändert und
führt zu
einer Hysterese, bei der das Ansprechen durch eine vorhergehende
Bestrahlung geändert
ist. Im Besonderen erfahren Photonen zählende Direktumwandlungs-Detektoren
eine Sättigung
aufgrund der ihnen innewohnenden Ladungs-Sammelzeit (d. h., Totzeit),
die mit jedem Röntgenstrahlphoton-Ereignis
verbunden ist. Die Sättigung
tritt aufgrund der Impuls-Ansammlung auf, wenn die Röntgenstrah lenphoton-Absorptionsrate
für jedes
Pixel in der Größenordnung
des Umgekehrten der Ladungs-Sammelzeit liegt.
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Es
wurde eine Anzahl von Techniken entwickelt, um sich mit der Ladungsteilung
in Direktumwandlungs-Detektoren zu befassen. Energie dikriminierende
Detektoren umfassen typischerweise eine Anzahl segmentierter Anoden,
die eine pixelartige Struktur definieren, auf dem das Direktumwandlungs-Material
elektrisch befestigt ist. Die Anoden bilden einen Ansprechbereich
der abbildenden Pixel, die die Fläche der Nachweisebene segmentieren.
Kleinere Pixel sind allgemein erwünscht, weil sie eine Information
höherer
räumlicher
Auflösung
verfügbar
machen, die zu Bildern höherer
Auflösung
führen
kann, und weil die Flussraten-Fähigkeit
im Allgemeinen mit kleineren Pixeln verbessert ist. Die geringere
Pixelgröße kann
jedoch zu höheren Kosten
führen,
da es mehr Kanäle
pro Flächeneinheit
gibt, die mit der Auslese-Elektronik verbunden sein müssen. Zusätzlich haben
kleinere Pixel oder Detektor-Elemente größere Verhältnisse von Umfang zu Fläche, was zu
einem größeren Prozentsatz
von Ladungsteilungs-Regionen pro Flächeneinheit des Detektors führt.
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Weil
sich die Umfänge
der Pixel in der Region befinden, in der eine Ladung zwischen zwei
oder mehr Pixeln geteilt werden kann, tritt für solch eine Ladung eine unvollständige Energieinformation
und/oder eine Fehlzählung
von Röntgenstrahl-Photonen
auf, weil die Auslese-Elektronik nicht konfiguriert ist, nahezu
gleichzeitige Signale in benachbarten Pixeln zu kombinieren. Die
Auslese-Elektronik könnte
eine Zeit-Koinzidenz-Schaltung beinhalten, die dahingehend konfiguriert
ist, dass sie Ereignisse identifiziert, die innerhalb eines definierten
Zeitfensters auftreten, das, nachdem die Identifikation stattgefunden
hat, verhindert, dass das nachgewiesene Ereignis eine Bin-Zäh lung empfängt. Eine
solche Elektronik kann jedoch teuer und schwierig auszuführen sein.
Eine Zeit-Koinzidenz-Schaltung würde
auch nicht angemessen Energie-Information über das Röntgenstrahlen-Ereignis bewahren,
das zwischen zwei oder mehr Pixeln geteilt ist, ohne an einer Verschlechterung
aufgrund einer Änderungs-Koinzidenz
zu leiden, die zusammen mit dem nahezu gleichzeitigen Ankommen von
zwei oder mehr Photonen in benachbarten Regionen auftritt.
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Um
das Problem hinsichtlich der Reproduzierbarkeit des Ansprechens
an den Kanten und Ecken des Direktumwandlungs-Kristalles zu lösen, wird
typischerweise ein Schutzring auf der Anodenoberfläche der
Vorrichtung oder auf Seitenwandungen der Kristallwandungen angeordnet.
Der Schutzring verhindert jedoch das Einfangen von Ladung innerhalb
des Halbleiters nicht und ein Schutzring verhindert nicht, dass
sich innerhalb des Halbleiters ein sich änderndes elektrisches Feld
entwickelt.
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Es
wäre daher
erwünscht,
eine CT-Vorrichtung und ein Verfahren zu entwickeln, um die Ladungsteilung
zwischen Pixeln des Direktumwandlungs-Detektors zu vermindern.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung liefert ein Verfahren und eine Vorrichtung,
die die vorerwähnten
Nachteile überwinden.
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Gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung schließt ein CT-Abbildungssystem
mehrere metallisierte Anoden ein, wobei jede metallisierte Anode
durch einen Spalt von einer anderen metallisierten Anode getrennt
ist. Ein Direktumwandlungs-Material ist elektrisch mit den mehreren
metallisierten Anoden gekoppelt und weist eine Ladungstei lungs-Region
auf, in der eine elektrische Ladung, erzeugt durch einen auf das
Direktumwandlungs-Material auftreffenden Röntgenstrahl, zwischen mindestens
zwei der mehreren metallisierten Anoden geteilt wird. Ein Röntgenstrahlen
schwächendes
Material ist angeordnet, um Röntgenstrahlen
zu schwächen,
die auf die Ladungsteilungs-Region gerichtet sind.
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Gemäß einem
anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung schließt ein Verfahren zum Herstellen
eines CT-Detektors das Bereitstellen mehrerer metallisierter Anoden
und das Trennen der mehreren metallisierten Anoden voneinander durch
einen Spalt ein. Das Verfahren schließt weiter das Anbringen eines
Direktumwandlungs-Materials an den mehreren metallisierten Anoden
und das Anordnen einen Röntgenstrahlen
absorbierenden Materials derart ein, dass zur Ladungsteilungs-Region
des Direktumwandlungs-Materials gerichtete Röntgenstrahlen absorbiert werden.
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Gemäß noch einem
anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung schließt ein CT-System ein drehbares Gerüst mit einer Öffnung zur
Aufnahme eines zu scannenden Objektes ein. Eine Projektionsquelle
für elektromagnetische
Energie hoher Frequenz ist konfiguriert, einen Strahl elektromagnetischer
Energie hoher Frequenz zum Objekt zu projizieren und ein Detektor
ist angeordnet, um Röntgenstrahlen
zu empfangen, die durch das Objekt hindurchgegangen sind. Der Detektor
schließt
ein Paar elektrischer Ladungsdetektoren, die einen Spalt dazwischen
aufweisen, ein Direktumwandlungs-Material, das elektrisch mit dem
Paar elektrischer Ladungsdetektoren gekoppelt ist, und einen Röntgenstrahlen-Blocker ein, der
zwischen dem Strahl elektromagnetischer Energie hoher Frequenz und
dem Direktumwandlungs-Material angeordnet und konfiguriert ist, Röntgenstrahlen
zu blockieren, die zu der Region des Direktumwandlungs-Materials gerichtet
sind, die in der Lage ist, eine Ladung zu erzeugen, die durch jeden
des Paares elektrischer Ladungsdetektoren nachweisbar ist.
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Verschiedene
andere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus
der folgenden detaillierten Beschreibung und der Zeichnung deutlich.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG
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Die
Zeichnung veranschaulicht eine bevorzugte Ausführungsform, die derzeit zur
Ausführung
der Erfindung vorgesehen ist.
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In
der Zeichnung ist:
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1 eine
Bildansicht eines CT-Abbildungssystems,
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2 ein
schematisches Blockdiagramm des in 1 dargestellten
Systems,
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3 eine
perspektivische Ansicht einer Ausführungsform einer Detektoranordnung
des CT-Systems,
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4 eine
perspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Detektors,
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5 eine
perspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Direktumwandlungs-CT-Detektors,
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6 eine
perspektivische auseinandergezogene Ansicht von Komponenten eines
Direktumwandlungs-Detektors gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung,
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7 eine
Draufsicht einer Gitteranordnung mit Direktumwandlungs-Anodenkontakten
gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung,
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8 eine
Darstellung einer Ladungsteilungs-Region eines Direktumwandlungs-Detektors
gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung,
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9 eine
Darstellung einer Gitterstruktur und einer Kollimator-Anordnung
gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung,
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10 eine
Darstellung einer Gitterstruktur und einer Kollimator-Anordnung
gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung,
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11 zeigt
ein Gitter-zu-Pixel-Muster gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung,
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12 zeigt
ein Gitter-zu-Pixel-Muster gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung,
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13 zeigt
ein Gitter-zu-Pixel-Muster gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung,
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14 ist
eine Bildansicht eines CT-Systems zum Einsatz mit einem nicht-invasiven
Verpackungs-Inspektionssystem, das eine Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung beinhaltet.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
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Die
Betriebsumgebung der vorliegenden Erfindung wird unter Bezugnahme
auf ein Computertomografie (CT)-Sys tem für vierundsechzig Schichten
beschrieben. Der Fachmann wird jedoch erkennen, dass die vorliegende
Erfindung zusammen mit anderen Mehrschicht-Konfigurationen gleichermaßen anwendbar
ist. Die vorliegende Erfindung wird hinsichtlich des Nachweises
und der Umwandlung von Röntgenstrahlen
beschrieben. Der Fachmann wird jedoch erkennen, dass die vorliegende
Erfindung auf den Nachweis und die Umwandlung anderer elektromagnetischer
Energie hoher Frequenz gleichermaßen anwendbar ist. Die vorliegende
Erfindung wird unter Bezugnahme auf einen CT-Scanner der "dritten Generation" beschrieben, doch
ist sie gleichermaßen
bei anderen CT-Systemen
anwendbar.
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In
den 1 und 2 ist ein Computertomografie
(CT)-Abbildungssystem 10 gezeigt, das ein Gerüst bzw.
einen Träger 12 einschließt, der
repräsentativ
für einen
CT-Scanner der "dritten
Generation" ist.
Das Gerüst 12 hat
eine Röntgenstrahlenquelle 14,
die einen Strahl von Röntgenstrahlen 16 zu
einer Detektor-Anordnung oder einem Kollimator 18 auf der
gegenüber
liegenden Seite des Gerüstes 12 projiziert.
Die Detektor-Anordnung 18 ist durch eine Vielzahl von Detektoren 20 und
Datenerfassungssystemen (DAS) 32 gebildet. Die Vielzahl
der Detektoren 20 misst die projizierten Röntgenstrahlen,
die durch einen medizinischen Patienten 22 hindurchgegangen
sind, und die DAS 32 wandeln die Daten in Digitalsignale
für die
nachfolgende Verarbeitung um. Jeder Detektor 20 erzeugt
ein analoges elektrisches Signal, das die Intensität eines
auftreffenden Röntgenstrahles
und folglich des geschwächten
Strahles repräsentiert,
der durch den Patienten 22 hindurchgegangen ist. Während einer
Abtastung bzw. eines Scans zum Sammeln von Röntgenstrahlen-Projektionsdaten
rotieren das Gerüst 12 und
die darauf montierten Komponenten um ein Rotationszentrum 24 herum.
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Die
Rotation des Gerüstes 12 und
der Betrieb der Röntgenstrahlenquelle 14 werden
durch einen Kontrollmechanismus 26 des CT-Systems 10 geregelt.
Der Kontrollmechanismus 26 schließt einen Röntgenstrahlen-Kontroller 28,
der einer Röntgenstrahlenquelle 14 Energie
und Taktsignale liefert, sowie einen Gerüstmotor-Kontroller 30 ein,
der die Rotationsgeschwindigkeit und Position des Gerüstes 12 kontrolliert.
Ein Bildrekonstrukter 34 empfängt gesammelte und digitalisierte
Röntgenstrahldaten
von DAS 32 und führt
eine Rekonstruktion mit hoher Geschwindigkeit aus. Das rekonstruierte
Bild wird als eine Eingabe an einen Computer 36 gelegt,
der das Bild in einer Massenspeicher-Vorrichtung 38 speichert.
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Computer 36 empfängt auch
Anweisungen und Scan-Parameter
von einer Bedienungsperson über eine
Konsole 40, die eine Tastatur aufweist. Eine dazugehörige Kathodenstrahlröhren-Anzeige 42 erlaubt
es der Bedienungsperson, das rekonstruierte Bild und andere Daten
vom Computer 36 zu beobachten. Die von der Bedienungsperson
gegebenen Anweisungen und Parameter werden vom Computer 36 benutzt,
Steuersignale und Information zur DAS 32, dem Röntgenstrahlen-Kontroller 28 und
dem Gerüstmotor-Kontroller 30 zu liefern.
Zusätzlich
betreibt Computer 36 einen Tischmotor-Kontroller 44,
der einen motorisierten• Tisch 46 kontrolliert,
um Patient 22 und Gerüst 12 zu
positionieren. Insbesondere bewegt Tisch 46 Abschnitte
des Patienten 22 durch eine Gerüstöffnung 48.
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Wie
in den 3 und 4 gezeigt, schließt Detektor-Anordnung 18 eine
Vielzahl von Detektoren 20 und DAS 32 ein, wobei
jeder Detektor 20 eine in Packung 51 angeordnete 50 einschließt. Schienen 17 der Detektor-Anordnung 18 haben
kollimierende Schaufeln oder Platten 19, die dazwischen
angeordnet sind. Detektor-Anordnung 18 ist posi tioniert,
um Röntgenstrahlen 16 zu
kollimieren, bevor diese Strahlen auf den Detektor 20 auftreffen.
In einer in 3 gezeigten Ausführungsform
schließt
Detektor-Anordnung 18 siebenundfünfzig Detektoren 20 ein,
wobei jeder Detektor 20 eine Anordnungsgröße von 64×16 Pixel-Elementen 50 aufweist.
Als ein Resultat hat die Detektor- Anordnung 18 vierundsechzig
Zeilen und neunhundertzwölf
Spalten (16 × 57
Detektoren), die das gleichzeitige Sammeln von Daten von vierundsechzig
Schnitten mit jeder Rotation des Gerüstes 12 gestatten.
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Detektoren 20 schließen Stifte 52 ein,
die innerhalb der Packung 51 relativ zu Detektor-Elementen 50 angeordnet
sind. Packung 51 ist auf einer Dioden-Anordnung 53 positioniert,
die eine Vielzahl von Dioden 59 aufweist. Die Dioden-Anordnung 53 wiederum
ist auf einem Vielschicht-Substrat 54 angeordnet. Abstandshalter 55 sind
auf dem Vielschicht-Substrat 54 angeordnet. Detektor-Elemente 50 sind
optisch mit der Dioden-Anordnung 53 gekoppelt und die Dioden-Anordnung 53 wiederum
ist elektrisch mit dem Vielschicht-Substrat 54 gekoppelt.
Flexible Stromkreise 56 sind an Fläche 57 des Vielschicht-Substrates 54 und
an DAS 32 angebracht. Detektoren 20 sind innerhalb
der Detektor-Anordnung 18 durch
den Gebrauch von Stiften 52 positioniert.
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Im
Betrieb erzeugen Röntgenstrahlen,
die innerhalb der Detektor-Elemente 50 auftreffen, Photonen, die
durch Packung 51 hindurchgehen und dadurch ein Analogsignal
erzeugen, das auf einer Diode 58 innerhalb der Dioden-Anordnung 53 nachgewiesen
wird. Das erzeugte Analogsignal wird durch das Vielschicht-Substrat 54 durch
einen der flexiblen Stromkreise 56 zur DAS 32 getragen,
worin das Analogsignal in ein Digitalsignal umgewandelt wird.
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In
einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist jeder Detektor so entworfen, dass
er direkt radiografische Energie in elektrische Signale umwandelt,
die Energie diskriminierende oder Photonen zählende Daten enthalten. Die
vorliegende Erfindung sieht eine Anzahl von Konfigurationen für diese
Detektoren, ihre Komponenten und die Art und Weise vor, in der Daten
ausgelesen werden. In einer bevorzugten Ausführungsform sind die Halbleiter
aus Cadmiumtellurid oder Cadmium-Zink-Tellurid (CZT) hergestellt.
Der Fachmann wird jedoch leicht erkennen, dass andere Materialien,
die zur direkten Umwandlung radiografischer Energie in der Lage
sind, benutzt werden können.
Wie beschrieben werden wird, ist eine Gitter-Anordnung zwischen
einem Direktumwandlungs-Material und einer Röntgenstrahlenquelle angeordnet,
um Röntgenstrahlen
zu schwächen,
die auf Spalte zwischen Anoden gerichtet sind, die den Direktumwandlungs-Detektor
bilden. Diese Gitter ergeben eine verbesserte Detektor-Leistungsfähgkeit und
vermindern Ladungen, die in einer Region der Direktumwandlung erzeugt
werden, in der die erzeugten Ladungen zwischen benachbarten Anoden
des Direktumwandlungs-Detektors geteilt werden würden.
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Es
ist allgemein bekannt, dass ein auf ein Direkt-umwandlungs-Material
auftreffender Röntgenstrahl eine
Ladung in der Masse des Direktumwandlungs-Materials erzeugen wird,
die durch das Direktumwandlungs-Material zu einer Anodenstruktur
wandert, die zum Sammeln der Ladung angeordnet ist. Der Betrieb
des Detektors in einer Abbildungsanwendung erfordert Messung der
Ladung durch Sammeln der Ladung auf segmentierten Anoden. Die segmentierten
Anoden definieren den Ansprechbereich der Nachweisebene. Wenn ein
Röntgenstrahl
jedoch auf das Direktumwandlungs-Material in einer Region nahe den
Spalten zwischen den Anoden auftrifft, dann wird die Ladung zwischen
mindestens zwei be nachbarten Anoden geteilt. Eine solche Ladungsteilung
kann zu Bild-Artefakten führen.
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Um
ein Bild unter Benutzung eines Direktumwandlungs-Detektors zu erzeugen,
werden im Allgemeinen entweder Ladungsintegrations- oder Ladungsimpulszähl-Elektronik
benutzt. Für
die Ladungsintegration wird die Ladung über den Bereich des Pixels
integriert und die integrierte Ladung wird zum Erzeugen eines Digitalsignals
benutzt, das eine Röntgenstrahlen-Zählung anzeigt
und auch eine Messung des Energieniveaus jedes nachgewiesenen Röntgenstrahles
liefert. Für
die Impulszählung
wird die Amplitude des gegenwärtigen Impulses
mit einem Schwellenniveau verglichen und in Bin-Zählern gespeichert,
um Photonenenergie aufzuzeichnen.
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In
den 5 und 6 ist ein Abschnitt eines Röntgenstrahlen-Detektors 98 gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung gezeigt. Detektor 98 schließt eine
Halbleiterschicht 100 ein, die ein Direktumwandlungs-Material 101 aufweist
und vorzugsweise aus einem Halbleitermaterial, wie Cadmium-Zink-Tellurid
(CZT), Cadmiumtellurid (CdTe) und Ähnlichen, konstruiert ist.
Halbleiterschicht 100 hat auch metallisierte Kontakte 102,
die an einer Oberfläche 104 des
Direktumwandlungs-Materials 101 angebracht sind.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
ist die metallisierte Oberfläche 108 eine
angrenzende Hochpannungs-Elektrode
für das
Direktumwandlungs-Material 101. Der Fachmann wird erkennen,
dass die Hochspannungs-Elektrode 108 relativ dünn sein
sollte, um die Röntgenstrahlen-Absorptionscharakteristika
zu vermindern. Demgemäß ist die
Hochspannungs-Elektrode 108 vorzugsweise einige wenige
hundert Ångström dick.
Die Hochspannungs-Elektrode 108 kann an dem Direktumwandlungs-Material 101 durch
ein Metallisierungsverfahren, wie Dampfabscheidung, befestigt werden
und sie schließt
typischerweise ein Metall, wie Gold, Platin, Silber, Kupfer, Aluminium
oder Ähnliche,
ein.
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Metallisierte
Kontakte 102 sind elektrisch mit der Schicht des Direktumwandlungs-Materials 101 verbunden
und vorzugsweise in einem zweidimensionalen Muster angeordnet. Der
Fachmann wird jedoch erkennen, dass Kontakte 102 in anderen
Mustern oder Anordnungen arrangiert werden können, z. B. einer abgestuften
Pixel-Anordnung, bei der abwechselnde Reihen verschoben sind. Kontakte 102 können auch
als Sechsecke, Rechtecke, Quadrate und Ähnliches gestaltet sein, die
eine Größe im Bereich
von typischerweise 0,2 mm bis 2,0 mm haben und Spalte dazwischen
aufweisen.
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Detektor 98 schließt eine
Röntgenstrahlen
schwächende
Gitteranordnung 110 ein. Die Gitteranordnung 110 schließt eine
Vielzahl von Stäben
oder Sprossen 114, 116 ein, die zwischen einem
oder längs
eines Umfangsrahmens 111 eingesetzt sind und Öffnungen 115 bilden.
Der Umfangsrahmen 111 und Sprossen 114, 116 sind
zumindest teilweise aus einem Röntgenstrahlen
absorbierenden oder blockierenden Material gebildet. Umfangsrahmen 111 ist
im Wesentlichen entlang dem Umfang 113 des Direktumwandlungs-Materials 101 angeordnet.
In einer Ausführungsform
sind Umfangsrahmen 111 und Sprossen 114, 116 aus
einem Metall hoher Atomzahl oder hoher Dichte, wie Wolfram, Molybdän, Blei
und Ähnlichen,
gebildet und sie haben eine Dicke von, z. B., 0,1–0,5 mm.
In einer anderen Ausführungsform
sind der Umfangsrahmen 111 und die Sprossen 114, 116 aus
einem Polymer gebildet, das mit Pulvern von, z. B., Wolfram, Molybdän, Blei
und Ähnlichem
gefüllt
ist, und sie haben eine Dicke von, z. B., 0,5–1,5 mm. Während eine Dicke des Umfangsrahmens 111 und der
Sprossen 114, 116 im Wesentlichen ähnlich sein
kann, ist es vorgesehen, dass die Dicke des Umfangsrahmens 111 größer oder
geringer als die Dicke der Sprossen 114, 116 sein
kann.
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Der
Umfangsrahmen 111 ist angeordnet, Röntgenstrahlen zu blockieren
oder zu schwächen,
die von einer Röntgenstrahlenquelle,
wie Röntgenstrahlenquelle 14 von 1,
emittiert werden, die zu den äußeren Kanten
oder dem Umfang 127 des Direktumwandlungs-Materials 101 gerichtet
sind. Gleicherweise sind Sprossen 114, 116 angeordnet,
Röntgenstrahlen
zu blockieren oder zu schwächen,
die von der Röntgenstrahlenquelle,
wie der Röntgenstrahlenquelle 14 von 1,
zu den Ladungsteilungs-Regionen 124 des Direktumwandlungs-Materials 101 emittiert
werden. Ladungsteilungs-Regionen 124 sind Regionen des
Direktumwandlungs-Materials 101,
in denen eine elektrische Ladung, die darin als ein Resultat des
Auftreffens eines Röntgenstrahles
erzeugt worden ist, zwischen mindestens zwei elektrischen Kontakten 102 geteilt
werden kann. In einer Ausführungsform
sind die Ladungsteilungs-Regionen 124 im Wesentlichen an
Spalten 125 angepasst, die zwischen elektrischen Kontakten 102 gebildet
sind.
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Weiter
bezugnehmend auf die 5 und 6 schließt, bei
einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, Gitteranordnung 110 wahlweise
eine Röntgenstrahlen
wenig schwächende
Struktur oder ein Trägermaterial 122 ein,
das zwischen benachbarten Sprossen 114, 116 in Öffnungen 115 angeordnet
ist. Trägermaterial 122 schließt ein expandiertes
oder extrudiertes polymeres Füllstoffmaterial
geringer Dichte, wie Polystyrol, Polymethacrylimid, Polyvinylchlorid,
Polyurethan, Polyethylen und Ähnliche,
ein. Trägermaterial 122 dient
als eine Strukturmembran zur Schaffung einer zusätzlichen Abstützung für die Gitteranordnung 110.
Weil das Trägermaterial 122 Röntgenstrahlen wenig
schwächt,
gehen die meisten Röntgenstrahlen,
die auf das Trägermaterial 122 gerichtet
sind, durch dieses hindurch.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
schließt
Detektor 98 eine Isolations-Anordnung 118 ein,
die zwischen Halbleiterschicht 100 und Gitteranordnung 110 angeordnet
ist. Ein Hochspannungs-Isolationsmaterial 119 wird vorzugsweise
aus einem polymeren Film mit gegen hohe Spannung isolierenden Eigenschaften, wie
Mylar, Siliconkautschuk und Polyimid, konstruiert. Isolations-Anordnung 118 schließt auch
eine Hochspannungs-Elektrode 120 ein, die an dem Hochspannungs-Isolationsmaterial 119 befestigt
ist. Hochspannungs-Elektrode 120 schließt einen Draht 121 ein,
der elektrisch mit einer Hochspannungs-Energiezufuhr 123 verbunden
ist. Hochspannungs-Elektrode 120 ist auch mit einer Hochspannungs-Elektrode 108 derart
verbunden, dass Spannung von einer Hochspannungs-Energiezufuhr 123 während des
Röntgenstrahlen-
oder Gammastrahlen-Nachweisverfahrens an Hochspannungs-Elektrode 108 angelegt
ist. Der Fachmann wird erkennen, dass Hochspannungs-Elektrode 120 relativ
dünn sein
sollte, um die Röntgenstrahlen-Absorptionscharakteristika
zu vermindern. In einer bevorzugten Ausführungsform ist die Hochspannungs-Elektrode 120 wenige hundert Ångström dick.
Die Hochspannungs-Elektrode 120 kann am Hochspannungs-Isolationsmaterial 119 durch
ein Metallisierungsverfahren, wie Dampfabscheidung, befestigt werden
und schließt
typischerweise ein Metall, wie Gold, Platin, Silber, Kupfer, Aluminium
oder Ähnliche,
ein.
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In 7 schließt eine
Draufsicht eines Abschnittes des Detektors 98 den Umfangsrahmen 111 der
Gitteranordnung 110 ein. Sprossen 114, 116 bilden Öffnungen 115,
in denen wahlweises Trägermaterial 122 angeordnet
ist. Metallisierte Kontakte 102, gezeigt als gestrichelte
Li nien, weisen dazwischen ausgebildete Spalte 125 auf.
Ladungsteilungs-Regionen 124, die im Direktumwandlungs-Material 101 gebildet
sind, weisen darüber
angeordnete Sprossen 114, 116 auf, sodass Röntgenstrahlen,
die zu den Ladungsteilungs-Regionen 124 gerichtet sind,
geschwächt
werden. Gleichermaßen
schwächt
Umfangsrahmen 111 Röntgenstrahlen,
die zum Umfang 113 des Direktumwandlungs-Materials 101 gerichtet
sind.
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In 8 ist
eine Seitenansicht des Detektors 98 gezeigt. Direktumwandlungs-Material 101 hat
metallisierte Kontakte 102, die auf Oberfläche 104 befestigt
sind, und Spalte 125, die zwischen benachbarten Kontakten 102 gebildet
sind. Hochspannungs-Elektrode 108 ist auf Direktumwandlungs-Material 101,
das Halbleiterschicht 100 bildet, gebildet. Isolationsmaterial 119 hat
eine darauf angebrachte Hochspannungs-Elektrode 120 und
bildet eine Isolations-Anordnung 118,
die auf Hochspannungs-Elektrode 108 der Halbleiterschicht 100 angeordnet
ist. Sprossen 116 der Gitteranordnung 110 sind
positioniert, um Röntgenstrahlen 16,
der 2 und 3, die zur Ladungsteilungs-Region 124 gerichtet
sind, zu schwächen.
Umfangsrahmen 111 ist gleichermaßen angeordnet, um Röntgenstrahlen 16,
der 2 und 3, die zum Umfang 113 des
Direktumwandlungs-Materials 101 gerichtet sind, zu schwächen.
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In 9 ist
eine Antistreu-Anordnung 128 gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung gezeigt. Die Antistreu-Anordnung 128 schließt eine
Vielzahl von Schaufeln 19, wie auch in 3 gezeigt,
ein, die benachbart zu oder integriert mit der Gitteranordnung 110 und
parallel mit den Sprossen 116 ausgerichtet angeordnet sein
können.
Schaufeln 19 sind in einer Fächeranordnung derart positioniert,
dass eine Ebene, die durch jede Schaufel 19 definiert wird,
im Wesentlichen parallel mit Röntgenstrah len 16 liegt,
die unmittelbar benachbart dazu hindurchgehen. Trägerdrähte 131 sind
gegen Platten 19 der Detektor-Anordnung 18 von 3 gelegt.
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Die
Antistreu-Anordnung 128 kann durch maschinelle Bearbeitung
hergestellt, geätzt,
geformt oder aus gestapelten Laminaten konstruiert sein. Antistreu-Anordnung 128 ist
vorzugsweise aus Materialien hergestellt, die eine hohe Dichte oder
hohe Atomzahl haben, wie Wolfram, Blei, Molybdän und Ähnlichen. Es ist jedoch vorgesehen,
dass die Antistreu-Anordnung 128 mit Polymeren hergestellt
werden kann, die Pulver von Blei, Molybdän, Blei und Ähnlichen
aufweisen.
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In 10 ist
eine Antistreu-Gitteranordnung 140 gemäß einer anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung gezeigt. Antistreu-Anordnung 140 schließt eine
erste Vielzahl von Schaufeln 141, integriert mit einer
zweiten Vielzahl paralleler Schaufeln 142 senkrecht zur
ersten Vielzahl von Schaufeln 141, ein. Antistreu-Anordnung 140 kann
benachbart oder integriert mit Gitteranordnung 110 angeordnet
sein. Schaufeln 141, 142 sind im Wesentlichen
ausgerichtet mit Sprossen 114, 116 der Gitteranordnung 110.
Platten 141, 142 sind vorzugsweise in einer gefächerten
Anordnung mit Bezug auf Sprossen 114, 116 angeordnet,
sodass Ebenen, die durch Platten 141, 142 gebildet
werden, im Wesentlichen parallel mit Röntgenstrahlen 16 der 2 und 3 liegen,
die unmittelbar benachbart dazu hindurchgehen. Demgemäß dienen
Platten 141, 142 zum Kollimieren von Röntgenstrahlen 16 und
zum Schwächen
von Röntgenstrahlen 16,
die zu der Ladungsteilungs-Region 124 der 5–8 gerichtet
sind.
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Antistreu-Anordnung 140 kann
maschinell hergestellt, geätzt,
geformt oder konstruiert sein aus gestapel ten Laminaten. Antistreu-Anordnung 140 ist
vorzugsweise hergestellt aus Materialien mit einer hohen Dichte
oder hohen Atomzahl, wie Wolfram, Blei, Molybdän und Ähnlichen. Es ist jedoch vorgesehen,
dass die Antistreu-Anordnung 140 mit Polymeren hergestellt
werden kann, die Pulver von Blei, Molybdän, Blei und Ähnlichen
aufweisen.
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11 zeigt
eine 1:1 Gitter-zu-Pixel-Anordnung gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung. Gitteranordnungs-Muster 150 repräsentiert
das Positionieren von Umfangsmaterial 111 und Sprossen 114, 116 der
Gitteranordnung 110. Pixelmuster 152 repräsentiert
die Anordnung von Kontakten 102 der Halbleiterschicht 100.
Wie gezeigt, korreliert jeder Kontakt 102 mit einer einzigen
Raumöffnung 115,
die durch Sprossen 114, 116 und/oder Umfangsmaterial 111 begrenzt
ist.
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12 veranschaulicht
ein 1:4-Gitteranordnungs-Muster 160 zum Pixelmuster 162.
Gitteranordnungs-Muster 160 ist
ein Muster der Gitteranordnung 110, das an das Pixelmuster 162 von
Kontakten 102 der 5 und 6 angepasst
ist. In dieser Ausführungsform
sind die Kontakte 102 des Pixelmusters 162 beträchtlich
kleiner als die Pixelgröße, wie
in 11 veranschaulicht, was die Raumauflösung des
Detektors 98 von 5 verbessert.
Gitteranordnung 110 hat Sprossen 114, 116,
die, in der Draufsicht, im Wesentlichen an jede zweiten der Spalten 125 der
Kontakte 102 angepasst sind. Gitteranordnung 110 hat
Umfangs-Material 111,
das im Wesentlichen an den Umfang 113 des Direktumwandlungs-Materials 101 der 5 und 6 angepasst
ist. Der Fachmann wird erkennen, dass Antistreu-Schaufeln 19 von 9 oder
die zweidimensionale Antistreu-Gitteranordnung 140 der 10 benutzt
werden kann, um an das hierin veranschaulichte Muster zur Streuungsverringerung
anzupassen.
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13 veranschaulicht
ein Pixelmuster 172 hoher Auflösung, das eine 1:1-Anpassung
an Gitteranordnungs-Muster 170 aufweist. Gitteranordnungs-Muster 170 ist
ein Muster der Gitteranordnung 110, das an das Pixelmuster 172 von
Kontakten 102 angepasst ist. In dieser Ausführungsform
sind die Kontakte 102 des Pixelmusters beträchtlich
kleiner als die Pixelgröße, wie
in 11 veranschaulicht, was die räumliche Auflösung des
Detektors 98 der 5 und 6 verbessert.
Gitteranordnung 170 hat Sprossen 114, 116,
die, in der Draufsicht, im Wesentlichen an die Spalte 125 der
Kontakte 102 anpassen. Gitteranordnung hat Umfangsmaterial 111,
das im Wesentlichen an den Umfang 113 des Direktumwandlungs-Materials 101 der 5 und 6 anpasst.
Der Fachmann wird erkennen, dass Antistreu-Schaufeln 19 von 9 oder
die zweidimensionale Antistreu-Gitteranordnung 140 von 10 benutzt
werden können,
um das hierin veranschaulichte Muster zur Streuungsverminderung
anzupassen. In einer bevorzugten Ausführungsform, wie in 13 veranschaulicht,
haben Antistreu-Schaufeln 141, 142 der 10 ein
Muster 174 von Öffnungen 176,
von denen jede im Wesentlichen vier Elemente der Gitteranordnung 170 und
vier Elemente des Pixelmusters 172 umfasst.
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Das
Variieren der Detektorelement-Anordnungsgröße innerhalb eines einzelnen
CT-Detektors beeinflusst die Sättigungs-Charakteristika
eines Direktumwandlungs-Detektors
stark. Kleinere Pixelfläche
impliziert eine höhere
Flussraten-Sättigungsschwelle
bezüglich
einer gegebenen Zählungsraten-Sättigungsschwelle proportional
zur Flächenverminderung.
Nimmt die Detektorelementgröße ab, dann
nimmt die Flussratengrenze für
die entsprechende Detektorschicht zu, was die Sättigungs-Charakteristika für den CZT-Detektor
verbessert. Weil der Fluss an einem Pixel proportional seiner Fläche ist,
ist die kombinierte Flussraten-Sättigungs schwelle
der kleineren Pixelmuster der 12 und 13 das
Vierfache dessen, was durch ein einzelnes Pixel, wie in 11,
erzielt werden würde,
das die Fläche
von vier Unterpixeln abdeckt. Zusätzlich hat jedes Unterpixel
der 12 und 13 eine
raschere Ladungssammlungszeit wegen einer Verminderung der Größe relativ
zur Schichtdicke. Eine raschere Ladungssammlungszeit zeigt eine
größere Sättigungs-Flussratengrenze über und
oberhalb der Verbesserung in der Zählungsraten-Leistungsfähigkeit
an, die einfach durch eine Verringerung der Detektorelementgröße erzielt
wird.
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In 14 schließt ein Packungs/Gepäckstück-Inspektionssystem 510,
ein rotierbares Gerüst 512 mit einer Öffnung 514 darin
ein, durch die Packungen oder Gepäckstücke hindurchgehen können. Das
rotierbare Gerüst 512 beinhaltet
eine elektromagnetische Energiequelle 516 hoher Frequenz,
gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, ebenso wie eine Detektor-Baueinheit 518,
die Szintillator-Anordnungen aus Szintillator-Zellen aufweist. Ein
Fördersystem 520 ist
auch vorhanden und schließt
ein Förderband 522 ein,
das von einer Struktur 524 getragen ist, um automatisch
und kontinuierlich Verpackungen oder Gepäckstücke 526 durch Öffnung 514 zum
Scannen zu befördern.
Objekte 526 werden durch Förderband 522, durch Öffnung 514 geführt, dann
werden Abbildungsdaten gesammelt und das Förderband 522 entfernt
die Packungen 526 aus Öffnung 514 in
einer kontrollierten und kontinuierlichen Weise. Als ein Resultat
können
Postinspektoren, Personen zu Handhaben von Gepäckstücken und anderes Sicherheitspersonal
nicht-invasiv den Inhalt der Packungen 526 auf Explosivstoffe,
Messer, Gewehre, Schmuggelware usw. inspizieren. Zusätzlich können solche
Systeme in industriellen Anwendungen zur zerstörungsfreien Bewertung von Teilen
und Anordnungen benutzt werden.
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Gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung schließt ein Detektor eine Vielzahl
metallisierter Anoden ein, wobei jede metallisierte Anode von einer
anderen metallisierten Anode durch einen Spalt getrennt ist. Ein
Direktumwandlungs-Material ist elektrisch mit der Vielzahl metallisierter
Anoden gekoppelt und hat eine Ladungsteilungsregion, in der eine
elektrische Ladung, die durch einen auf das Direktumwandlungs-Material
auftreffenden Röntgenstrahl
erzeugt wird, zwischen mindestens zwei der Vielzahl metallisierter Anoden
geteilt wird. Ein Röntgenstrahlen
schwächendes
Material ist positioniert, um Röntgenstrahlen
zu schwächen,
die auf die Ladungsteilungsregion gerichtet sind.
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Gemäß einer
anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung schließt ein Verfahren zum Herstellen
eines CT-Detektors das Bereitstellen einer Vielzahl metallisierter
Anoden und das Trennen der Vielzahl metallisierter Anoden voneinander
durch einen Spalt ein. Das Verfahren schließt weiter das Anbringen eines Direktumwandlungs-Materials
an der Vielzahl metallisierter Anoden und das Positionieren eines
Röntgenstrahlen
absorbierenden Materials derart ein, dass Röntgenstrahlen, die auf eine
Ladungsteilungsregion des Direktumwandlungs-Materials gerichtet
sind, absorbiert werden.
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Gemäß noch einer
anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung schließt ein CT-System ein rotierbares
Gerüst
mit einer Öffnung
zur Aufnahme eines zu scannenden Gegen-standes ein. Eine Projektionsquelle
für hochfrequente
elektromagnetische Energie ist konfiguriert, einen hochfrequenten
Strahl elektromagnetischer Energie zu dem Gegenstand zu projizieren
und ein Detektor ist angeordnet, Röntgenstrahlen aufzunehmen,
die durch den Gegenstand hin durchgehen. Der Detektor schließt ein Paar
elektrischer Ladungsdetektoren, die einen Spalt dazwischen aufweisen,
ein Direktumwandlungs-Material, das elektrisch mit dem Paar elektrischer
Ladungsdetektoren gekoppelt ist und einen Röntgenstrahlen-Blocker ein,
der zwischen dem Strahl hochfrequenter elektromagnetischer Energie
und dem Direktumwandlungs-Material angeordnet und konfiguriert ist,
Röntgenstrahlen
zu blockieren, die zu einer Region des Direktumwandlungs-Materials
gerichtet sind, die zur Erzeugung einer Ladung in der Lage ist,
die durch jeden des Paares der elektrischen Ladungsdetektoren nachweisbar
ist.
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Die
vorliegende Erfindung wurde anhand der bevorzugten Ausführungsform
beschrieben und es sollte klar sein, dass Äquivalente, Alternativen und
Modifikationen außer
dem ausdrücklich
Erläuterten
möglich
sind und im Rahmen der beigefügten
Ansprüche
liegen.
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Ein
CT-Detektor schließt
eine Vielzahl metallisierter Anoden
102 ein, wobei jede
metallisierte Anode
102 von einer anderen metallisierten
Anode
102 durch einen Spalt
125 getrennt ist.
Ein Direktumwandlungs-Material
101 ist elektrisch mit der
Vielzahl metallisierter Anoden
102 gekoppelt und hat eine
Ladungsteilungs-Region
124, in der eine elektrische Ladung,
die durch einen auf das Direktumwandlungs-Material
101 auftreffenden
Röntgenstrahl
erzeugt wird, zwischen mindestens zwei der Vielzahl metallisierter
Anoden
102 geteilt wird. Ein Röntgenstrahlen schwächendes
Material
110 ist angeordnet, um die Röntgenstrahlen zu schwächen, die
zu der Ladungsteilungs-Region
124 gerichtet sind. Bezugszeichenliste
| 10 | Computertomografie(CT)-Abbildungssystem |
| 12 | Gerüst |
| 14 | Röntgenstrahlenquelle |
| 16 | Strahl
von Röntgenstrahlen |
| 17 | Schienen |
| 18 | Detektor-Anordnung
oder Kollimator |
| 19 | kollimierende
Schaufeln oder Platten |
| 20 | Vielzahl
von Detektoren |
| 22 | medizinischer
Patient |
| 24 | Rotationszentrum |
| 26 | Steuermechanismus |
| 28 | Röntgenstrahlen-Kontroller |
| 30 | Gerüstmotor-Kontroller |
| 32 | Datenerfassungs-Systeme
(DAS) |
| 34 | Bild-Rekonstruktor |
| 36 | Computer |
| 38 | Massenspeicher-Vorrichtung |
| 40 | Bedienungsperson
via Konsole |
| 42 | Tastatur.
Eine dazugehörige
Kathodenstrahlröhren-Anzeige |
| 44 | Tischmotor-Kontroller |
| 46 | motorisierter
Tisch |
| 48 | Gerüstöffnung |
| 50 | Elemente |
| 51 | Packung |
| 52 | Stifte |
| 53 | Dioden-Anordnung |
| 54 | Vielschicht-Substrat |
| 55 | Abstandshalter |
| 56 | flexible
Schaltungen |
| 57 | Oberfläche |
| 59 | Dioden |
| 98 | Abschnitt
eines Röntgenstrahlen-Detektors |
| 100 | Halbleiterschicht |
| 101 | Direktumwandlungs-Material |
| 102 | metallisierte
Kontakte |
| 104 | Oberfläche |
| 108 | metallisierte
Oberfläche |
| 110 | Röntgenstrahlen
schwächende
Gitteranordnung |
| 111 | Umfangsrahmen |
| 113 | Umfang |
| 114 | Vielzahl
von Stäben
oder Sprossen |
| 115 | Öffnungen |
| 116 | Vielzahl
von Stäben
oder Sprossen |
| 118 | Isolations-Anordnung |
| 119 | Hochspannungs-Isolationsmaterial |
| 120 | Hochspannungs-Elektrode |
| 121 | Draht |
| 122 | Struktur-
oder Trägermaterial |
| 123 | Hochspannungs-Energiezufuhr |
| 124 | Ladungsteilungs-Regionen |
| 125 | Spalte |
| 127 | Umfang |
| 128 | Antistreu-Anordnung |
| 131 | Trägerdrähte |
| 140 | Antistreu-Gitteranordnung |
| 141 | erste
Vielzahl von Schaufeln |
| 142 | zweite
Vielzahl paralleler Schaufeln |
| 150 | Gitteranordnungs-Muster |
| 152 | Pixelmuster |
| 160 | 1:4-Gitteranordnungs-Muster |
| 162 | Pixelmuster |
| 172 | hochauflösendes Pixelmuster |
| 170 | Gitteranordnungs-Muster |
| 174 | Muster |
| 176 | Öffnungen |
| 510 | Packungs/Gepäckstücks-Inspektionssystem |
| 512 | drehbares
Gerüst |
| 514 | Öffnung |
| 516 | Quelle
elektromagnetischer Energie hoher Frequenz |
| 518 | Detektor-Anordnung |
| 520 | Fördersystem |
| 522 | Förderband |
| 524 | Struktur |
| 526 | Packungen
oder Gepäckstücke |