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    • 专利摘要:
    Die vorliegende Erfindung ist auf eine verbesserte optische Kopplung von Szintillator zu Photodiode für einen CT-Detektor 20 ausgerichtet. Bei dem CT-Detektor 20 wird ein kontrollierter Luftspalt 92 zwischen dem Photodiodenfeld 52 und dem Szintillatorfeld 56 zusammen mit einer Antireflexionsschicht 86 auf dem Szintillatorfeld 56 genutzt. Um die Absorption von Licht an dem Photodiodenfeld 52 zu verbessern, weist das Photodiodenfeld 52 eine strukturierte Lichtaufnahmeoberfläche 88 auf. Durch Integration einer strukturierten Schicht 88 in dem Photodiodenfeld 52 wird die Lichterfassungseffizienz der Photodioden 60 verbessert. Die strukturierte Schicht 88 kann sich entlang einer x- und/oder z-Achse erstrecken und die Strukturierung kann unterschiedliche Formen annehmen. Beispielsweise kann die strukturierte Schicht 88 eine Reihe von pyramidenförmigen Vorsprüngen 90 aufweisen.
    公开号:DE102004009990A1
    申请号:DE200410009990
    申请日:2004-03-01
    公开日:2004-09-23
    发明作者:David M. New Berlin Hoffman
    申请人:GE Medical Systems Global Technology Co LLC；
    IPC主号:G01T1-20
    专利说明:
    [0001] Die vorliegende Erfindung beziehtsich allgemein auf die diagnostische Bildgebung und spezieller aufeinen CT-Detektor mit einem integrierten Luftspalt. Insbesondereumfasst der CT-Detektor ein Szintillatorfeld mit einer Antireflexionsschicht,das in solcher Weise mit einem Photodiodenfeld mit einer strukturiertenOberflächegekoppelt ist, das zwischen diesen ein kontrollierter Luftspaltvorhanden ist.
    [0002] Typischerweise emittiert in Computertomographie(CT)-Bildgebungssystemeneine Röntgenstrahlquelleeinen fächerförmigen Strahlzu einem Subjekt oder Objekt hin, beispielsweise einem Patientenoder einem Gepäckstück. Im Nachfolgenden sollendie Bezeichnungen "Subjekt" und "Objekt" alles einschließen, wasabgebildet werden kann. Der Strahl trifft, nachdem er durch dasSubjekt gedämpft wurde,auf einem Feld von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität der gedämpften Strahlungdes Strahls, die an dem Detektorfeld empfangen wird, hängt typischerweisevon der Dämpfungdes Röntgenstrahls durchdas Subjekt ab. Jedes Detektorelement des Detektorfeldes erzeugtein separates elektrisches Signal, welches für den von dem jeweiligen Detektorelementempfangenen gedämpftenStrahl bezeichnend ist. Die elektrischen Signale werden zur Analysean ein Datenverarbeitungssystem übertragen, welchesletztendlich ein Bild erzeugt.
    [0003] Im Allgemeinen werden die Röntgenstrahlquelleund das Detektorfeld in einer Bildgebungsebene um den Montagerahmen, derauch als Gantry bezeichnet wird, und um das Subjekt herum gedreht. DieRöntgenstrahlquellenumfassen typischerweise Röntgenröhren, welcheden Röntgenstrahlan einem Brennpunkt emittieren. Röntgenstrahldetektoren weisentypischerweise einen Kollimator zum Kollimieren der an dem Detektorempfangenen Röntgenstrahlen, einenSzintillator zum Umwandeln der Röntgenstrahlenin Licht, angrenzend an den Kollimator, sowie Photodioden zum Empfangendes Lichts von dem benachbarten Szintillator und zum Erzeugen elektrischerSignale aus diesem auf.
    [0004] Typischerweise wandelt jeder Szintillatoreines Szintillatorfeldes Röntgenstrahlenin Lichtenergie um. Jeder Szintillator strahlt Licht mit einer bestimmtenEnergie zu einer benachbarten Photodiode ab. Die jeweilige Photodiodedetektiert die Lichtenergie und erzeugt ein entsprechendes elektrischesSignal. Die Ausgangssignale der Photodioden werden dann zur Bildrekonstruktionan das Datenverarbeitungssystem übertragen.
    [0005] Bei bekannten CT-Detektoren wirdeine durchgängigeSchicht aus Epoxidharz genutzt, um das Photodiodenfeld mit dem Szintillatorfeldoptisch zu koppeln. Diese Lage aus Epoxidharz wird im Allgemeinenals "Optikoppler" bezeichnet. DerOptikoppler muss eine ausreichende Haftfestigkeit aufweisen, umeine beständigeVerbindung zwischen dem Photodiodenfeld und dem Szintillatorfeld über sowohldie Breite als auch die Längeder Felder hin aufrechtzuerhalten. Das bedeutet, der Optikoppler mussaus einem Kompositmaterial ausgebildet sein, das der in dem Szintillator-und dem Photodiodenfeld induzierten mechanischen Spannung widerstehen kann,die sich ergibt, wenn Materialien mit ähnlichen Wärmeausdehungskoeffizientenmiteinander verbunden werden.
    [0006] Es sind Fortschritte beim Entwurfund bei der Herstellung von Optikopplern hinsichtlich der BeständigkeitgegenüberSpannungen, die dem Verbinden von Materialien mit zueinander unterschiedlichen Wärmeausdehnungseigenschaftenzuzuordnen sind, gemacht worden. Trotz dieser Fortschritte bleiben bekannteOptikoppler anfälligfür Risseoder ein Abbrechen von dem Szintillator- und/oder Photodiodenfeld.Dieses vorzeitige Reißenoder Abbrechen kann zu einem katastrophalen Ausfall des CT-Detektors führen, waseinen vollständigenAustausch des Detektors und eine Abschaltzeit des CT-Systems garantiert.
    [0007] Daher wäre es wünschenswert, einen CT-Detektorzu entwerfen, bei welchem das Photodiodenfeld und das Szintillatorfeldmiteinander verbunden sind, ohne dass eine durchgängige optischkoppelnde Epoxidharzschicht vorhanden ist.
    [0008] Die vorliegende Erfindung ist aufeine verbesserte optische Kopplung von Szintillator zu Photodiodeeines CT-Detektors ausgerichtet, bei welcher die vorstehend erwähnten Nachteilebehoben sind. Bei dem CT-Detektor wird ein kontrollierter Luftspalt zwischendem Photodiodenfeld und dem Szintillatorfeld zusammen mit einerAntireflexionsschicht auf dem Szintillatorfeld genutzt. Um die Lichtabsorption andem Photodiodenfeld zu verbessern, weist das Photodiodenfeld einestrukturierte Lichtaufnahmeoberfläche auf. Durch Integrationeiner strukturierten Schicht in das Photodiodenfeld wird die Lichterfassungseffizienzder Photodioden verbessert. Die strukturierte Schicht kann sichentlang einer x- und/oder z-Achseerstrecken und die Strukturierung kann in unterschiedlichen Formenvorliegen. Beispielsweise kann die strukturierte Schicht eine Reihe vonpyramidenförmigenVorsprüngenumfassen.
    [0009] Daher weist entsprechend eines Aspektsder vorliegenden Erfindung ein CT-Detektor ein Matrixfeld von Szintillatorenauf, die derart konfiguriert sind, dass sie empfangene Röntgenstrahlenin Licht umwandeln. Der CT-Detektor weist ferner ein Matrixfeld vonLichtdetektionselementen in funktionaler Verknüpfung mit dem Szintillatorfeldund derart konfiguriert auf, dass diese in Ansprechen auf von demSzintillatorfeld detektiertes Licht elektrische Signale ausgeben.Ein Luftspalt ist zwischen dem Feld aus Szintillatoren und dem Feldaus Lichtdetektionselementen vorgesehen.
    [0010] Entsprechend eines anderen Aspektsder vorliegenden Erfindung wird ein CT-Detektor für ein Bildgebungssystemausgebildet, indem eine Mehrzahl von Lichtdetektionselementen ineinem Matrixfeld angeordnet wird als auch eine Mehrzahl von Szintillatorenin einem Matrixfeld angeordnet wird. Danach wird zumindest eineAntireflexionsschicht an dem Szintillatorfeld angebracht, woraufdie Matrixfelder in solcher Weise miteinander gekoppelt werden, dasssich zwischen diesen ein gleichmäßiger Luftspalterstreckt.
    [0011] Gemäß eines anderen Aspekts dervorliegenden Erfindung weist ein CT-System einen drehbaren Montagerahmenauf, in dem mittig eine Öffnungangeordnet ist, sowie einen Tisch, der durch die Öffnung hindurchvor- und zurückbewegbarist und dazu konfiguriert ist, ein Subjekt zur CT-Datenerfassungin Position zu bringen. Eine Projektionsquelle für hochfrequente elektromagnetischeEnergie ist in dem drehbaren Montagerahmen angeordnet und dazu konfiguriert,hochfrequente elektromagnetische Energie zu dem Subjekt hin zu projizieren.Das CT-System weist ferner ein Detektorfeld auf, das in dem drehbarenMontagerahmen angeordnet ist und derart konfiguriert ist, dass esdie von der Projektionsquelle projizierte und über das Subjekt auftreffendehochfrequente elektromagnetische Energie detektiert. Das Detektorfeldumfasst ein Szintillatorfeld mit einer mit diesem verbundenen Antireflexionsschicht sowieein Photodiodenfeld, das in solcher Weise mit dem Szintillatorfeldgekoppelt ist, dass sich zwischen diesen ein gleichmäßiger Spalterstreckt.
    [0012] Entsprechend eines weiteren Aspektsder vorliegenden Erfindung umfasst ein CT-Detektor ein Szintillatorfeldaus Szintillatoren, das eine Lichtausgangsoberfläche aufweist, die derart konfiguriertist, dass sie Licht emittiert, sowie ein Photodiodenfeld aus photoempfindlichenElementen, die derart konfiguriert sind, dass sie das von dem Szintillatorfeld emittierteLicht detektieren und elektrische Signale ausgeben, welche für das detektierteLicht bezeichnend sind. Das Photodiodenfeld ist derart aufgebaut, dasses eine nicht ebene Lichtdetektionsoberfläche aufweist.
    [0013] Gemäß eines weiteren Aspekts dervorliegenden Erfindung weist ein CT-Detektor ein Mittel zur Ausgabevon Licht auf Basis der detektierten Röntgenstrahlen als auch einMittel zur Verhinderung einer Lichtreflexion gekoppelt mit den Ausgabemitteln auf.Der CT-Detektor weist ferner Mittel zur Detektion des durch dieAusgabemittel ausgegebenen Lichts auf, und zwar derart mit dem Mittelzur Reflexionsverhinderung gekoppelt, dass sich zwischen diesenein gleichmäßiger Luftspalterstreckt.
    [0014] Verschiedene andere Merkmale, Aufgaben undVorteile der vorliegenden Erfindung werden durch die folgende detaillierteBeschreibung und die Zeichnungen deutlich werden.
    [0015] Die Zeichnungen stellen eine bevorzugte Ausführungsformdar, die derzeit zur Ausführungder Erfindung in Frage kommt.
    [0016] Es zeigen:
    [0017] 1 einebildliche Ansicht eines CT-Bildgebungssystems;
    [0018] 2 einschematisches Blockdiagramm des in 1 dargestelltenSystems;
    [0019] 3 eineperspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Detektorfeldesfür ein CT-System;
    [0020] 4 eineperspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Detektors;
    [0021] 5 veranschaulichtverschiedene Konfigurationen des Detektors aus 4 in einem Vier-Schicht-Modus;
    [0022] 6 isteine schematische Darstellung eines Querschnitts eines CT-Detektorsentsprechend der vorliegenden Erfindung; und
    [0023] 7 isteine bildliche Ansicht eines CT-Systems zur Verwendung mit einemnichtinvasiven Inspektionssystem für Verpackungen.
    [0024] Die Betriebsumgebung der vorliegendenErfindung wird in Bezug auf ein Vier-Schicht-Computertomographie(CT)-Systembeschrieben. Fachleute werden jedoch erkennen, dass die vorliegendeErfindung gleichfalls zur Verwendung bei Einschicht- oder anderenMehrschichtkonfigurationen anwendbar ist. Darüber hinaus wird die vorliegendeErfindung in Bezug auf die Detektion und Umwandlung der Röntgenstrahlenbeschrieben. Der Fachmann wird jedoch ferner erkennen, dass dievorliegende Erfindung gleichfalls für die Detektion und Umwandlunganderer hochfrequenter elektromagnetischer Energie anwendbar ist.Die vorliegende Erfindung wird in Bezug auf ein CT-Gerät der sogenannten dritten Generation beschrieben, sie ist aber ebenso beianderen CT-Systemen anwendbar.
    [0025] Nehmen wir Bezug auf die 1 und 2, so ist ein Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem 10 gezeigt,das einen Montagerahmen 12, auch als Gantry bezeichnet,umfasst, der fürein CT-Gerät derdritten Generation typisch ist. Der Montagerahmen 12 weisteine Röntgenstrahlquelle 14 auf,die einen Röntgenstrahl 16 zueinem Detektorfeld 18 auf der gegenüberliegenden Seite des Montagerahmen 12 hinprojiziert. Das Detektorfeld 18 ist aus einer Mehrzahlvon Detektoren 20 ausgebildet, welche zusammen die projiziertenRöntgenstrahlen,die durch einen medizinischen Patienten 22 hindurchtreten, aufnehmen.Jeder Detektor 20 erzeugt ein elektrisches Signal, welchesdie Intensitäteines auftreffenden Röntgenstrahlsund somit den gedämpften Strahl,so wie dieser durch den Patienten 22 hindurchtritt, repräsentiert.Währendder Abtastung zur Erfassung von Röntgenstrahl-Projektionsdatenrotieren der Montagerahmen 12 und die an diesen montierenKomponenten um einen Drehmittelpunkt 24.
    [0026] Die Rotation des Montagerahmens 12 und derBetrieb der Röntgenquelle 14 werdendurch einen Steuermechanismus 26 des CT-Systems 10 bestimmt.Der Steuermechanismus 26 beinhaltet eine Röntgenstrahlsteuerung 28,welche Energie und Taktsignale füreine Röntgenstrahlquelle 14 bereitstellt,sowie eine Gantrymotorsteuerung 30, welche die Rotationsgeschwindigkeitund die Position des Montagerahmens 12 steuert. Ein Datenerfassungssystem(DAS) 32 in dem Steuermechanismus 26 tastet analogeDaten von den Detektoren 20 ab und wandelt die Daten indigitale Signale zur nachfolgenden Verarbeitung um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt dieabgetasteten und digitalisierten Röntgenstrahldaten von dem DAS 32 und führt eineHochgeschwindigkeitsrekonstruktion aus. Das rekonstruierte Bildwird als Eingangssignal auf einen Computer 36 geführt, welcherdas Bild in einer Massenspeichereinrichtung 38 speichert.
    [0027] Der Computer 36 empfängt außerdem Befehleund Abtastparameter von einem Bediener über ein Bedienpult 40,das eine Tastatur aufweist. Ein zugeordneter Katodenstrahlröhren-Bildschirm 42 ermöglicht demBediener, das rekonstruierte Bild und andere Daten von dem Computer 36 zubeobachten. Die von dem Bediener eingegebenen Befehle und Parameterwerden von dem Computer 36 verwendet, um Steuersignaleund Informationen an das DAS 32, die Röntgenstrahlsteuerung 28 unddie Gantrymotorsteuerung 30 zu liefern. Außerdem treibtder Computer 36 eine Tischmotorsteuerung 44, welcheeinen von einem Motor angetriebenen Tisch 46 zur Positionierungdes Patienten 22 und des Montagerahmens 12 steuert.Insbesondere bewegt der Tisch 46 Teile des Patienten 22 durcheine Öffnung 48 desMontagerahmens.
    [0028] Wie in den 3 und 4 gezeigtist, umfasst das Detektorfeld 18 eine Mehrzahl von Szintillatoren 57,die ein Szintillatorfeld 56 bilden. Ein (nicht gezeigter)Kollimator ist überdem Szintillatorfeld 56 angeordnet, um Röntgenstrahlen 16 zukollimieren, bevor diese Strahlen auf das Szintillatorfeld 56 auftreffen.
    [0029] In einer Ausführungsform, die in 3 gezeigt ist, umfasst dasDetektorfeld 18 57 Detektoren 20, wobei jederDetektor 20 ein Matrixgröße von 16 × 16 aufweist. Folglich weistdas Feld 18 16 Zeilen und 912 Spalten auf (16 × 57 Detektoren),was es möglich macht,16 gleichzeitige Datenschichten bei jeder Umdrehung des Montagerahmens 12 zuerfassen.
    [0030] Die Schaltfelder 80 und 82, 4, sind mehrdimensionaleHalbleiter-Matrixfelder, die zwischen das Szintillatorfeld 56 unddas DAS 32 geschaltet sind. Die Schaltfelder 80 und 82 beinhalten eineMehrzahl von (nicht gezeigten) Feldeffekttransistoren (FET), dieals mehrdimensionales Feld angeordnet sind. Das FET-Feld weist eineAnzahl von elektrischen Leitungen auf, die an alle jeweiligen Photodioden 60 angeschlossensind, sowie eine Anzahl von Ausgangsleitungen, die über eine-flexible elektrische Schnittstelle 84 elektrisch mit demDAS 32 verbunden sind. Insbesondere ist etwa die Hälfte derPhotodiodenausgängeelektrisch mit dem Schalter 80 verbunden, wobei die andereHälfteder Photodiodenausgängeelektrisch an den Schalter 82 angeschlossen ist. Außerdem kanneine (nicht gezeigte) Reflektorschicht zwischen jedem Szintillator 57 angeordnetsein, um die Lichtstreuung von benachbarten Szintillatoren zu reduzieren.Jeder Detektor 20 ist mit Hilfe von Montagehalterungen 79 aneinem Detektorrahmen 77 befestigt, 3.
    [0031] Die Schaltfelder 80 und 82 beinhaltenferner eine (nicht gezeigte) Dekodiereinrichtung, welche Photodiodenausgänge entsprechendeiner gewünschtenAnzahl von Schichten sowie Schichtauflösungen für jede Schicht freigibt, sperrtoder kombiniert. Die Dekodiereinrichtung ist bei einer Ausführungsformein Decoderchip oder ein FET-Controller, wie sie im Fachgebiet bekanntsind. Die Dekodiereinrichtung umfasst mehrere Ausgangs- und Steuerleitungen,die mit den Schaltfeldern 80 und 82 und dem DAS 32 gekoppeltsind. Bei einer Ausführungsform, dieals 16-Schicht-Modus definiert ist, gibt die Dekodiereinrichtungdie Schaltfelder 80 und 82 derart frei, dass alleReihen des Photodiodenfeldes 51 aktiviert sind, wodurchsich 16 gleichzeitige Datenschichten zur Verarbeitung durch dasDAS 32 ergeben. Natürlichsind viele andere Schichtkombinationen möglich. Beispielsweise kanndie Dekodiereinrichtung auch andere Schichtmodi auswählen, daruntereinen Ein-, Zwei- und Vier-Schicht-Modus.
    [0032] Wie in 5 gezeigtist, könnendurch Übermittlungder geeigneten Dekodiereranweisungen die Schaltfelder 80 und 82 imVier-Schicht-Modus konfiguriert werden, sodass die Daten von vierSchichten aus jeweils einer oder mehreren Reihen des Photodiodenfeldes 52 erfasstwerden. In Abhängigkeitvon der speziellen Konfiguration der Schaltfelder 80 und 82 können verschiedeneKombinationen von Photodioden 60 freigegeben, gesperrtoder kombiniert werden, sodass die Schichtdicke aus einer, zwei,drei oder vier Reihen von Szintillatorfeldelementen 57 bestehenkann. Weitere Beispiele sind ein Ein-Schicht-Modus, der eine einzige Schichtumfasst, wobei die Dicke der Schichten im Bereich von 1,25 mm bis20 mm liegt, sowie ein Zwei-Schicht-Modus, der zwei Schichten umfasst,wobei die Dicke der Schichten im Bereich von 1,25 mm bis 10 mm liegt. Nebenden beschriebenen kommen auch weitere Modi in Frage.
    [0033] Nehmen wir nun Bezug auf 6, so ist dort ein schematischerQuerschnitt eines CT-Detektors 20 entsprechend der vorliegendenErfindung gezeigt. Wie zuvor beschrieben umfasst der CT-Detektor 20 einSzintillatorfeld 56, das aus einer Mehrzahl von Szintillatoren 57 gebildetist. Mit dem Szintillatorfeld 56 ist eine Antireflexionsschicht 86 verbunden.Die Antireflexionsschicht 86 kann eine einzige oder mehrereLagen aus Antireflexionsmaterial aufweisen und kann in Form einerDünnschicht,eines Harzes oder dergleichen vorliegen. Die Antireflexionsschicht 86 hatdie Funktion, den Lichtaustritt aus dem Szintillatorfeld derartzu erleichtern, dass die Lichtdetektion durch die Photodiode 60 desPhotodiodenfeldes 52 verbessert wird.
    [0034] Das Photodiodenfeld 52 weisteine strukturierte Schicht 88 auf, welche die Absorptiondes von dem Szintillatorfeld 56 emittierten Lichts sowiedie Übertragungdes Lichts auf das Photodiodenfeld 52 maximieren soll.Die Integration einer strukturierten Oberfläche 88 an dem Photodiodenfeld 52 verbessertdie Lichterfassungseffizienz der Photodioden 60. Die Strukturierungder Schicht oder Oberfläche 88 kannviele Formen annehmen und kann entsprechend einer Reihe von Herstellungsverfahrenerzeugt werden. Beispielsweise kann, wie in 6 dargestellt, die strukturierte Schichtoberfläche 88 derart gespalten,geätzt,geformt oder geschnitten werden, dass eine Reihe von pyramidenförmigen Vorsprüngen 90 ausgebildetwird. Der Fachmann wird jedoch erkennen, dass andersartig gestalteteVorsprünge realisiertwerden könnenund andere Herstellungsverfahren angewandt werden können.
    [0035] Der CT-Detektor 20 ist derartaufgebaut, dass sich zwischen der Antireflexionsschicht 86,die an dem Szintillatorfeld 56 befestigt ist, und der strukturiertenOberfläche 88,die an dem Photodiodenfeld 52 befestigt ist, ein Luftspalt 92 erstreckt.Der Luftspalt 92 ist in dem Sinne ein kontrollierter Luftspalt,als die Tiefe des Luftspaltes überdie Breite und Längedes Photodioden- und Szintillatorfeldes hin konsistent ist. DerLuftspalt soll eine thermische Ausdehnung der Komponenten des CT-Detektorsbei unterschiedlichen Wärmebelastungenermöglichen, ohnedass an einem der Felder spannungsinduzierte Brüche bewirkt werden. Vorzugsweisewird die Tiefe des Luftspaltes 92 minimiert, um ein optischesNebensprechen zwischen benachbarten Szintillatoren und Photodiodenzu reduzieren.
    [0036] Der CT-Detektor 20 kannentsprechend einer Reihe von Verfahren erzeugt oder hergestelltwerden. Beispielsweise kann die Antireflexionsschicht 86 alsDünnschichtdurch Sputtern, Dampfabscheidung oder andere Verfahren aufgebrachtwerden und eine Versiegelung an der Lichtemissionsoberfläche desSzintillatorfeldes 56 ermöglicht werden, oder sie kannals Kunstharz aufgebracht werden und aushärten gelassen werden. Die strukturierteOberfläche 88 kannin die Oberflächejeder Photodiode 60 integriert werden oder kann separatals Kompositmaterial aufgebracht werden, um die Lichterfassung deran dieser angebrachten Photodioden 60 zu verbessern. DasPhotodiodenfeld 52 wird unter Nutzung verschiedener Befestigungs-und Verbindungsmechanismen derart an dem Szintillatorfeld 56 befestigt, dasszwischen diesen der Luftspalt 92 gebildet wird. Wie zuvorangemerkt ist es vorteilhaft, die Tiefe des Luftspaltes 92 zuminimieren, der Luftspalt 92 sollte aber eine ausreichendeTiefe aufweisen, um einen Luftzwischenraum zwischen der Antireflexionsschichtdes Szintillatorfeldes und der strukturierten Oberfläche desPhotodiodenfeldes aufrechtzuerhalten. Die strukturierte Oberfläche kanneine Reihe von geformten Vorsprüngenenthalten, darunter die in 6 dargestelltenpyramidenförmigenVorsprünge. DieseFormen könnendurch Spalten, Ätzen,Formen oder Schneiden eines Blocks aus Kompositmaterial ausgebildetwerden oder könnenwährendeines Gussvorgangs ausgebildet werden.
    [0037] Nehmen wir nun Bezug auf 7, so weist ein Verpackungs-/Gepäckinspektionssystem 100 einendrehbaren Montagerahmen 102 mit einer darin vorgesehenen Öffnung 104 auf,durch welche Verpackungen oder Gepäckstücke durchgeführt werden können. Indem drehbaren Montagerahmen 102 ist eine Quelle 106 für hochfrequenteelektromagnetische Energie als auch eine Detektoranordnung 108 miteiner Mehrzahl von Detektorzellen ähnlich den in den 3 und 4 gezeigten aufgenommen. Ein Fördersystem 110 istebenfalls vorgesehen und umfasst ein Förderband 112, dasdurch eine Struktur 114 gestützt wird, um automatisch undkontinuierlich Verpackungen oder Gepäckstücke 116, die gescanntwerden sollen, durch die Öffnung 104 hindurchzuführen. DieObjekte 116 werden von dem Förderband 112 durchdie Öffnung 104 durchgeführt, danachwerden Bildgebungsdaten erfasst und das Förderband 112 entferntdie Verpackungen 116 wieder in kontrollierter und kontinuierlicherWeise aus der Öffnung 104.Infolgedessen könnenPostinspektoren, Gepäckkontrolleureund anderes Sicherheitspersonal den Inhalt der Verpackungen 116 nichtinvasivauf Explosivstoffe, Messer, Waffen, Schmuggelware usw. hin überprüfen.
    [0038] Daher weist entsprechend einer Ausführungsformder vorliegenden Erfindung ein CT-Detektor ein Matrixfeld von Szintillatorenauf, die derart konfiguriert sind, dass sie empfangene Röntgenstrahlenin Licht umwandeln. Der CT-Detektorweist ferner ein Matrixfeld von Lichtdetektionselementen in funktionalerVerknüpfungmit dem Szintillatorfeld und derart konfiguriert auf, dass diesein Ansprechen auf von dem Szintillatorfeld detektiertes Licht elektrische Signaleausgeben. Ein Luftspalt ist zwischen dem Feld aus Szintillatorenund dem Feld aus Lichtdetektionselementen vorgesehen.
    [0039] Entsprechend einer anderen Ausführungsformder vorliegenden Erfindung wird ein CT-Detektor für ein Bildgebungssystemausgebildet, indem eine Mehrzahl von Lichtdetektionselementen ineinem Matrixfeld angeordnet wird als auch eine Mehrzahl von Szintillatorenin einem Matrixfeld angeordnet wird. Danach wird zumindest eineAntireflexionsschicht an dem Szintillatorfeld angebracht, worauf dieMatrixfelder in solcher Weise miteinander gekoppelt werden, dasssich zwischen diesen ein gleichmäßiger Luftspalterstreckt.
    [0040] Gemäß einer anderen Ausführungsformder vorliegenden Erfindung weist ein CT-System einen drehbaren Montagerahmenauf, in dem mittig eine Öffnungangeordnet ist, sowie einen Tisch, der durch die Öffnung hindurchvor- und zurückbewegbarist und dazu konfiguriert ist, ein Subjekt zur CT-Datenerfassung inPosition zu bringen. Eine Projektionsquelle für hochfrequente elektromagnetischeEnergie ist in dem drehbaren Montagerahmen angeordnet und dazu konfiguriert,hochfrequente elektromagnetische Energie zu dem Subjekt hin zu projizieren.Das CT-System weist ferner ein Detektorfeld auf, das in dem drehbarenMontagerahmen angeordnet ist und derart konfiguriert ist, dass esdie von der Projektionsquelle projizierte und über das Subjekt auftreffendehochfrequente elektromagnetische Energie detektiert. Das Detektorfeldumfasst ein Szintillatorfeld mit einer mit diesem verbundenen Antireflexionsschicht sowieein Photodiodenfeld, das in solcher Weise mit dem Szintillatorfeldgekoppelt ist, dass sich zwischen diesen ein gleichmäßiger Spalterstreckt.
    [0041] Entsprechend einer weiteren Ausführungsformder vorliegenden Erfindung umfasst ein CT-Detektor ein Szintillatorfeldaus Szintillatoren, das eine Lichtausgangsoberfläche aufweist, die derart konfiguriertist, dass sie Licht emittiert, sowie ein Photodiodenfeld aus photoempfindlichenElementen, die derart konfiguriert sind, dass sie das von dem Szintillatorfeldemittierte Licht detektieren und elektrische Signale ausgeben, welchefür dasdetektierte Licht bezeichnend sind. Das Photodiodenfeld ist derart aufgebaut,dass es eine nicht ebene Lichtdetektionsoberfläche aufweist.
    [0042] Gemäß einer weiteren Ausführungsformder vorliegenden Erfindung weist ein CT-Detektor Mittel zur Ausgabevon Licht auf Basis der detektierten Röntgenstrahlen als auch einMittel zur Verhinderung einer Lichtreflexion gekoppelt mit den Ausgabemittelnauf. Der CT-Detektor weist ferner Mittel zur Detektion des durchdie Ausgabemittel ausgegebenen Lichts auf, und zwar derart mit demMittel zur Reflexionsverhinderung gekoppelt, dass sich zwischen diesenein gleichmäßiger Luftspalterstreckt.
    [0043] Die vorliegende Erfindung wurde inBezug auf die bevorzugte Ausführungsformbeschrieben und es ist zu erkennen, dass Äquivalente, Alternativen undModifikationen neben den explizit angegebenen möglich sind und innerhalb desSchutzumfangs der anhängendenAnsprücheliegen.
    权利要求:
    Claims (10)
    [1] CT-Detektor (20), umfassend: einMatrixfeld aus Szintillatoren (56), die derart konfiguriertsind, dass sie empfangene Röntgenstrahlen inLicht umwandeln; ein Matrixfeld aus Lichtdetektionselementen(52) in funktionaler Verknüpfung mit dem Szintillatorfeld(56) und derart konfiguriert, dass sie in Ansprechen auf vondem Szintillatorfeld (56) empfangenen Lichts elektrischeSignale ausgeben; und einen Luftspalt (92), der zwischendem Szintillatorfeld (56) und dem Lichtdetektionselementefeld(52) vorgesehen ist.
    [2] CT-Detektor (20) nach Anspruch 1, der ferner eineAntireflexionsschicht (86) umfasst, die mit dem Szintillatorfeld(56) gekoppelt ist.
    [3] CT-Detektor (20) nach Anspruch 1, bei welchemdas Lichtdetektionselementefeld (52) eine strukturierteSchicht (88) zum Empfang des von dem Szintillatorfeld (56)emittierten Lichts umfasst.
    [4] CT-Detektor (20) nach Anspruch 3, bei welchemdie strukturierte Schicht (88) eine Reihe von pyramidenförmigen Vorsprüngen (90)umfasst, die sich übereine Oberseite des Lichtdetektionselementefeldes (52) hinerstrecken.
    [5] CT-Detektor (20) nach Anspruch 1, bei welchemdas Szintillatorfeld (56) zweidimensional angeordnet ist.
    [6] CT-Detektor (20) nach Anspruch 1, bei welchemdas Lichtdetektionselementefeld (52) zweidimensional angeordnetist.
    [7] CT-Detektor (20) nach Anspruch 1, der inein medizinisches bildgebendes Abtastgerät (10) eingebaut ist.
    [8] CT-Detektor (20) nach Anspruch 1, bei welchemdas Lichtdetektionselementefeld mehrere lichtempfindliche Elemente(60) umfasst, die als Matrix (52) angeordnet sind,wobei das Matrixfeld (52) eine nicht ebene Lichtdetektionsoberfläche (88)aufweist.
    [9] CT-Detektor (20) nach Anspruch 9, der ferner einengleichmäßigen Luftspalt(92) umfasst, welcher zwischen einer mit dem Szintillatorfeld(56) gekoppelten Antireflexionsschicht (86) undder nicht ebenen Lichtdetektionsoberfläche (88) vorgesehenist.
    [10] CT-Detektor (20) nach Anspruch 8, bei welchemdie nicht ebene Lichtdetektionsoberfläche (88) eine Reihevon pyramidenförmigenVorsprüngen(90) umfasst, die sich überderen gesamte Längeund Breite hin erstrecken.
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    同族专利:
    公开号 | 公开日
    CN1526361A|2004-09-08|
    JP2004264306A|2004-09-24|
    US6907101B2|2005-06-14|
    US20040174951A1|2004-09-09|
    NL1025576A1|2004-09-06|
    JP3993176B2|2007-10-17|
    CN1303434C|2007-03-07|
    NL1025576C2|2007-12-04|
    引用文献:
    公开号 | 申请日 | 公开日 | 申请人 | 专利标题
    法律状态:
    2004-09-23| OP8| Request for examination as to paragraph 44 patent law|
    2009-04-30| 8128| New person/name/address of the agent|Representative=s name: 2K PATENTANWAELTE BLASBERG KEWITZ & REICHEL, PARTN |
    2010-01-21| 8139| Disposal/non-payment of the annual fee|
    优先权:
    申请号 | 申请日 | 专利标题
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