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HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf radiografische
Detektoren zum diagnostischen Abbilden und spezieller auf ein CT-Detektormodul,
das zur Lieferung von Photonenzählungen
und Energiedaten mit verbesserten Sättigungs-Charakteristika in der Lage ist.
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In
radiografischen Abbildungssystemen, wie Röntgen- und Computer-Tomografie (CT), emittiert
eine Röntgenstrahlenquelle
Röntgenstrahlen
zu einer Person oder einem Gegenstand, wie einem Patienten oder einem
Gepäckstück. Im Folgenden
können
die Begriffe „Person" und „Gegenstand" austauschbar benutzt
werden, um etwas zu beschreiben, das abgebildet werden kann. Der
Strahl trifft, nach dem Schwächen
durch die Person, auf eine Anordnung von Strahlungsdetektoren auf.
Die Intensität
der geschwächten
Strahlung, die bei der Detektor-Anordnung empfangen wird, hängt typischerweise
von der Schwächung
der Röntgenstrahlen
ab. Jedes Detektorelement der Detektoranordnung erzeugt ein separates
elektrisches Signal, das den geschwächten Strahl anzeigt, der von
jedem Detektorelement empfangen wurde. Die elektrischen Signale
werden zu einem Datenverarbeitungssystem zur Analyse übertragen,
das schließlich
ein Bild erzeugt.
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Konventionelle
CT-Abbildungssysteme benutzen Detektoren, die radiografische Energie
in Stromsignale umwandeln, die über
eine Zeitperiode integriert, dann gemessen und schließlich digitalisiert
werden. Ein Nachteil solcher Detektoren ist jedoch ihre Unfähigkeit,
Daten oder Rückkopplung
hin sichtlich der Anzahl und/oder Energie nachgewiesener Photonen
zu liefern. Während
der Bildrekonstruktion können
Daten hinsichtlich der Anzahl und/oder Energie nachgewiesener Photonen
benutzt werden, Materialien zu unterscheiden, die in von konventionellen
Systemen rekonstruierten Bildern identisch sind und diese zusätzliche
Information nicht liefern. Konventionelle CT-Detektoren haben eine
Szintillator-Komponente und eine Fotodioden-Komponente, worin die
Szintillator-Komponente beim Empfang radiografischer Energie aufleuchtet
und die Fotodiode das Licht der Szintillator-Komponente nachweist
und ein elektrisches Signal als eine Funktion der Intensität des Lichtes
liefert. Ein Nachteil dieser Detektoren ist ihre Unfähigkeit,
Energie diskriminierende Daten zu liefern oder anders, die Anzahl
der von einem gegebenen Detektorelement oder Pixel tatsächlich empfangenen
Photonen zu zählen
und/oder deren Energie zu messen. Das vom Szintillator emittierte
Licht ist eine Funktion der Anzahl aufgetroffener Röntgenstrahlen
sowie des Energieniveaus der Röntgenstrahlen.
Unter dem Ladungsintegrations-Betriebsmodus
ist die Fotodiode nicht in der Lage, zwischen dem Energieniveau oder
der Photonenzählung
von der Szintillation zu unterscheiden. Zwei Szintillatoren können, z.
B., mit äquivalenter
Intensität
leuchten und somit eine äquivalente
Abgabe an ihre entsprechenden Fotodioden liefern. Die Anzahl der
von jedem Szintillator empfangenen Röntgenstrahlen kann jedoch ebenso
verschieden sein wie die Röntgenstrahlen-Energie,
doch ergibt sich eine äquivalente
Lichtabgabe.
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In
Versuchen, Detektoren auf Szintillator-Grundlage zu entwickeln,
die zum Photonenzählen
und zur Energie-Diskriminierung in der Lage sind, wurden auch Detektoren
eingesetzt, die aus Szintillatoren konstruiert waren, die entweder
mit Lawinen-Photodioden (APDs) oder Fotovervielfachern gekoppelt
waren. Es gibt jedoch verschiedene Probleme, die den Einsatz dieser
Detektoren beschränken.
Im Falle von APDs gibt es einen zusätzlichen Verstärkungsbedarf,
um das Photonenzählen
zu ermöglichen,
dies aber mit dazugehörigem
Verstärkungs-Instabilitätsrauschen,
Temperaturempfindlichkeit und anderen Zuverlässig keitsproblemen. Im Falle
von Fotovervielfacherröhren
sind diese Vorrichtungen zu groß,
mechanisch zerbrechlich und teuer für Detektoren hoher Auflösung, die
große
Bereiche abdecken, wie sie im CT benutzt werden. Diese Fotovervielfacherröhren waren
zum Einsatz in PET- oder SPECT-Systemen beschränkt.
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Um
diese Nachteile zu überwinden,
wurden in CT-Systemen Detektoren eingesetzt, die nicht nur in der Lage
waren Röntgenstrahlen
zu zählen,
sondern auch eine Messung des Energieniveaus jedes nachgewiesenen
Röntgenstrahls
lieferten. Ein Nachteil dieser Direktumwandlungs-Halbleiterdetektoren
ist jedoch, dass diese Arten von Detektoren nicht bei den Röntgenphotonen-Flussraten
zählen
können,
die typischerweise bei konventionellen CT-Systemen angetroffen werden.
Die CT-Systemanforderungen hohen Signal-zu-Rauschen-Verhältnisses
hoher räumlicher
Auflösung
und rascher Abtastzeit diktieren, dass Röntgenstrahlen-Photonenflussraten
in einem CT-System sehr hoch sind, z. B. bei oder weit über 1 Million
Röntgenstrahlen
pro Sekunde pro Quadratmillimeter. Auch ist die Zählrate in
einem einzelnen Detektorenpixel, gemessen in Zählungen pro Sekunde (cps) und
bestimmt durch die Flussrate, die Pixelfläche und die Nachweiswirksamkeit,
sehr hoch. Die sehr hohe Röntgenstrahlen-Photonenflussrate
verursacht ein Ansammeln und Polarisieren. „Ansammeln" ist eine Erscheinung, die auftritt,
wenn ein Quellenfluss am Detektor so hoch ist, dass es eine nicht
vernachlässigbare
Möglichkeit
gibt, das zwei oder mehr Röntgenstrahlen-Photonen
Ladungspakete in einem einzigen Pixel ablagern, die hinsichtlich
der Zeit dicht genug beieinander sind, sodass ihre Signale miteinander interferieren.
Die Ansammel-Erscheinung hat zwei allgemeine Arten, die in etwas
unterschiedlichen Wirkungen resultieren. Bei der ersten Art werden
zwei oder mehr Geschehnisse durch genügend Zeit voneinander getrennt,
sodass sie als verschiedene Ereignisse erkannt werden, doch überlagern
sich die Signale, sodass die Genauigkeit der Messung der Energie
des später
ankommenden Röntgenstrahles
oder der später
ankommenden Röntgenstrahlen
beeinträchtigt
ist. Diese Art des Ansammelns resultiert in einer Verschlechterung
der Energie-Auflösung
des Systems. Bei der zweiten Art des Ansammelns passieren die zwei
oder mehr Geschehnisse hinsichtlich der Zeit dicht genug beieinander,
sodass das System nicht in der Lage ist, sie als unterschiedliche
Geschehnisse aufzulösen.
In diesem Falle werden diese Ereignisse als ein einziges Ereignis
erkannt, das die Summe ihrer Energien aufweist, und die Ereignisse
werden im Spektrum zu höheren
Energien verschoben. Zusätzlich
führt das
Ansammeln zu einer mehr oder weniger ausgedrückten Unterdrückung von Zählungen
in hohem Röntgenstrahlenfluss,
was zu einem Verlust an Detektor-Quantenwirksamkeit (DQE) führt.
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Direktumwandlungs-Detektoren
sind auch empfindlich für
eine Erscheinung, die „Polarisation" genannt wird, bei
der innerhalb des Materials eingefangene Ladung das interne elektrische
Feld, die Detektorzählung
und das Energieansprechen in einer unvorhersagbaren Weise ändert und
zu einer Hysterese führt, bei
der das Ansprechen durch die Geschichte der vorherigen Expositon
geändert
wird. Dieses Ansammeln und diese Polarisation führt schließlich zur Detektor-Sättigung,
die, wie oben ausgeführt,
bei Direktumwandlungs-Sensoren bei relativ geringen Röntgenstrahlenfluss-Schwellen
auftritt. Oberhalb dieser Schwellen ist das Ansprechen des Detektors
nicht vorhersagbar und hat eine verschlechterte Dosisnutzung, die
zu einem Verlust an Bildinformation führt und in Rauschen und Artefakten
bei der Röntgenstrahlen-Projektion
und CT-Bildern resultiert. Im Besonderen tritt bei Photonen zählenden
Direktumwandlungs-Detektoren eine Sättigung aufgrund der ihnen
innewohnenden Ladungssammlungszeit (d. h., Todzeit) auf, die mit
jedem Röntgenstrahlen-Photonenereignis
verbunden ist. Die Sättigung
wird auftreten aufgrund des Impuls-Ansammelns, wenn die Röntgenstrahlenphotonen-Absorptionsrate
für jedes
Pixel in der Größenordnung
des umgekehrten dieser Ladungssammelzeit ist.
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Früher vorgesehene
Lösungen,
um das Photonenzählen
bei hohen Röntgenstrahlen-Flussraten
zu ermöglichen,
schließen
den Einsatz von frackschleifenförmigen
Filtern ein, um das Profil der Flussrate entlang dem Detektor vorzuformen,
die Gestalt des Patienten zu kompensieren und einen kleineren dynamischen
Bereich des Flusses über
das Feld des Detektors zu erzeugen. Problematisch kann jedoch sein,
dass der Frackschleifen-Filter nicht optimal sein mag, da die Personenpopulation
signifikant weniger als gleichförmig
ist und in der Gestalt variieren kann. In solchen Fällen ist
es möglich,
dass ein oder mehrere getrennte Regionen der Sättigung auftreten oder der
Röntgenstrahlenfluss
zu stark filtriert wird und Regionen sehr geringen Flusses erzeugt
werden. Geringer Röntgenstrahlenfluss
in der Projektion wird schließlich
zum Rauschen im rekonstruierten Bild der Person beitragen.
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Eine
andere vorgeschlagene Lösung,
um an hohe Flussraten anzupassen, bestand darin, das Pixel in mehrere
Unterpixel zu unterteilen, wobei jedes Unterpixel mit seinem eigenen
Vorverstärker
verbunden war. Durch Verringern der Fläche des Direktumwandlungs-Unterpixels
kann die Flussraten-Fähigkeit
erhöht
werden, da weniger Photonen in dem kleineren Bereich gesammelt werden.
Das Signal-zu-Rauschen-Verhältnis des
resultierenden Signals kann jedoch verringert sein und das Niveau
der Überkreuzkopplung
kann aufgrund des vergrößerten Umfanges
zwischen Unterpixeln nachteiligerweise signifikant sein. Die Überkreuzkopplung in
einem Direktumwandlungs-Detektor nimmt die Form der Ladungsteilung
zwischen Pixeln für
Röntgenstrahlen
an, die nahe den Grenzen zwischen den Pixeln absorbiert werden.
Die Ladungsteilung kann verursachen, dass das Photon entweder überhaupt
verfehlt oder hinsichtlich der Energie falsch festgestellt wird.
In jedem Falle ist die DQE vermindert und das spektrale Ansprechen
ist von verringerter Genauigkeit als ein Resultat der Benutzung
von unterteilten Pixeln, die jeweils mit ihrem eigenen Verstärker verbunden
sind.
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Es
wäre daher
erwünscht,
einen Photonen zählenden,
Energie diskriminierenden CT-Detektor zu entwickeln, der bei den
Röntgenstrahlenphotonen-Flussraten
nicht sättigt,
die typischerweise in konventionellen CT-Systemen gefunden werden.
Es wäre
weiter erwünscht,
einen Detektor zu entwickeln, der eine hohe Verstärkung mit
geringem dazugehörigem
Rauschen ergibt und der leicht und robust ist, sodass er zuverlässig und
beständig
bei hohen Temperaturen, Schock und mechanischem Abrieb ist.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung überwindet
die vorerwähnten
Nachteile durch Bereitstellen eines CT-Detektormoduls, das in der
Lage ist, Photonenzählung
und Energiedaten mit verbesserten Sättigungs-Charakteristika zu
liefern. Das CT-Detektormodul schließt einen raschen Szintillator
ein, der bei den Röntgenstrahlenphotonen-Flussraten,
die typischerweise in konventionellen CT-Systemen gefunden werden,
nicht sättigt.
Das CT-Detektormodul schließt
auch einen Festkörper-Fotovervielfacher
(SSPM) ein, der einen höheren
Verstärkungsgrad
mit geringem dazugehörigem
Rauschen liefert, um Photonenzähl-
und Energiediskriminierungs-Daten im Detektormodul zu gestatten.
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Gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung schließt ein CT-Abbildungssystem
einen Träger bzw.
Gantry mit einer durchgehenden Bohrung ein, die zur Aufnahme eines
Patienten vorgesehen ist, der durch die Bohrung befördert wird,
eine Röntgenstrahlenquelle,
die in dem Träger
angeordnet und konfiguriert ist, Röntgenstrahlen zu dem Patienten
hin zu emittieren, und ein Detektormodul, das in dem Träger angeordnet ist,
um von dem Patienten geschwächte
Röntgenstrahlen
zu empfangen. Das Detektormodul ist weiter aus einem Szintillator,
konfiguriert zum Absorbieren der Röntgenstrahlen und zum Umwandeln
der Röntgenstrahlen in
optische Photonen, und einem Festkörper-Fotovervielfacher (SSPM) zusammengesetzt,
und konfiguriert, die optischen Photonen zu empfangen und die optischen
Photonen in entsprechende elektrische Signale umzuwandeln.
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Gemäß einem
anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung schließt ein Energie diskriminierendes CT-Detektormodul
einen Szintillator zum Empfang von Röntgenstrahlen und Umwandeln
der Röntgenstrahlen in
optische Photonen und einen Fest körper-Fotosensor mit internem
Verstärkungsgrad
ein. Der Festkörper-Fotosensor
ist optisch mit dem Szintillator gekoppelt, um die optischen Photonen
von dort zu empfangen, und er ist konfiguriert, die optischen Photonen
in eine Abgabe elektrischer Signale umzuwandeln.
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Gemäß noch einem
anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung, wird ein Verfahren zum
Konstruieren eines Photonen zählenden
und Energie dikriminierenden CT-Detektors bereitgestellt. Das Verfahren
schließt die
Stufen des Bildens eines Szintillators zur Aufnahme von Röntgenstrahlen
und Umwandeln der Röntgenstrahlen
in optische Photonen und das Koppeln eines Festkörper-Fotovervielfachers (SSPM)
mit internem verstärkungsfgrad
mit dem Szintillator ein, um die optischen Photonen zu empfangen
und die optischen Photonen in eine entsprechende Abgabe elektrischer
Signale umzuwandeln.
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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 zum
Ausführen
der Erfindung in Betracht gezogen ist.
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In
der Zeichnung ist:
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1 eine
Bildansicht eines CT-Abbildungssystems der vorliegenden Erfindung,
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2 ein
schematisches Blockdiagramm des in 1 veranschaulichten
Systems,
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3 eine
perspektivische Ansicht einer Ausführungsform einer CT-System-Kollimatoranordnung,
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4 eine
perspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Detektormoduls,
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5 eine
perspektivische Ansicht eines Detektorpixels gemäß der vorliegenden Erfindung,
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6 eine
Draufsicht einer Mikrozelle gemäß der vorliegenden
Erfindung,
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7 eine
Seitenansicht der Mikrozelle von 6.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
DER ERFINDUNG
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Gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein CT-Abbildungssystem bereitgestellt.
Das CT-Abbildungssystem schließt
einen Detektor ein, der konstruiert ist, eine Photonenzählung und
Energiediskriminierung von Röntgenstrahlen
bei den hohen Flussraten, die allgemein mit dem CT-Abbilden verbunden sind,
auszuführen.
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Die
Betriebsumgebung der vorliegenden Erfindung wird unter Bezugnahme
auf ein Vierundsechzig-Schichten-Computertomografie(CT)-System
beschrieben. Der Fachmann wird jedoch erkennen, dass die vorliegende
Erfindung gleichermaßen
mit anderen Mehrschichten-Konfigurationen anwendbar ist. Darüber hinaus
wird die vorliegende Erfindung mit Bezug auf den Nachweis und die
Umwandlung von Röntgenstrahlen beschrieben.
Der Fachmann wird weiter erkennen, dass die vorliegende Erfindung
gleichermaßen
für den Nachweis
und die Umwandlung anderer elektromagnetischer Energie hoher Frequenz
anwendbar ist. Die vorliegende Erfindung wird mit Bezug 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 einen Träger 12 einschließt, der
für einen
CT-Scanner der „dritten
Generation" repräsentativ
ist. Träger 12 hat
eine Röntgenstrahlenquelle 14,
die einen Strahl von Röntgenstrahlen 16 zu
einer Detektoranordnung 15 auf der gegenüber liegenden
Seite des Trägers
projiziert. Die Detektoranordnung 15 schließt eine
Kollimatoranordnung 18, mehrere Detektormodulen 20 und
ein Datenerfassungs-System
(DAS) 32 ein. In einer Ausführungsform schließt die Detektoranordnung 15 siebenundfünfzig Detektormodulen 20 ein,
wobei jedes Detektormodul eine Anordnungsgröße von 64×16 Pixelelementen aufweist.
Als ein Resultat hat die Detektoranordnung 15 64 Zeilen
und 912 Spalten (16 × 75
Detektoren), die das gleichzeitige Sammeln von Daten von 64 Schichten
mit jeder Rotation des Trägers 12 gestatten.
Die Vielzahl von Detektormodulen 20 stellt die projizierten
Röntgenstrahlen fest,
die durch einen medizinischen Patienten 22 hindurchgehen
und DAS 32 wandelt die Daten in Digitalsignale für die nachfolgende
Verarbeitung um. In einem konventionellen System erzeugt jedes Detektormodul 20 ein
analoges elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgenstrahles
und folglich des geschwächten
Strahles repräsentiert,
wie er durch den Patienten 22 hindurchgegangen ist. Während einer
Abtastung zum Erwerb von Röntgenstrahlen-Projektionsdaten
rotieren das Träger 12 und
die darauf montierten Komponenten um ein Rotationszentrum 24.
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Die
Rotation des Trägers 12 und
der Betrieb der Röntgenstrahlenquelle 14 werden
durch einen Steuermechanismus 26 des CT-Systems 10 beherrscht.
Steuermechanismus 26 schließt einen Röntgenstrahlen-Regler 28 ein,
der Leistungs- und Takt-Signale
an eine Röntgenstrahlenquelle 14 und
einen Trägermotor-Regler 30 gibt,
der die Rotationsgeschwindigkeit und Position des Trägeres 12 regelt.
Ein Bildrekonstruktor 34 empfängt gesammelte und digitalisierte
Röntgenstrahlen-Daten
von DAS 32 und führt
eine Rekonstruktion mit hoher Geschwindigkeit durch. 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 Betriebsperson via Konsole 40, die eine Tastatur
aufweist. Eine dazugehörige
Kathodenstrahlröhren-Anzeige 42 gestattet
es der Betriebsperson, das rekonstruierte Bild und andere Daten
vom Computer 36 zu beobachten. Die von der Betriebsperson
gegebenen Anweisungen und Parameter werden vom Computer 36 benutzt,
um Steuersignale und Information an DAS 32, Röntgenstrahlen-Regler 28 und
Trägermotor-Regler 30 zu
geben. Zusätzlich
betreibt Computer 36 einen Tischmotor-Regler 44,
der einen motorisierten Tisch 46 regelt, um Patient 22 und
Träger 12 zu positionieren.
Im Besonderen bewegt Tisch 46 Teile des Patienten 22 durch
eine Trägeröffnung 48 (d.
h, Bohrung).
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Wie
in 3 gezeigt, schließt die Kollimatoranordnung 18 Schienen 17 ein,
zwischen denen kollimierende Schaufeln oder Platten 19 angeordnet
sind. Kollimatoranordnung 18 ist in einer solchen Weise
positioniert, dass Röntgenstrahlen 16 durch
die kollimierenden Schaufeln 19 kollimiert werden, bevor
solche Strahlen auf das Detektormodul 20 (gezeigt in 2)
auftreffen.
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In 4 schließt ein Detektormodul 20 DAS 32 ein
und ist weiter aus einer Anzahl von Szintillatorelementen 50 zusammengesetzt,
die in einer Packung 51 angeordnet sind. Detektormodul 20 schließt Stifte 52 ein,
die innerhalb der Packung 51 mit Bezug auf Szintillatorelemente
angeordnet sind. Packung 51 ist auf Fotosensor 53 positioniert,
der seinerseits auf Vielschichtsubstrat 54 positioniert
ist. Abstandshalter 55 sind auf Vielschichtsubstrat 54 angeordnet.
Szintillatorelemente 50 sind optisch mit Fotosensor 53 gekoppelt
und Fotosensor 53 seinerseits ist elektrisch mit Vielschichtsubstrat 54 gekoppelt.
Flexible Schaltungen 56 sind an Fläche 57 des Vielschichtsubstrates 54 und
an DAS 32 angebracht. Detektormodul 20 ist unter
benutzung der Stifte 52 innerhalb der Kollimatoranordnung 18 positioniert.
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In
der in 4 gezeigten Ausführungsform des Detektormoduls 20 schließt Packung 51 Stifte 52,
einen Szintillator 58 und ein (nicht gezeigtes) reflektierendes
Material ein, das zwischen einzelnen Szintillatorelementen 50 (d.
h., Pixelelementen) angeordnet ist, die Szintillator 58 bilden.
Szintillator 58 ist zur Aufnahme auftreffender Röntgenstrahlen 16 und
daraufhin zum Erzeugen von Lichtphotonen positioniert. Die Lichtphotonen
durchdringen Szintillator 58 und werden von einem Festkörper-Fotosensor 53 (d.
h., einem Festkörper-Fotovervielfacher
(SSPM)) empfangen, der die Lichtphotonen in analoge elektrische
Signale umwandelt. Das erzeugte Analogsignal wird durch das Vielschichtsubstrat 54 zum
DAS 32 getragen, wo das Analogsinal in ein Digitalsignal
umgewandelt wird.
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Um
die Fähigkeiten
des Detektormoduls 20 zum Zählen von Photonen gegenüber den
existierenden Direktumwandlungs-Halbleiterdetektorn
zu verbessern, ist Szintillator 58 derart ausgebildet,
dass er eine rasche Abkling- bzw. Nachleuchtzeit für die darin
erzeugten Photonen aufweist, die rascher ist als Ladung typischerweise
in Direktumwandlungs-Halbleitern gesammelt werden kann. Um die Leistungsfähigkeit
des Szintillators 58 zu optimieren und diese rasche Abklingzeit
zu erzielen, ist Szintillator aus einem „raschen" Szintillatormaterial zusammengesetzt.
In einer Ausführungsform
ist Szintillator 58 aus einem keramischen Szintillationsmaterial
zusammengesetzt. Diese Material kann die Form von, z. B., (LuxTb1-x-yCey)3Al5O12 (d. h., LuTAG) annehmen, wobei „x" im Bereich von 0,5
bis 1,5 und „y" im Bereich von 0,01
bis 0,15 liegt. Das richtige Verhältnis kann, z. B., durch die
folgende stöchiometrische
Gleichung Lu0,8Tb2 , 17Ce0,03Al5O12 definiert werden,
obwohl der Fachmann leicht erkennen wird, dass andere Zusammensetzungs-Verhältnisse
ebenso möglich
sein können.
Andere Szintillations-Materialien können auch benutzt werden, wie
LYSO, LaBr3 (Lanthanbromid) oder ein anderes
geeignetes Material.
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Das
rasche Szintillatormaterial hat eine primäre Fluoreszenz-Nachleuchtzeit
von weniger als 50 Nanosekunden. Der Wert der Nachleuchtzeit zeigt
das das Nachglühen
des Lichtes für
ein Szintillatormaterial nach dem Aufhören der Projektion elektromagnetischer
Energie hoher Frequenz zu dem Szintillator 58 an. Diese
rasche Abklinggeschwindigkeit verringert die sogenannte „Todzeit", die das Detektormodul 20 hat
und erhöht
die Anzahl ionisierender Geschehnisse pro Zeiteinheit, die jedes
der Szintillatorelemente 50 nachzuweisen in der Lage ist.
Das Vermindern der Todzeit gestattet es den Szintillatorelementen 50,
höhere
Zählraten ohne
Erleiden von Langzeit-Instabilitäten
zu handhaben, was bei der Verhinderung der Sättigung hilft und, im Falle
der Sättigung,
eine raschere Erholung innerhalb von ein bis zwei Betrachtungsperioden
gestattet.
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Szintillator 58 ist
auch vorzugsweise als ein pixelierter Szintillator 58 konstruiert,
der aus einem einzigen Kristallblock gebildet ist. Der Szintillatorblock
ist unter Benutzung eines im Stande der Technik gut bekannten Verfahrens
pixeliert, das in der Lage ist, einen Szintillator 58 hoher
Auflösung
zu produzieren, der eine geringe Pixelgröße und enge Spalte zwischen
Pixeln aufweist. Wie detaillierter weiter unten diskutiert werden wird,
liefert der pixelierte Szintillator 58 ein optisches Koppeln
hoher Qualität
zwischen dem Szintillator 58 und dem SSPM 53 durch
Anpassen der Szintillatorpixel 50 an Pixel 59 auf
dem SSPM. Die Kombination des raschen Szintillatormaterials und
des pixelierten Designs, das oben beschrieben ist, gestattet eine
verbesserte Empfindlichkeit und Lichtsammlung, die es dem Detektormodul 20 gestattet,
Photonenzählung
und Energiediskriminierung bei hohen Flussraten auszuführen.
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Wie
oben ausgeführt,
sorgt der rasche Szintillator 58 für ein verbessertes Photonenzählen von
Röntgenstrahlen
durch Anpassen an hohe Flussraten. Die Anzahl der optischen Photonen,
die durch den Szintillator 58 erzeugt wird, ist jedoch
relativ gering. Um die geringe Anzahl der durch Röntgen strahlenabsorption
im Szintillator 58 erzeugten optischen Photonen zu überwinden
(d. h., das geringe Signalniveau), ist Festkörper-Fotovervielfacher (SSPM) 53 mit
Szintillator 58 kombiniert, um eine rasche proportionale
Verstärkung
der Signale zu bewirken. SSPM 53 ist aus einem festen Halbleitermaterial
zusammengesetzt und, in einer Ausführungsform, als ein Silicium-Fotovervielfacher
(SiPM) gebildet, obwohl es vorgesehen ist, dass andere geeignete
Materialien auch benutzt werden können.
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SSPM 53 ist
aus einer Vielzahl makroskopischer Einheiten zusammengesetzt, die
als Pixel 59 bezeichnet werden. Die Anzahl der Pixel 59 auf
dem SSPM 53 sollte genügend
groß sein,
um eine Fläche
des Detektormoduls 20 abzudecken und dem pixelierten Szintillator 58 und
den Pixelelementen 50 darauf zu entsprechen, obwohl die
genaue Anzahl und Dichte der Pixel 59 durch die Bildauflösung bestimmt
wird, die von einer Bedienungsperson erwünscht ist und von anderen bekannten
Faktoren. Ein Teil eines Pixels 59 ist in 5 gezeigt
und aus einer Vielzahl von Lawinen-Photodioden (APDs) oder „Mikrozellen" 62 zusammengesetzt,
die das Ankommen einzelner optischer Photonen vom Szintillator 58 zu
einem großen
Signal verstärken. Typischerweise
enthält
jedes Pixel 59 zwischen 100 und 2500 APDs/mm2,
wobei jede der Mikrozellen 62 eine Länge von 20–100 um aufweist. Jede der
Mikrozellen 62 arbeitet als ein individueller Geiger-APD
wenige Volt oberhalb einer Durchbruchspannung, wobei jede Mikrozelle 62 virtuell
allen anderen Mikrozellen identisch ist. Bei diesem Betriebsmodus
initiiert ein durch die Absorption eines optischen Photons erzeugtes
Elektron einen Lawinendurchbruch, der auf eine einzelne Mikrozelle 62 beschränkt ist,
wenn das eine oder mehrere Photonen durch diese Mikrozelle absorbiert
werden. Eine einzige diskrete Einheit elektrischer Ladung wird von
der Mikrozelle 62, unabhängig von der Zahl der darin
absorbierten Photonen, emittiert. Das heißt, für jeden Geiger-Durchbruch hat
das abgegebene Signal der Mikrozelle 62 die gleiche Gestalt
und Ladung, mit Ausnahme geringer Variationen aufgrund von Unterschieden
von Zelle zu Zelle, die beim Herstellungsverfahren eingeführt sind.
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Jede
Mikrozelle 62 ist mit einem leitenden Gitter 64 auf
der Vorderseite des Pixels 59 verbunden. In einer Ausführungsform
ist das leitende Gitter 64 aus Aluminium zusammengesetzt,
obwohl andere ähnliche Materialien,
die leitend sind und vorzugsweise nicht magnetisch, auch möglich sind.
Wie in den 6 und 7 gezeigt,
schließt
jede Mikrozelle einen aktiven Bereich 66 ein, der von einer
Metall-Lichtabschirmung/Kathode 67 umgeben ist, die einen
Kathodenkontakt 69 darauf einschließt. Während die Frontseiten-Kontakte
in den 6 und 7 gezeigt sind, könnte der
Kathodenkontakt 69 auch auf der Rückseite der Scheibe hergestellt
werden oder es könnten
Durchgänge
für sowohl
den Anoden- als auch den Kathoden-Kontakt benutzt werden, um Rückseiten-Verbindungen
bereitzustellen. Der aktive Bereich 66 ist aus einer P+-Anode 71 und einem N-Einsatz 73 zusammengesetzt,
um optische Photonen in ein entsprechendes elektrisches Signal umzuwandeln.
Der aktive Bereich 66 ist durch einen N+-Schutzabstand
teilweise von dem Rest der Mikrozelle 62 getrennt.
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Die
Verbindung zwischen dem aktiven Bereich 66 jeder Mikrozelle 62 und
dem leitenden Gitter 64 ist durch einen Widerstand 68 gebildet,
der in einer Ausführungsform
aus Polysilicium zusammengesetzt ist. Der Widerstand 68 ist
mit dem aktiven Bereich 66 der Mikrozelle 62 durch
Vias 70 verbunden und funktioniert, den von der Mikrozelle 62 zum
leitenden Gitter 64 übertragenen
Strom zu begrenzen. Der Widerstand 68 dient auch zum Abschrecken
der Lawine in der Mikrozelle 62, wenn sich die Zellkapazität entläd. Mittels
Widerständen 68 und
leitendem Gitter 64 sind die unabhängig arbeitenden APD-Zellen 62 elektrisch
verbunden und die einzelnen Abgaben all der Mikrozellen 62 werden
summiert, um ein gemeinsames Auslesesignal zu bilden. Das gemeinsame
Auslesesignal, das vom Pixel 59 abgegeben wird, ist somit
die Überlagerung
der standardisierten Signale aller gezündeten Mikrozellen 62.
Die Abgabe jedes Pixels 59 von 5 wird durch
die Summe der diskreten elektrischen Ladungseinheiten von den Mikrozellen 62 bestimmt,
die zünden.
Die Abgabe des Pixels 59 von 5 ist abhängig von
der Anzahl der Mikrozellen 62, die ein Photon absorbieren,
statt von der Anzahl von Photonen, die durch jede Mikrozelle 62 absorbiert
werden. Die resultierende Abgabe von jedem Pixel 59 erfolgt
in Form eines Analogimpulses mit einer Ladung, die proportional
der Anzahl absorbierter Photonen ist.
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Wie
oben beschrieben, verstärkt
die Reihe von Mikrozellen 62 in jedem Pixel 59 einzelne
optische Photonenankünfte
zu einem großen
Signal durch die einzelnen APD-Elemente 62, die im Geiger-Modus
arbeiten. Die Struktur des Pixels 59 sorgt für eine nahezu
rauschfreie Verstärkung
hohen Verstärkungsgrades
im Bereich von 105 – 106,
sodass selbst ein einzelnes optisches Photon leicht nachgewiesen
und aufgelöst
werden kann, was die Notwendigkeit für zusätzliche Vorverstärker beseitigt.
Dieser Verstärkungsgrad
kann bei einer relativ geringen Vorspannung oder bei einem gelieferten
Spannungsbereich von etwa 30–70
V erzielt werden.
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In 4 ist
mit SSPM 53 ein Datenerfassungssystem (DAS) 32 verbunden,
das heißt
Auslese-Elektronik, die elektrische Signale von dem SSPM 53 erhält und sie
weiter verarbeitet. Weil die Kombination des Szintillators 58 und
SSPM 53 eine raschere elektrische Signalsammlung gestattet
als die Ladungssammlungszeit von Direktumwandlungs-Sensoren (d.
h., CZT/CdTe-Detektoren), die durch die Mobilität der Ladungsträger in solchen
Materialien begrenzt sind, ist das DAS 32 in der Lage,
bei hohen Zählraten
zu arbeiten, die beim CT-Abbilden erwünscht sind und die mit früheren Designs
nicht in anderer Weise erhältlich
waren. Die verbesserte elektrische Signalsammlung zusammen mit der
Umgebung geringen Rauschens des SSPM 53 gestattet es dem
DAS 32 das Photonenzählen
mit einer hohen Zählrate
auszuführen,
die typischerweise größer als
1 × 107 cps ist. Der Betrieb bei diesen Zählraten
minimiert das Auftreten oder die Wahrscheinlichkeit von Problemen
mit Bezug auf die Detektorsättigung
durch Bereitstellen der Fähigkeit,
hohe Flussraten zu handhaben, ohne an Langzeit-Instabilitäten zu leiden.
Durch sorgfältiges
Design der Anzahl von Mikrozellen 62 innerhalb jedes Pixels 59 des
SSPM 53 und durch Steuern der Lichtabgabe des Szintillators 58 ist
es auch möglich,
im DAS 32 Zählraten
zu gestatten, die größer sind
als die primäre
Abklinggeschwindigkeit einer einzigen Anregung im Szintillator 58.
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Zusätzlich zum
Photonenzählen
gestattet die elektrische Signalabgabe durch den SSPM 53 dem
DAS 32 auch, eine Energiediskriminierungs-Analyse hinsichtlich
der emittierten Röntgenstrahlen 16 auszuführen. Unter
Benutzung der Intensität
des Signals, das von dem SSPM 53 ankommt, ist das DAS 32 in
der Lage, die Energie der ursprünglichen
Röntgenstrahlen 16 zu
charakterisieren und sie in zwei oder mehr Energiebehälter zu
trennen. Bei einem Minimum könnten
die ursprünglichen
Röntgenstrahlen 16 als
entweder Hoch- oder Nieder-Energie-Röntgenstrahlen charakterisiert
und in Hoch- und Nieder-Energiebehälter getrennt werden. Diese Energiediskriminierungs-Funktion
ist wichtig bei den geringeren Flussniveaus eines Bildes, wo Röntgenstrahl- und
elektronisches Rauschen am wichtig-sten sind, wobei dieses Niveau
typischerweise bis zu 1 × 107 Röntgenstrahlen/Sekunde
pro Quadratmillimeter reicht.
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Gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung schließt ein CT-Abbildungssystem
einen Träger
mit einer durchgehenden Bohrung, die vorgesehen ist zur Aufnahme
eines Patienten, der durch die Bohrung hindurchbefördert wird,
eine Röntgenstrahlenquelle,
die in dem Träger
angeordnet ist und konfiguriert ist, Röntgenstrahlen zum Patienten
hin zu emittieren, und ein Detektormodul ein, das in dem Träger angeordnet
ist, um durch den Patienten geschwächte Röntgenstrahlen zu empfangen.
Das Detektormodul ist weiter aus einem Szintillator, der konfiguriert
ist, die Röntgenstrahlen
zu absorbieren und die Röntgenstrahlen
in optische Photonen umzuwandeln, und einem Festkörper-Fotovervielfacher
(SSPM) zusammengesetzt, der zur Aufnahme der optischen Photonen
und zum Umwandeln der optischen Photonen in entsprechende elektrische Signale
konfiguriert ist.
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Gemäß einer
anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung schließt ein Energie diskriminierendes
CT-Detektormodul
einen Szintillator zur Aufnahme von Röntgenstrahlen und Umwandeln
der Röntgenstrahlen
in optische Photonen, und einen Festkörper-Fotosensor mit internem
Verstärkungsgrad
ein. Der Festkörper-Fotosensor
ist optisch mit dem Szintillator gekoppelt, um die optischen Photonen
von dort zu empfangen, und er ist konfiguriert, die optischen Photonen
in ein elektrisches Ausgangssignal umzuwandeln.
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Gemäß noch einer
anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum Konstruieren eines
Photonen zählenden
und Energie diskriminierenden CT-Detektors bereitgestellt. Das Verfahren schließt die Stufen
des Bildens eines Szintillators zur Aufnahme von Röntgenstrahlen
und Umwandeln der Röntgenstrahlen
in optische Photonen, und Koppeln eines Festkörper-Fotovervielfachers (SSPM)
mit internem Verstärkungsgrad
mit dem Szintillator ein, um die optischen Photonen zu empfangen
und die optischen Photonen in eine elektrische Signalabgabe umzuwandeln.
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Die
vorliegende Erfindung wurde anhand der bevorzugten Ausführungsform
beschrieben und es sollte klar sein, dass Äquivalente, Alternativen und
Modifikationen neben den ausdrücklich
besprochenen möglich sind
und im Umfang der beigefügten
Ansprüche
liegen.
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Ein
Detektormodul
20 für
ein CT-Abbildungssystem
10 schließt einen Szintillator
58 zum
Umwandeln von Röntgenstrahlen
16 in
optische Photonen ein. Der Szintillator
58 ist optisch
mit einem Festkörper-Fotovervielfacher
53 mit
internem Verstärkungsgrad
gekoppelt, um die optischen Photonen zu empfangen und sie in eine
entsprechende elektrische Signalabgabe umzuwandeln.
| 10 | CT-Abbildungssystem | 64 | leitendes
Gitter |
| 12 | Träger | 66 | aktiver
Bereich |
| 14 | Röntgenstrahlenquelle | 67 | Metall-Lichtabschirmung/Kathode |
| 15 | Detektoranordnung |
| 16 | Strahl
von Röntgenstrahlen | 68 | Widerstand |
| 17 | Schienen | 69 | Kathodenkontakt |
| 18 | Kollimatoranordnung | 70 | Vias |
| 19 | Kollimierende
Schaufeln | 71 | P+-Anode |
| 20 | Detektormodule | 73 | N-Einsatz |
| 22 | Patient | | |
| 24 | Rotationszentrum | | |
| 26 | Steuermechanismus | | |
| 28 | Röntgenstrahl-Regler | | |
| 30 | Gerüstmotor-Regler | | |
| 32 | Datenerfassungssystem
(DAS) | | |
| 34 | Bildrekonstruktor | | |
| 36 | Computer | | |
| 38 | Massenspeicher-Vorrichtung | | |
| 40 | Konsole | | |
| 42 | Kathodenstrahlröhren-Anzeige | | |
| 44 | Tischmotor-Regler | | |
| 46 | Motorisierter
Tisch | | |
| 48 | Trägeröffnung | | |
| 50 | Szintillatorelement | | |
| 51 | Packung | | |
| 52 | Stifte | | |
| 53 | Fotosensor | | |
| 54 | Substrat | | |
| 55 | Abstandshalter | | |
| 56 | flexible
Schaltung | | |
| 58 | Szintillator | | |
| 59 | Pixel | | |
| 62 | Mikrozelle | | |