DE102011004918A1

DE102011004918A1 - Strahlungsdetektor, insbesondere Röntgenstrahlungsdetektor

Info

Publication number: DE102011004918A1
Application number: DE102011004918A
Authority: DE
Inventors: Dr. Bernhardt Philipp; Dr. Spahn Martin
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2011-03-01
Filing date: 2011-03-01
Publication date: 2012-09-06
Anticipated expiration: 2031-03-02
Also published as: DE102011004918B4; US20120223239A1; US9000387B2

Abstract

Die Erfindung betrifft einen Strahlungsdetektor, insbesondere Röntgenstrahlungsdetektor, in Form eines Flachbilddetektors, umfassend eine auf einem Träger aufgebrachte Szintillatorschicht, bestehend aus länglichen Nadeln aus einem die Szintillatorschicht bildenden Szintillatormaterial, und eine aktiv auslesbare Pixelmatrix aus Photodioden, wobei die Dicke der Szintillatorschicht (6) 900 μm–2500 μm beträgt, wobei der Winkel (α), unter dem die Nadeln (12) zur Pixelmatrix (8) stehen, ausgehend von 90° in der Detektormitte mit zunehmendem Abstand von der Detektormitte abnimmt.

Description

Die Erfindung betrifft einen Strahlungsdetektor, insbesondere einen Röntgenstrahlungsdetektor, in Form eines Flachbilddetektors umfassend eine auf einem Träger aufgebrachte Szintillatorschicht bestehend aus länglichen Nadeln aus einem die Szintillatorschicht bildenden Szintillatormaterial, und eine aktiv auslesbare Pixelmatrix aus Photodioden.
Zur diagnostischen Untersuchung für interventionelle Eingriffe z. B. in der Kardiologie, der Radiologie sowie der Chirurgie werden üblicherweise strahlungsbasierte Bildgebungssysteme, vornehmlich Röntgensysteme, eingesetzt. Solche Systeme bestehen zumeist aus einem C-Arm, an dem eine Strahlungsquelle und ein Strahlungsdetektor, also beispielsweise eine Röntgenstrahlungsröhre und ein Röntgenstrahlungsdetektor, angebracht sind, einem Hochspannungsgenerator zur Erzeugung der Röhrenspannung, einem Bildgebungssystem nebst Monitor, einer Steuerungseinrichtung und einem Patiententisch. Systeme mit zwei in separaten Ebenen bewegbaren C-Armen sind ebenfalls bekannt.
Als Röntgenstrahlungsdetektoren werden heutzutage üblicherweise Flachbilddetektoren eingesetzt. Üblicherweise handelt es sich bei solchen Flachbilddetektoren um indirekt-konvertierende Detektoren, bei denen die einfallende Strahlung, die das Untersuchungsobjekt durchdrungen hat, nicht unmittelbar in elektrische Signale konvertiert wird, sondern zunächst in Licht umgewandelt wird, das dann in elektrische Signale konvertiert wird. Derartige Detektoren bestehen deshalb aus einer Szintillatorschicht bestehend aus länglichen Nadeln aus einem diese Szintillatorschicht bildenden Szintillatormaterial. Diese Szintillatorschicht ist auf einem Träger aufgebracht. Mit der Szintillatorschicht lichtoptisch gekoppelt ist eine aktiv auslesbare Pixelmatrix bestehend aus einer Vielzahl von in Matrixform angeordneten Photodioden, wobei jede Photodiode einem Pixel zugeordnet ist. Jeder Pixel umfasst ferner ein Schaltelement, üblicherweise in Form eines Transistors, wobei selbstverständlich auch eine entsprechende Ansteuer- und Ausleseelektronik der einzelnen Pixel vorgesehen ist. Diese Pixelmatrix und Auslesematrix kann auf Basis von CMOS oder verwandten Technologien ausgeführt sein, wobei auch Detektoren mit aktiven Photodioden- und Auslesematrizen aus polykristallinem Silizium bekannt sind.
Die Szintillatorschicht kann beispielsweise aus CsJ bestehen, das in Form von dicht gepackten Nadeln, die auf dem Träger aufgewachsen sind, die Szintillatorschicht bildet. Auch andere Szintillatormaterialien wie beispielsweise Gd₂S₂O, CuJ, CsF, BaF₂, CeF₃, BGO sind bekannt und in ähnlicher Weise strukturiert.
Im Betrieb trifft die Röntgenstrahlung, nachdem sie das Objekt durchdrungen hat, auf die Szintillatorschicht und wird, je nach Härte der Strahlung, also der Strahlungsintensität, in unterschiedlichen Ebenen in der Szintillatorschicht absorbiert und in Licht umgewandelt, das heißt, dass die einfallenden Röntgenquanten in Lichtquanten konvertiert werden. Diese Lichtquanten werden über die Szintillatornadeln zur darunter befindlichen, optisch gekoppelten Pixelmatrix geführt, wo sie auf die einzelnen Photodioden treffen. Dort werden die Lichtquanten in elektrische Signale konvertiert, die sodann ausgelesen werden.
Der grundsätzliche Aufbau sowie die grundsätzliche Funktionsweise eines solchen Strahlungsdetektors sind hinlänglich bekannt.
Je nach Strahlenqualität variiert die Quanteneffizienz eines Szintillators, bei einem Szintillator aus CsJ mit einer Schichtdicke von z. B. 600 μm je nach Strahlenqualität zwischen etwa 50%–80%. Die ortsfrequenzabhängige detektive Quanteneffizienz DQE(f) (DQE = Detective Quantum Efficiency) wird hierdurch nach oben begrenzt und liegt für typische Pixelgroßen von z. B. 150–200 μm und für die Applikationen interessierender Ortsfrequenzen von 1–2 lp/mm noch deutlich darunter. Dabei gilt oberhalb der K-Kante grundsätzlich, dass mit zunehmend härterer Strahlung die Absorption und infolge davon die DQE(f) abnimmt.
Härtere Strahlung tritt in Anwendungen, beispielsweise der interventionellen Kardiologie, sehr häufig auf. Beispielsweise sei die Behandlung korpulenter Patienten genannt, aber auch die Aufnahme von Schrägprojektionen, wobei in beiden Fällen eine Durchdringung des Patienten bis zu 40 cm und mehr erforderlich ist, das heißt, dass die Röntgenquanten einen entsprechend langen, eben bis zu 40 cm und mehr betragenden Weg durch den Patienten durchlaufen. Nicht immer können dabei infolge der abnehmenden DQE(f) Bilder akzeptabler Qualität geliefert werden, wie auch die zu applizierende Röntgendosis beachtlich ist.
Der Erfindung liegt damit das Problem zugrunde, einen Strahlungsdetektor anzugeben, der sich, neben seiner grundsätzlichen Eignung zur Aufnahme von Bildern bei Applikation weicher Strahlung, insbesondere zur Aufnahme von Strahlungsbildern mit härterer Strahlung bei gleichzeitiger Sicherstellung einer hohen DQE(f) eignet.
Zur Lösung dieses Problems ist ei einem Strahlungsdetektor der eingangs genannten Art erfindungsgemäß vorgesehen, dass die Dicke der Szintillatorschicht 900 μm–2500 μm beträgt, wobei der Winkel, unter dem die Nadeln zur Pixelmatrix stehen, ausgehend von 90° in der Detektormitte mit zunehmendem Abstand von der Detektormitte abnimmt.
Bei dem erfindungsgemäßen Strahlungsdetektor kommt zum einen eine in ihrer Dicke deutlich erhöhte Szintillatorschicht zum Einsatz. Während bisher Szintillatorschichten üblicherweise im Bereich von 400–700 μm dick sind, schlägt die Erfindung vor, dass die Szintillatorschicht mindestens 900 μm dick ist, die maximale Schichtdicke kann bis zu 2500 μm betragen. Bevorzugt sollte die Schichtdicke im Bereich zwischen 1000 μm–2000 μm liegen, wobei selbstverständlich alle Zwischenwerte, die im Intervall von 900 μm–2500 μm liegen, erfindungswesentlich sind und hiermit als erfindungswesentlich offenbart werden. Das heißt, dass hiermit beliebige Intervalle, beispielsweise mit Untergrenzen von 950 μm, 1100 μm, 1200 μm etc. und Obergrenzen von 2200 μm, 1900 μm, 1800 μm etc. als offenbart gelten.
Die Ausbildung der Szintillatorschicht in der angegebenen Dicke stellt somit, bezogen auf die Einfallrichtung der Röntgenquanten, eine beachtlich große „Konvertierungstiefe” dar, das heißt, dass auch harte Strahlung, die relativ tief in die Szintillatorschicht eindringt, dort absorbiert werden kann, wie natürlich auch weiche Strahlung, die oberflächennäher absorbiert wird, entsprechend konvertiert werden kann. Dies führt dazu, dass die DQE(f) im Vergleich zu bisher bekannten Strahlungsdetektoren bei Applikation härterer Strahlung aufgrund der Zunahme der Absorption ebenfalls zunimmt. Dies gilt grundsätzlich für alle bekannten Szintillatormaterialien, vornehmlich CsJ oder mit Tl oder mit Na dotierte Szintillatoren wie CsJ:Tl oder CsJ:Na, aber auch andere strukturierbare Szintillatormaterialien, wie sie einleitend genannt sind.
Weiterhin ist erfindungsgemäß vorgesehen, dass sich der Winkel, unter dem die länglichen Nadeln zur Ebene der Pixelmatrix stehen, über die Detektorfläche ändert. In der Detektormitte stehen die Nadeln noch senkrecht auf der Pixelmatrixebene. Mit zunehmender Entfernung von der Mitte ändert sich der Nadelwinkel, die Nadeln werden zur Detektormitte hin gekippt, wobei der Winkel zum Detektorrand hin immer weiter zunimmt. Dabei ist die Auslegung bezüglich des Winkelverlaufs derart gewählt, dass alle Nadeln auf einen gemeinsamen Fokus, in dem bevorzugt in der Bildaufnahmesituation der Röntgenstrahlungsquelle angeordnet ist, ausgerichtet sind, mithin also alle auf einen gemeinsamen Punkt zulaufen. Die Nadelausrichtung erfolgt dabei sowohl in x- als auch y-Richtung, so dass sich folglich ausgehend von der Detektormitte ein immer stärker kegelförmiger Aufbau ergibt.
Durch diese erfindungsgemäße Nadelausrichtung werden mit besonderem Vorteil Parallaxen-Effekte vermieden, die zu einer Verschlechterung der Ortsauflösung, also der Modulationstransferfunktion MTF führen. Solche Parallaxen-Effekte treten dann auf, wenn die Röntgenquanten nicht senkrecht auf die Detektoroberfläche respektive Szintillatoroberfläche auftreffen. Je nach Absorptionsort kann es dann dazu kommen, dass zwei in unterschiedlicher Tiefe in der Szintillatorschicht absorbierte Röntgenquanten respektive die dort konvertierten Lichtquanten in ein und demselben Pixel abgebildet werden, wenngleich die Röntgenquanten eigentlich unter unterschiedlichen Winkeln auftreffen. Dieses Parallaxen-Phänomen ist bei den bisher bekannten Strahlungsdetektoren mit den relativ dünnen Szintillaltorschichten und der üblicherweise verwendeten weichen Strahlung vernachlässigbar respektive kann bildverarbeitungstechnisch korrigiert werden. Bei der erfindungsgemäß vorgesehenen Szintillatordicke jedoch spielen diese Parallaxen-Effekte eine beachtliche Rolle, insbesondere mit zunehmender Annäherung der Einfallsorte zum Detektorrand hin. Infolgedessen ist hier nach einem Weg zu suchen, mit dem derartige Effekte zumindest abgeschwächt, wenn nicht sogar weitgehend vermieden werden können. Aus diesem Grund wird die erfindungsgemäße winkelige Ausrichtung der Nadeln vorgeschlagen, die hier Abhilfe schafft. Denn infolge der Fokussierung der Nadeln auf den Ort der Röntgenstrahlungsquelle stehen folglich die Nadeln in geradliniger Richtung oder Verlängerung der emittierten Röntgenquanten, mithin also auch der Röntgenquanten, die ungestreut das Durchleuchtungsobjekt durchdringen. Infolgedessen können die Röntgenquanten quasi in idealer Weise in die einzelnen Nadeln eindringen, werden dort reflektiert und absorbiert, wie natürlich auch die erzeugten Lichtquanten in der jeweiligen Nadel durch Reflexion geführt werden und auf das zugeordnete Pixel treffen.
Die Kritikalität des Parallaxen-Effektes ist im Wesentlichen durch vier Randgrößen bestimmt, nämlich zum einen den Abstand zwischen Strahlungsquelle und Strahlungsdetektor, üblicherweise SID genannt (SID = Source-to-Imager-Distance), ferner die Detektorgröße, weiterhin die Szintillatordicke und schließlich die Pixelgröße.
Typische Abstände zwischen Röntgenstrahlungsquelle und Strahlungsdetektor liegen beispielsweise bei C-Bogen-Systemen im Bereich von 90 cm–120 cm, wobei aber in der Radiographie auch größere Abstände vorkommen. Bei kleineren Abständen wird das Parallaxen-Problem noch kritischer. Zweckmäßig ist es beispielsweise, die Nadelausrichtung auf einen mittleren SID-Wert von beispielsweise 105 cm zu optimieren, was einen guten Kompromiss darstellt, selbst wenn der tatsächliche SID-Wert dann beispielsweise 90 cm oder 120 cm beträgt.
Die Detektorgröße beträgt üblicherweise 20 × 20 cm² bis etwa 40 × 40 cm². Je größer natürlich der Detektor, umso größer ist bei gleichem SID-Wert der Anstellwinkel der randseitigen Nadeln.
Die Szintillatordicke beträgt wie beschrieben bevorzugt 1000–2500 μm.
Die Pixelgröße liegt üblicherweise im Bereich von ca. 150 μm.
Bei einem angenommenen SID-Wert von 100 cm, einer Pixelgröße von 150 μm, und einer Szintillatordicke von 1500 μm ist im Grenzfall der Absorption von Quanten am oberen Rand des Szintillators bzw. am unteren Rand des Szintillators bereits bei einem radialen Abstand r = √x² + y² vom Detektorzentrum von etwa 10 cm mit einer Verschlechterung der Ortsauflösung, also der MTF zu rechnen. Für einen großen Detektor mit 40 × 40 cm² Fläche würde sich also ohne die erfindungsgemäße Nadelverkippung in den Randbereichen eine erhebliche Verschlechterung der Ortsauflösung ergeben.
Dem wird nun durch die erfindungsgemäße winkelige Anordndung der Nadeln und ihre Fokussierung auf einen gemeinsamen Punkt Rechnung getragen. Damit ergibt sich bei dem erfindungsgemäßen Strahlungsdetektor resultierend aus der erfindungsgemäß definierten Szintillatorschichtdicke und der Winkelanstellung der Nadeln eine deutliche Erhöhung der DQE(f), die im Idealfall sogar nahezu bei 100 liegt, wie auch die Ortsauflösung, also die MTF, über die gesamte Detektorfläche hervorragend ist.
In Weiterbildung der Erfindung können die Nadeln unter einem sich stetig verkleinernden Winkel angeordnet sein. Das heißt, dass die einzelnen Nadeln mit zunehmendem Abstand von der Mitte unter einem stetig abnehmenden, sich wenngleich mitunter nur geringwertig ändernden Winkel angestellt sind. Zu berücksichtigen ist hierbei selbstverständlich der fertigungstechnische Herstellungsvorgang der Szintillatorschicht, die durch Aufdampfen des Szintillatormaterials auf den Träger und anschließendes Abkühlen hergestellt werden, im Rahmen welches Abkühlvorgangs die unmittelbar nach der Bedampfung mehr oder weniger geschlossene Szintillatorschicht abkühlungs- und daraus folgend spannungsbedingt aufbricht, so dass sich die einzelnen Nadeln ausbilden. Grundsätzlich gilt, dass angestrebt ist, die Winkelanstellung so fein aufgelöst wie möglich variieren zu lassen. Über die gesamte Szintillatorfläche ergibt sich jedoch in jedem Fall die erfindungsgemäß vorgesehene Winkelveränderung und Fokussierung auf den gemeinsamen Ausrichtungspunkt.
Um die gewinkelte Ausrichtung der Nadeln zu ermöglichen, sieht eine besonders zweckmäßige Weiterbildung der Erfindung vor, dass der Träger an der die Szintillatorschicht tragenden Oberfläche zur Vorgabe der jeweiligen lokalen Winkel strukturiert ist. Diese Strukturierung wird bevorzugt in Form von Flächenabschnitten realisiert. Wie beschrieben wird die Trägeroberfläche mit dem Szintillatormaterial bedampft, dieses scheidet sich dort also ab. Die Strukturierung, insbesondere die dort ausgebildeten Flächenabschnitte, bilden die Keime, die die Kristallisation des aufgedampften Szintillatormaterials bewirken, sie geben letztlich die Kristallisations- und Aufwachsrichtung für das aufgedampfte Szintillatormaterial vor. Bei der nachfolgenden Abkühlung kommt es wie beschrieben zum Aufbrechen der Szintillatorschicht, wobei die Bruchlinien bevorzugt senkrecht zu den Flächenabschnitten verlaufen, so dass sich die jeweilige Nadel mit der von der Ausrichtung des jeweiligen Flächenabschnitts abhängigen Winkelanordnung ergibt.
Die Flächenabschnitte können unterschiedliche Formen aufweisen, bevorzugt wird eine Wabenform, wobei sich diese wabenförmigen Flächenabschnitte in besonders dichter Packung als Strukturierung ausbilden lassen. Denkbar sind aber auch Vier- oder Mehrecke oder Kreise etc.
Kommen beispielsweise viereckige Flächenabschnitte als Strukturierungsabschnitte zum Einsatz, so können diese auf einer Kreisbahn angeordnet sein, wobei die Oberfläche mit mehreren konzentrischen Kreisbahnen strukturiert ist. Das heißt, dass die jeweils einen gleichen Winkel definierenden. Flächenabschnitte auf jeweils gleichem Radium um die Trägermitte liegen, so dass sich konzentrische Kreise oder Ringe ergeben.
Besonders zweckmäßig ist es, wenn benachbarte Flächenabschnitte über in Richtung der Nadeln vorspringende Stege voneinander getrennt sind. Über diese Stege werden also die Flächenabschnitte berandet, wobei es beispielsweise bei Ausbildung von Wabenstrukturen aber nicht erforderlich ist, dass jeder Flächenabschnitt vollständig hierüber berandet ist. Auch können nur an Teilen der Flächenränder entsprechende Stege vorgesehen sein. Diese Stege, die insbesondere bei der zuvor beschriebenen Ausführungsform mit den viereckigen Flächenabschnitten auf den entsprechenden Kreis- oder Ringbahnen zweckmäßig ist, um auf der jeweiligen Kreis- oder Ringbahn die einzelnen Flächenabschnitte voneinander zu trennen, bewirken eine definierte Aufspaltung der Szintillatorschicht in die Nadeln bis zum Nadelfuß.
Die Größe eines Flächenabschnitts entspricht im Wesentlichen der Querschnittsfläche einer aufgebrachten Nadel. Das heißt, dass jeder Flächenabschnitt letztlich nur eine Nadel trägt, wobei sich diese Größenentsprechung auf den Nadelfuß bezieht, da sich mitunter die Nadeln nach oben hin etwas verjüngen können.
Der strukturierte Träger ist bevorzugt eine Folie, insbesondere eine Metallfolie, die auf einfache Weise durch ein entsprechendes Druck- oder Pressverfahren zumindest an der die Szintillatorschicht tragenden Oberfläche strukturiert werden kann. Hierzu wird beispielsweise eine entsprechende Druck- oder Pressmatrize verwendet, die die abzubildende Strukturierung trägt, die sodann auf die Folie beim Pressen übertragen wird. Als Metallfolie eignet sich insbesondere eine Aluminiumfolie, jedoch sind andere Folientypen nicht ausgeschlossen.
Selbstverständlich ist es ferner möglich, die aufgebrachte Szintillatorschicht nach dem Abscheiden durch einen Polierprozess zu planarisieren, wie natürlich auch entsprechende Schutz- oder Klebeschichten, die eventuell notwendig sind, um das Szintillatormaterial, also beispielsweise CsJ, zu kapseln bzw. mit der aktiven Photodioden- und Auslesematrix zu koppeln, am fertigen Strahlungsdetektor aufgebracht werden.
Weitere Vorteile, Merkmale und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Beispielen sowie anhand der Zeichnungen. Dabei zeigen:
1 eine Prinzipdarstellung eines erfindungsgemäßen Strahlungsdetektors nebst zugeordneter Strahlungsquelle,
2 eine vergrößerte Ansicht zur Darstellung der Strahlungskonvertierung im Szintillator,
3 eine Prinzipdarstellung einer Schnittansicht durch die Szintillatorschicht nebst Träger zur Darstellung der winkeligen Anordnung der Nadeln,
4 eine Prinzipdarstellung zur Erläuterung des Nadelkippwinkels,
5 eine Aufsicht auf die Oberfläche eines strukturierten Trägers einer ersten Ausführungsform, und
6 eine Aufsicht auf einen strukturierten Träger einer zweiten Ausführungsform.
1 zeigt in Form einer Prinzipdarstellung einen erfindungsgemäßen Strahlungsdetektor 1, der der Aufnahme von Durchleuchtungsbildern durch ein Objekt 2 dient. Die Aufnahme der Durchleuchtungsbilder erfolgt unter Verwendung einer Strahlungsquelle 3, beispielsweise eine Röntgenquelle, die in diesem Fall Röntgenquanten 4 emittiert. Diese durchlaufen das Objekt 2, werden dort je nach durchlaufener Substanz (Knochen, Gewebe etc.) geschwächt und gelangen nach Durchtritt durch das Objekt 2 zum Strahlungsdetektor 1. Dieser umfasst neben einem ihn kapselnden Gehäuse 5 eine Szintillatorschicht 6, die auf einem Träger 7 aufgebracht ist. Die Szintillatorschicht 6 ist über eine nicht näher gezeigte Klebeverbindung mit einer ebenflächigen Pixelmatrix 8 umfassend eine Vielzahl einzelner Photodioden 9 in matrixförmiger Anordnung verbunden. Der Pixelmatrix 8 zugeordnet ist eine Ausleseelektronik 10, über die die einzelnen pixelseitig generierten Signale ausgelesen werden.
Diese Signale werden, siehe 2, dadurch erzeugt, dass die auf die Szintillaltorschicht 6 einfallenden. Röntgenquanten 4, die natürlich den Träger 7 ungeschwächt durchlaufen, dort absorbiert werden und mittels des Szintillatormaterials, beispielsweise CsJ, an der Absorptionsstelle Lichtquanten 11 erzeugt. Diese Lichtquanten werden sodann über das nadelförmige Szintillatormaterial, das also aus einer Vielzahl nebeneinander liegender einzelner Nadeln besteht, in den jeweiligen Nadeln zur Pixelmatrix 8 und dort zu den jeweiligen Photodioden 9 geführt. Die Photodioden 9 erzeugen nun, abhängig von der Intensität der auftreffenden Lichtquanten 11, ein entsprechendes elektrisches Signal, das dortseits zunächst gespeichert wird und über die Ausleseelektronik 10 pixelweise ausgelesen. Hierzu umfasst jedes Pixel neben der Photodiode 9 einen ansteuerbaren TFT-Transistor, der als Schalter fungiert, wobei die einzelnen TFT-Transistoren über die Ausleseelektronik 10 dezidiert angesteuert werden können.
Der grundsätzliche Aufbau und die grundsätzliche Funktionsweise eines solchen Strahlungsdetektors sind bekannt.
Der erfindungsgemäße Strahlungsdetektor 1 zeichnet sich zusätzlich nun durch eine besondere Szintillatorschicht 6 aus. Die Szintillaltorschicht besteht, siehe die Prinzipdarstellung gemäß 3, aus einer Vielzahl einzelner Nadeln 12, die voneinander minimal beabstandet sind, so dass sich folglich Grenzflächen zwischen der Nadel und der Umgebung ergeben, welche Grenzfläche aufgrund der unterschiedlichen Brechungsindizes erforderlich ist, um einerseits die Röntgenquanten 4, andererseits die Lichtquanten 11 in der jeweiligen Nadel 12 zu führen und zum jeweiligen zugeordneten Pixel 9 leiten zu können. Die durchschnittliche Schichtdicke der aus den Nadeln 12 bestehenden Szintillatorschicht 6 beträgt zwischen 900 μm–2500 μm, bevorzugt zwischen 1000 μm–2000 μm. Sie ist also verglichen mit bisher bekannten Szintillatorschichtdicken deutlich größer. Wie 3 zeigt, sind darüber hinaus die einzelnen Nadeln 12 nicht allesamt parallel angeordnet. Vielmehr zeichnet sich die erfindungsgemäße Szintillatorschicht 6 dadurch aus, dass die Nadeln 12, ausgehend von einer vertikalen Anordnung relativ zur Oberfläche oder Ebene der Pixelmatrix 8, mit zunehmendem Abstand zur Mitte des Detektors unter einem Winkel stehen, wobei der Winkel von innen nach außen abnimmt. Der Winkel ist derart gewählt, dass alle Nadeln auf einen gemeinsamen Punkt zulaufen, siehe hierzu
4. Dieser Punkt ist der Fokus der Strahlungsquelle 3, das heißt, dass die Nadeln quasi kegelförmig auf diesen Punkt fokussiert sind. Der Winkel nimmt, wie 4 zeigt, mit zunehmender Entfernung der Detektormittel, also mit zunehmendem Radius, ab, wobei selbstverständlich die Winkelanstellung sowohl in x- als auch in y-Richtung bezogen auf die Detektorfläche gegeben ist. Der Winkel α bezieht sich immer auf den kleinsten Winkel, unter dem eine Nadel 12 zur Ebene der Pixelmatrix 8 steht. Der ideale Winkel α, mit dem die Nadeln angestellt sind, lässt sich beispielsweise für einen gegebenen SID-Wert (also einem gegebenen Abstand von der Strahlungsquelle zum Detektor) von z. B. 105 cm als Funktion der Entfernung des Radius und damit des Abstands des jeweiligen Punktes, an dem die jeweilige Nadel 12 am Träger 7 angebunden ist, vom Zentrum des Detektors angeben. Bei einer Annahme einer normalen Ausrichtung der Detektoroberfläche zum Röntgenröhrenfokus ergeben sich beispielsweise mit einem SID-Wert von 105 cm folgende ideale Anstellwinkel:
r = 10 cm: α = 83,69°
r = 20 cm: α = 78,02°
r = 25 cm: α = 75,12°
wobei r der Radius ist. r = 20 cm entspricht der maximal möglichen Entfernung der Nadeln 12 vom Zentrum der Detektorfläche bei einer Detektorfläche von 30 × 30 cm².
Da die Anstellung der Nadeln sowohl in x- als auch in y-Richtung erfolgt, ergibt sich somit eine über die gesamte Detektorfläche gegebene Ausrichtung der Nadeln 12 auf den Röhrenfokus.
Die beachtliche Schichtdicke der Szintillatorschicht 6 von 900 μm und mehr, bevorzugt von mindestens 1000 μm, bewirkt, dass der DQE(f)-Wert sehr hoch ist, bei einer idealen Nadelausrichtung liegt er bei annähernd 100%. Das heißt, dass der erfindungsgemäße Strahlendetektor auch und insbesondere bei harter Röntgenstrahlung im relevanten Ortsfrequenzbereich 1–2 lp/mm nahezu 100% DQE(f) aufweist. Das heißt, dass nahezu alle einfallenden Röntgenstrahlen auch tatsächlich konvertiert werden.
Die erfindungsgemäße winkelige Anstellung unter zum Rand hin zunehmender Veränderung des Winkels α bewirkt des Weiteren, dass nahezu keine Parallaxen-Effekte auftreten. Parallaxen-Effekte kommen dadurch zustande, dass bei schrägem Einfall der Röntgenquanten und unterschiedlichen Absorptionsebenen innerhalb der Szintillatorschicht 6 zwei Röntgenquanten, vertikal gesehen bezogen auf das darunter liegende Pixel, an derselben Stelle konvertiert werden und mithin die Bildinformation beider unter eigentlich unterschiedlichen Winkeln einfallenden Röntgenquanten im selben Pixel abgebildet werden. Dieser Parallaxen-Effekt ist umso größer, je näher zum Rand die Röntgenquanten einfallen.
Dieser Parallaxen-Effekt wird nun infolge der winkeligen Ausrichtung der einzelnen Nadeln minimiert. Denn die Nadeln 12 stehen letztlich in longitudinaler Verlängerung der einfallenden Röntgenquanten, das heißt, diese treffen idealisiert auf die Nadelspitze, dringen also in die Nadel ein, werden in dieser aufgrund der Totalreflexion geführt, bis es zur Konvertierung in die Lichtquanten kommt, die ihrerseits wieder in der Nadel geführt werden, bis die Lichtquanten auf die Photodiodenmatrix 8 treffen und im zugeordneten Pixel umgewandelt werden.
Um die für den erfindungsgemäßen Strahlendetektor essentielle Winkelanordnung der Nadeln realisieren zu können, ist der Träger 7, bei dem es sich beispielsweise um eine dünne Metallfolie, beispielsweise aus Aluminium handelt, an seiner Oberseite 13 strukturiert, siehe 3. Ersichtlich bilden sich einzelne Flächenabschnitte 14, deren Fläche im Wesentlichen der Querschnittsfläche einer aufgewachsenen Nadel 12 entspricht. Diese einzelnen Flächenabschnitte wirken als Keimzellen für das Kristallwachstum der aufgedampften Szintillatorschicht 6. Während des Aufdampfens scheidet sich auf der Oberfläche 13 des Trägers 7 mit zunehmender Aufdampfzeit eine immer dickere Schicht aus dem verwendeten Szintillatormaterial, beispielsweise CsJ, ab. Kühlt die Schicht nach dem Bedampfen ab, so kommt es infolge der abkühlungsbedingten inneren Spannungen der kristallinen Szintillatorschicht zu einem Aufbrechen derselben und zur Ausbildung der einzelnen Nadeln. Die jeweils entsprechend der gewünschten, lokalen Winkelanstellung der einzelnen Nadel ausgerichteten Flächenabschnitte 14 wirken quasi als Definitions- oder Vorgabeflächen für die Bruchlinien, längs welcher die Schicht aufbricht, so dass sich die einzelnen Nadeln 12 mit der angestrebten Win kelanstellung ausbilden, wie in der Prinzipdarstellung gemäß 3 gezeigt ist.
Die Strukturierung 15 der Oberfläche 13 über die Flächenabschnitte 14 kann beispielsweise durch ein Druck- oder Pressverfahren auf der Folienoberfläche ausgebildet werden. Als mögliche Formen für die Flächenabschnitte 14 sind beispielsweise Waben- oder Vier- und Mehreckformen denkbar.
Ein Ausführungsbeispiel einer Wabenform ist in 5 gezeigt. Diese zeigt in einer Aufsicht einen Ausschnitt des Trägers 7 mit Blick auf die Oberfläche 13. Ersichtlich sind dort eine Vielzahl einzelner Flächenabschnitte 14 ausgebildet, beispielsweise eingeprägt, die allesamt die Form einzelner Waben aufweisen. Die Waben lassen sich in einer äußerst dichten Packung relativ zueinander anordnen, wie 5 anschaulich zeigt.
In jedem Flächenabschnitt 14 ist über ein entsprechendes Symbol die Lage der Ebene des jeweiligen Flächenabschnitts 14 relativ zur Horizontalen dargestellt, mithin also die Richtung, in welcher die jeweilige Nadel 12 ausgerichtet ist.
In der Detektormitte, die von dem Flächenabschnitt 14a dargestellt ist, wie auch in den wenigen darum angeordneten Flächenabschnitten 14b verlaufen die jeweiligen Flächen horizontal, das heißt, dass die jeweiligen Nadeln 12 auf der Zeichenebene vertikal stehen.
Mit zunehmender Entfernung von der Detektormitte, siehe beispielsweise die Flächenabschnitte 14c, verkippt der jeweilige Flächenabschnitt etwas, was dazu führt, dass die jeweilige getragene Nadel – jeder Flächenabschnitt 14 trägt eine einzelne Nadel – etwas nach außen kippen, also von der Detektormitte weg, nachdem 5 eine Aufsicht auf die strukturierte Oberfläche 13 zeigt. Die leichte Verkippung ist durch den jeweils eingezeichneten Pfeil dargestellt.
Mit zunehmendem Abstand nimmt diese Verkippung immer weiter zu, wie beispielsweise durch die am Rand gezeigten Flächenabschnitte 14d und die dort eingezeichneten Pfeile dargestellt ist, die deutlich länger sind als die Pfeile der weiter innen liegenden Flächenabschnitte. Die jeweilige Pfeillänge ist eine Angabe über den jeweiligen Verkippungswinkel der jeweiligen Fläche und damit der jeweiligen Nadel bezogen auf die Horizontale respektive Zeichenebene.
Da jeder Flächenabschnitt im Idealfall nur eine Nadel 12 trägt, nachdem seine Fläche im Wesentlichen der gewünschten Querschnittsfläche einer aufzuwachsenden Nadel 12 entspricht, welche Nadel eine durchschnittliche Dicke von 5–20 μm besitzen, ist eine entsprechende Anzahl an derartigen Flächenabschnitten 14 über die Oberfläche 13 verteilt aufgebracht, abhängig von der jeweiligen Detektorgesamtgröße.
Neben der wabenförmigen Anordnung, wie in 5 gezeigt ist, ist eine weitere Ausgestaltungsmöglichkeit in 6 gezeigt. Auch dort ist wiederum der Träger 7 mit einer Aufsicht auf seine Oberfläche 13 dargestellt. Hier sind die einzelnen Flächenabschnitte 14 in Form einzelner Vierecke ausgeführt, die in konzentrischen Kreisen um die Mitte des Detektors herum angeordnet sind. Jeder Kreis wird also aus einer Reihe einzelner Flächenabschnitte 14 gebildet. In der Mitte befindet sich wiederum ein zentraler Flächenabschnitt 14a. Der daran anschließende Kreis oder Ring wird über mehrere Flächenabschnitte 14b gebildet, die beispielsweise die gleiche Ausrichtung haben können wie der Flächenabschnitt 14a. Der daran anschließende konzentrische Kreis oder Ring wird über die Flächenabschnitte 14c gebildet, die um einen ersten Winkel nach außen verkippt sein können, wiederum dargestellt durch einen kleinen Pfeil. Die im nächsten Kreis oder Ring angeordneten Flächenabschnitte 14d können wiederum etwas stärker nach außen verkippt sein, wie durch die eingezeichneten, etwas längeren Pfeile dargestellt ist, usw. Die immer weiter außen liegenden Flächenabschnitte, die die Flächenabschnitte und insbesondere die randseitig dargestellten Flächenabschnitte 14f, sind immer stärker nach außen verkippt, so dass sich auch die Nadeln entsprechend nach außen gewinkelt anstellen.
Im gezeigten Ausführungsbeispiel sind die einzelnen Flächenabschnitte 14 respektive 14a–14f über jeweilige Stege 16 voneinander getrennt. Das heißt, dass jeder Ring oder jeder Kreis zur umfangsmäßigen Begrenzung der einzelnen Flächenabschnitte über diese Stege 16 unterbrochen ist. Diese Stege definieren folglich die jeweilige Größe eines Flächenabschnitts 14 und darüber die Größe einer dort aufgebrachten Nadel 12. Auch diese Strukturierung 15 wird beispielsweise über ein Press- oder Prägeverfahren ausgebildet. Solche Stege können natürlich auch die jeweilige Wabe der in 5 gezeigten Strukturierung 15 begrenzen.

Claims

Strahlungsdetektor, insbesondere Röntgenstrahlungsdetektor, in Form eines Flachbilddetektors, umfassend eine auf einem Träger aufgebrachte Szintillatorschicht, bestehend aus länglichen Nadeln aus einem die Szintillatorschicht bildenden Szintillatormaterial, und eine aktiv auslesbare Pixelmatrix aus Photodioden, dadurch gekennzeichnet, dass die Dicke der Szintillatorschicht (6) 900 μm–2500 μm beträgt, wobei der Winkel (α), unter dem die Nadeln (12) zur Pixelmatrix (8) stehen, ausgehend von 90° in der Detektormitte mit zunehmendem Abstand von der Detektormitte abnimmt.
Strahlungsdetektor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Dicke der Szintillatorschicht (6) 1000 μm–2000 μm beträgt.
Strahlungsdetektor nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Nadeln (12) unter einem sich stetig verkleinernden Winkel (α) angeordnet sind.
Strahlungsdetektor nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Träger (7) an der die Szintillatorschicht (6) tragenden Oberfläche (13) zur Vorgabe des jeweiligen lokalen Winkels (α) strukturiert ist.
Strahlungsdetektor nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Strukturierung (15) in Form von Flächenabschnitten (14, 14a–f)) realisiert ist.
Strahlungsdetektor nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Flächenabschnitte (14, 14a–f) die Form von Waben, Vier- oder Mehrecken oder Kreisen aufweisen.
Strahlungsdetektor nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass viereckige Flächenabschnitte (14, 14a–f) auf einer Kreisbahn angeordnet sind, wobei die Oberfläche (13) mit mehreren konzentrischen Kreisbahnen strukturiert ist.
Strahlungsdetektor nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, dass benachbarte Flächeabschnitte (14, 14a–f) über in Richtung der Nadeln vorspringende Stege (16) voneinander getrennt sind.
Strahlungsdetektor nach einem der Ansprüche 5 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Größe eines Flächenabschnitts (14, 14a–f) im Wesentlichen der Querschnittsfläche einer aufgebrachten Nadel (12) entspricht.
Strahlungsdetektor nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Träger (7) eine Folie, insbesondere eine Metallfolie ist.
Strahlungsdetektor nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Metallfolie eine Aluminiumfolie ist.