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    • 专利摘要:
    Die vorliegende Erfindung betrifft einen CT-Detektor (20) für ein CT-Bildgebungssystem (10), bei dem zwischen einem Photodiodenarray (52) und einem Szintillatorarray (56) ein segmentierter optischer Koppler integriert ist. Der segmentierte optische Koppler dient ferner als ein Lichtkollimator, der die Effizienz des Lichtsammelns des Photodiodenarrays (52) verbessert. Der segmentierte optische Koppler ist durch eine Serie von Reflektorelementen (88) definiert, die gemeinsam eine Vielzahl von offenen Zellen (90) bilden. Die offenen Zellen (90) bilden Lichtübertragungshohlräume und erleichtern die Bündelung von Licht von einem Szintillator (57) in Richtung einer Photodiode (60). Die Hohlräume (90) können mit einem optischen Epoxidharz gefüllt sein, um das Photodiodenarray (52) abzudichten.
    公开号:DE102004012596A1
    申请号:DE200410012596
    申请日:2004-03-12
    公开日:2004-09-23
    发明作者:David M. New Berlin Hoffman；Michael F. Waukesha Hoge
    申请人:GE Medical Systems Global Technology Co LLC；
    IPC主号:A61B6-03
    专利说明:
    [0001] Die vorliegende Erfindung betrifftganz allgemein diagnostische Bildgebung und insbesondere einen CT-Detektormit einem segmentierten oder nicht berührenden optischen Koppler undein Verfahren zur Herstellung desselben. Darüber hinaus dient der segmentierteoptische Koppler als ein hichtkollimator, der zwischen den Szintillatorenund Photodioden des Detektors einstückig ausgebildet ist.
    [0002] Im Falle von computertomographischenBildgebungssystemen (CT-Bildgebungssystemen) wirft eine Röntgenstrahlenquelletypischerweise einen fächerförmigen Strahlauf eine Person oder ein Objekt, beispielsweise auf einen Patientenoder ein Gepäckstück. Nachstehendsollen die Begriffe "Person" und "Objekt" beliebige Dingeeinbeziehen, an denen eine Bildgebung möglich ist. Der Strahl trifft,nachdem er durch das Objekt geschwächt wurde, auf ein Array vonStrahlungsdetektoren. Die Intensität der an dem Detektorarrayempfangen geschwächtenStrahlung hängtgewöhnlichvon der Schwächungdes Röntgenstrahlsdurch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Detektorarrays erzeugtein gesondertes elektrisches Signal, das den geschwächten Strahl kennzeichnet,der durch das jeweilige Detektorelement empfangen wurde. Die elektrischenSignale werden zur Analyse an ein werden zur Analyse an ein Datenverarbeitungssystem übertragen,das letztendlich ein Bild erzeugt.
    [0003] Im Allgemeinen wird die Röntgenstrahlenquelleund das Detektorarray um den Gantryrahmen innerhalb einer Bildgebungsebeneund um das Objekt herum gedreht. Röntgenstrahlenquellen beinhaltengewöhnlichRöntgenröhren, dieden Röntgenstrahlaus einem Brennpunkt abstrahlen. Röntgenstrahldetektoren enthaltengewöhnlicheinen Kollimator zum Bündelnder an dem Detektor empfangenen Röntgenstrahlen, einen zu demKollimator benachbarten Szintillator zum Umwandeln von Röntgenstrahlenin Lichtenergie und Photodioden, die dazu dienen, die Lichtenergievon dem benachbarten Szintillator entgegenzunehmen und in elektrischeSignale umzuwandeln.
    [0004] Typischerweise wandelt jeder Szintillatoreines Szintillatorarrays Röntgenstrahlenergiein Lichtenergie um. Jeder Szintillator gibt Lichtenergie an eine benachbartePhotodiode ab. Jede Photodiode erfasst die Lichtenergie und erzeugtein entsprechendes elektrisches Signal. Die Ausgangssignale der Photodiodenwerden anschließendzur Bildrekonstruktion an das Datenverarbeitungssystem übermittelt.
    [0005] Gewöhnlich tritt ein "Übersprechen" zwischen den Detektorzellen eines CT-Detektorsauf. Das "Übersprechen" ist im Allgemeinenals der Datenaustausch zwischen benachbarten Zellen eines CT-Detektorsdefiniert. Im Allgemeinen wird eine Reduzierung des Übersprechenangestrebt, da dieses zu einem Auftreten von Artefakten in dem schlussendlichrekonstruierten CT-Bild führtund eine unzureichende räumlicheAuflösung begünstigt.Typischerweise kann es innerhalb eines einzelnen CT-Detektors zuvier unterschiedliche Arten eines Übersprechens kommen. Aufgrundvon Röntgenstrahlstreuungzwischen den Szintillatorzellen kann Röntgenstrahlübersprechen auftreten. Aufgrundder Übertragungvon Licht, das die Reflektoren durchdringt, die die Szintillatorenumgeben, kann es zu einem optischen Übersprechen kommen. Bekannte CT-Detektorenverwenden eine (oder mehrere) in Kontakt stehende optisch koppelndeSchicht(en), gewöhnlichein Epoxidharz, um das Szintillatorarray an dem Photodiodenarrayzu befestigen. Allerdings kann ein Übersprechen auftreten, wennLicht durch die Kontaktschicht von einer Zelle zu einer anderen dringt.Aufgrund eines unerwünschtenDatenaustausches zwischen Photodioden ist ein elektrisches Übersprechenmöglich.Von den oben erwähntenArten eines Übersprechens,wird ein Übersprechen durchdie berührende(n)optisch koppelnde(n) Schicht(en) im Allgemeinen als eine Hauptursache für ein Übersprechenin dem CT-Detektor erachtet.
    [0006] Folglich wäre es erwünscht einen CT-Detektor miteiner verbesserten optischen Kopplung zwischen dem Szintillatorarrayund dem Photodiodenarray zu konstruieren, um ein Übersprechenin dem CT-Detektor zu reduzieren und die räumliche Auflösung desendgültigenrekonstruierten Bilds zu verbessern.
    [0007] Die vorliegende Erfindung betriffteinen CT-Detektor fürein CT-Bildgebungssystem, der die oben erwähnten Nachteile beseitigt.Der CT-Detektor umfasst einen zwischen einem Photodiodenarray undeinem Szintillatorarray integrierten rasterartigen Lichtkollimator.Der Lichtkollimator verbessert die Effizienz des Lichtsammelns desPhotodiodenarrays und kann aus einem reflektierenden Material gefertigt sein,um ein Übersprecheninnerhalb des Detektors zu reduzieren. Jeder rasterartige Kollimatorist durch eine Reihe von Reflektorelementen definiert, die gemeinsameine Vielzahl von offenen Zellen bilden. Die offenen Zellen bildenLichtübertragungshohlräume underleichtern die Bündelungvon Licht von einem Szintillator hin zu einer Photodiode. Die Hohlräume können miteinem optischen Epoxidharz gefülltsein, um das Photodiodenarray oder Szintillatorarray abzudichten,um dadurch die Nachteile im Zusammenhang mit berührenden optisch koppelndenSchichten zu vermeiden.
    [0008] Dementsprechend enthält ein CT-Detektor erfindungsgemäß eine Vielzahlvon Szintillatoren, die in einem Array angeordnet sind, um Röntgenstrahlen zuempfangen und in Antwort auf die empfangenen Röntgenstrahlen Licht auszustrahlen.Mehrere Lichtdetektionselemente sind in einem Array angeordnet, dashinsichtlich der Abmessungen dem Szintillatorarray ähnelt, undsind darauf eingerichtet, um von den Szintillatoren ausgesandtesLicht zu detektieren. Ein nicht berührender optischer Koppler dientdann dazu, die Vielzahl von Szintillatoren an der Vielzahl von Lichtdetektionselementenzu befestigen.
    [0009] Gemäß einem weiteren Aspekt dervorliegenden Erfindung weist ein CT-System einen drehbaren Gantryrahmenmit einer darin angeordneten zentrischen Öffnung und einer Liege auf,die sich innerhalb der Öffnungvor- und zurückbewegenlässt unddazu eingerichtet ist, ein Objekt für eine CT-Datenerfassung zu positionieren. EineQuelle zur gerichteten Aussendung hochfrequenter elektromagnetischerEnergie wird innerhalb des drehbaren Gantryrahmens positioniertund ist dazu eingerichtet, elektromagnetische Energie hoher Frequenzin Richtung des Objekts zu auszusenden. Das CT-System enthält fernerein innerhalb des drehbaren Gantryrahmens angeordnetes Detektorarray,das dazu eingerichtet ist, die durch die Projektionsquelle ausgesendeteund auf das Objekt auftreffende elektromagnetische Energie hoherFrequenz zu erfassen. Das Detektorarray enthält eine Vielzahl von Szintillatoren, diein einem Szintillatorarray angeordnet sind, sowie eine Vielzahlvon Photodioden, die in einem Photodiodenarray angeordnet sind.Zwischen dem Szintillatorarray und dem Photodiodenarray ist einLichtkollimator angeordnet, der eine Vielzahl von Lichtübertragungshohlräumen aufweist.
    [0010] Gemäß einem weiteren Aspekt dervorliegenden Erfindung beinhaltet ein Verfahren zur Herstellungeines CT-Detektors die Schritte: Ausbilden eines Szintillatorarraysmit einer Vielzahl von Szintillatoren und Ausbilden eines Photodiodenarraysmit einer Vielzahl von Photodioden. Anschließend wird zwischen den Arraysein offene Zellen aufweisender Kollimator angeordnet. Die sich ergebendeAnordnung wird anschließendin sich befestigt.
    [0011] Vielfältige andere Ausstattungsmerkmale, Aufgabenund Vorteile der vorliegenden Erfindung werden nach dem Lesen dernachfolgenden Beschreibung in Verbindung mit den Zeichnungen offensichtlich.
    [0012] Die Zeichnungen veranschaulichenein bevorzugtes Ausführungsbeispiel,das gegenwärtig zumAusführender Erfindung in Erwägunggezogen wird.
    [0013] In den Zeichnungen zeigt:
    [0014] 1 eineanschauliche Ansicht eines CT-Bildgebungssystems;
    [0015] 2 einBlockschaltbild des in 1 veranschaulichtenSystems;
    [0016] 3 eineperspektivische Ansicht eines Ausführungsbeispiels eines Detektorarrayseines CT-Systems;
    [0017] 4 eineperspektivische Ansicht eines Ausführungsbeispiels eines Detektors;
    [0018] 5 eineVeranschaulichung vielfältiger Konfigurationendes Detektors in 4 ineinem vier Schnittbilder verwendenden Modus;
    [0019] 6 eineschematische Darstellung eines erfindungsgemäßen CT-Detektors im Querschnitt;
    [0020] 7-10 Schritte vielfältiger Verfahrender Herstellung eines erfindungsgemäßen CT-Detektors;
    [0021] 11 eineanschauliche Ansicht eines CT-Systems für den Einsatz in einem nichtinvasiven Paketkontrollsystem.
    [0022] Die Betriebsumgebung der vorliegendenErfindung wird anhand eines vier Schnittbilder verwendenden Computertomographiesystems(CT-Systems) beschrieben. Allerdings wird dem Fachmann klar sein,dass die vorliegende Erfindung gleichermaßen für die Verwendung in einzelneSchnittbilder oder andere mehrere Schnittbilder verwendenden Konfigurationeneinsetzbar ist. Darüberhinaus wird die vorliegende Erfindung anhand der Detektion und Konvertierungvon Röntgenstrahlenbeschrieben. Allerdings ist einem Fachmann ferner klar, dass dievorliegende Erfindung gleichermaßen für das Erfassen und Konvertierensonstiger elektromagnetischer Hochfrequenzenergie einsetzbar ist.Die vorliegende Erfindung wird anhand eines CT-Scanners der "dritten Generation" beschrieben, istjedoch gleichermaßeneinsetzbar im Zusammenhang mit anderen CT-Systemen.
    [0023] Unter Bezugnahme auf 1 und 2,ist ein Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystem 10 gezeigt,das einen Gantryrahmen 12 aufweist, der einen CT-Scannerder "dritten Generation" darstellt. Die Gantry 12 umfassteine Röntgenstrahlenquelle 14,die ein Bündelvon Röntgenstrahlen 16 inRichtung eines auf der entgegengesetzten Seite der Gantry 12 angeordnetenDetektorarrays 18 projiziert. Der Detektorarray 18 istaus einer Vielzahl von Detektoren 20 aufgebaut, die gemeinsamdie projizierten Röntgenstrahlenerfassen, die einen Patienten 22 durchdringen. Jeder Detektor 20 erzeugtein elektrisches Signal, das die Stärke eines auftreffenden Röntgen strahlsund damit den auf dem Weg durch den Patienten 22 geschwächten Strahlkennzeichnet. Währenddes Scannens zum Gewinnen von Röntgenstrahlprojektionsdatenkreisen die Gantry 12 und die daran befestigten Komponentenum eine Rotationsachse 24.
    [0024] Die Rotation des Gantryrahmens 12 undder Betrieb der Röntgenstrahlenquelle 14 werdendurch eine Steuervorrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert.Die Steuervorrichtung 26 enthält einen Röntgencontroller 28,der Energie und Zeittaktsignale an die Röntgenstrahlenquelle 14 liefert,und einen Gantryantriebscontroller 30, der die Rotationsgeschwindigkeitund die Position der Gantry 12 steuert. Ein Datenerfassungssystem(DAS) 32 in der Steuervorrichtung 26 tastet dievon den Detektoren 20 ausgegebenen analogen Daten ab undwandelt diese für einnachfolgendes Verarbeiten in digitale Signale um. Ein Bildrekonstruktor 34 nimmtdie von der DAS 32 ankommenden abgetasteten und digitalisiertenRöntgenstrahldatenentgegen und führteine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion durch. Das rekonstruierteBild wird als Eingabe einem Computer 36 zuführt, derdas Bild in einem Massenspeichergerät 38 speichert.
    [0025] Der Computer 36 nimmt ferner über eine Konsole 40,die eine Tastatur aufweist, von einem Anwender Steuerbefehle undScanparameter entgegen. Ein zugehöriger Kathodenstrahlbildschirm 42 ermöglicht esdem Anwender, das rekonstruierte Bild und sonstige von dem Computer 36 ausgegebene Datenzu betrachten. Die durch den Anwender eingegebenen Steuerbefehleund Parameter werden von dem Computer 36 verwendet, umSteue rungssignale und Daten an das DAS 32, den Röntgencontroller 28 undden Gantryantriebscontroller 30 auszugeben. Darüber hinaussteuert der Computer 36 einen Liegenantriebscontroller 44,der eine motorbetriebene Liege 46 steuert, um den Patienten 22 unddie Gantry 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt dieLiege 46 den Patienten 22 abschnittsweise durcheine Gantryöffnung 48.
    [0026] Wie in 3 und 4 gezeigt, enthält das Detektorarray 18 eineVielzahl von Szintillatoren 57, die ein Szintillatorarray 56 bilden.Ein (nicht gezeigter) Kollimator wird oberhalb eines Szintillatorarrays 56 positioniert,um Röntgenstrahlen 16 zubündeln,bevor diese auf das Szintillatorarray 56 auftreffen.
    [0027] In einem in 3 gezeigten Ausführungsbeispiel, enthält das Detektorarray 18 57Sensoren 20, wobei jeder Detektor 20 eine Arraydimensionvon 16 × 16aufweist. Daraus ergibt sich, dass Array 18 16 Zeilen und912 Spalten (16 × 57Sensoren) aufweist, was es ermöglicht,mit jeder Rotation des Gantryrahmens 12 16 simultane Schnittbildscheibenan Daten aufzufuangen.
    [0028] Schalterarrays 80 und 82,wie in 4 gezeigt, sindmehrdimensionale Halbleiterarrays, die zwischen das Szintillatorarray 56 unddas DAS 32 eingebunden sind. Die Schalterarrays 80 und 82 enthalteneine Vielzahl von (nicht gezeigten) Feldeffekttransistoren (FET),die als mehrdimensionale Arrays angeordnet sind. Das FET-Array umfassteine Anzahl von elektrischen Leitungen, die mit jeweils entsprechendenPhoto dioden 60 verbunden sind, und eine Anzahl von Ausgangssignalleitungen,die überein flexibles elektrisches Verbindungsglied 84 mit dem DAS 32 elektrischverbunden sind. Insbesondere sind etwa die Hälfte der Photodiodenausgangssignaleelektrisch mit dem Schalter 80 verbunden, wobei die andereHälfteder Photodiodenausgangssignale mit dem Schalter 82 elektrischverbunden sind. Darüberhinaus kann eine (nicht gezeigte) Reflektorschicht zwischen jedenSzintillator 57 eingefügtsein, um Streulicht von benachbarten Szintillatoren zu reduzieren.Jeder Detektor 20 ist, wie in 3 gezeigt, durch Befestigungsklammern 79 aneinem Detektorrahmen 77 befestigt.
    [0029] Die Schalterarrays 80 und 82 umfassenferner einen (nicht gezeigten) Decoder, der gemäß einer gewünschten Anzahl von Schnittbildernund Schnittbildauflösungenfür jedesSchnittbild Photodiodenausgangssignale aktiviert, deaktiviert oderkombiniert. Der Decoder ist in einem Ausführungsbeispiel ein Decoderchipoder ein FET-Controller nach dem bekannten Stand der Technik. DerDecoder enthält eineVielzahl von Ausgangssignal- und Steuerleitungen, die an die Schalterarrays 80 und 82 unddas DAS 32 gekoppelt sind. In einem Ausführungsbeispiel,das als ein 16 Schnittbilder verwendender Modus definiert ist, aktiviertder Decoder die Schalterarrays 80 und 82, so dasssämtlicheReihen des Photodiodenarrays 52 aktiviert sind, was 16simultane Schnittbildscheiben an Daten für eine Verarbeitung durch dieDAS 32 zum Ergebnis hat. Selbstverständlich sind viele andere Schnittbildkombinationenmöglich.Beispielsweise kann der Decoder auch aus anderen Schnittbildmodiauswählen,beispielsweise einen ein, zwei oder vier Schnittbilder verwendenden Modus.
    [0030] Wie in 5 gezeigt,könnendie Schalterarrays 80 und 82 durch Übermittelnder geeigneten Decoderbefehle in dem vier Schnittbilder verwendenden Moduskonfiguriert werden, so dass die Daten aus vier Schnittbildern voneiner oder mehreren Reihen des Photodiodenarrays 52 gesammeltwerden. Abhängigvon der speziellen Konfiguration der Schalterarrays 80 und 82 können vielfältige Kombinationen vonPhotodioden 60 aktiviert, deaktiviert oder kombiniert werden,so dass die Scheibendicke aus einer, zwei, drei, oder vier Reihenvon Szintillatorarrayelementen 57 aufgebaut sein kann.Zu weiteren Beispielen zählenein ein einzelnes Schnittbild verwendender Modus mit einem (1) Schnittbild,wobei die Schnittbilder im Bereich zwischen 1,25 mm bis 20 mm dicksind, und ein zwei Schnittbilder verwendender Modus mit zwei Schnittbildern,wobei die Dicke der Schnittbilder im Bereich zwischen 1,25 mm und 10mm liegt. Weitere Modi jenseits der beschriebenen kommen ebensoin Betracht.
    [0031] Nun Bezug nehmend auf 6, ist ein Schema einesQuerschnitts eines CT-Detektors 20 gezeigt. Wie oben erörtert, enthält der Detektor 20 ein Szintillatorarray 56,das von einer Vielzahl von Szintillatoren 57 gebildet wird.Jeder der Szintillatoren ist konstruiert, um in Antwort auf denEmpfang der Röntgenstrahlen 16 einLichtsignal 85 zu auszustrahlen. Eine Reflektorschicht 86 bedecktdie Röntgenstrahlempfangsfläche derSzintillatoren, um die Effizienz des Lichtsammelns für die Photodiodenzu verbessern. Die Reflektorschicht 86 ist aus einem Material gefertigt,das von einer Projektionsquelle projizierten Röntgenstrahlen erlaubt, zu passieren,während durchdie Szintillatoren erzeugtes Licht in Richtung der Photodioden reflektiertwird. Die Reflektorschicht ist mit einer Reihe von Reflektorelementen 88 integriert,die als eine Reflektorwand zwischen benachbarte Szintillatoren 57 ragen.Die Reflektorelemente 88 sind konstruiert, um Streulichtzu verhindern und/oder Röntgenstrahlstreuungzwischen den Szintillatoren zu reduzieren.
    [0032] Der CT-Detektor 20 ist konstruiert,so dass sich zwischen jeder Photodiode und jedem Szintillator einLichthohlraum 90 erstreckt. Der Lichthohlraum kann gemäß einerReihe von Fertigungstechniken konstruiert sein, wie sie anhand von 7-10 beschrieben werden, und ist durchHohlraumelemente oder Platten 92 definiert. Die Platten 92 sindvorzugsweise aus einem reflektierenden Material ähnlich demjenigen gefertigt,das zur Herstellung der Reflektorelemente 88 verwendetwird. Darüberhinaus weisen die Platten 92 eine ähnliche Breite wie die Reflektorelemente 88 auf.Vorzugsweise werden die Platten 92, wie im folgenden anhandvon 7 beschrieben, während derBildung der Reflektorelemente 88 ausgebildet. Dementsprechenderstrecken sich die Platten 92 von den Reflektorelementenzu der Lichtdetektionsflächedes Photodiodenarrays.
    [0033] Die Platten 92 sind geeignetausgebildet, um Lichtübertragungshohlräume 90 zubilden und wirken fürsich als ein innerhalb der Zelle angeordneter Lichtkollimator. DiePlatten 92 sind dazu eingerichtet, ein Übersprechen von Licht zwi schenSzintillatoren zu eliminieren und dabei Licht in Richtung der Lichtdetektionsflächen desPhotodiodenarrays zu bündeln.Ferner könnendie Platten 92 mit einer optischen Koppelschicht oder Koppelharzbeschichtet sein, um die Platten an dem Photodiodenarray zu befestigen.Alternativ könnendie Platten an die Fläche desPhotodiodenarrays geklebt sein. In einem weiteren Ausführungsbeispielist jeder der Lichtübertragungshohlräume 90 miteinem optischen Epoxidharz gefüllt, ähnlich jenem,das in einer Epoxidharzkontaktschicht verwendet wird. Das optischeEpoxidharz wirkt als Klebstoff, um das Photodiodenarray mit dem Szintillatorarrayzu verbinden. Mit dem Vorhandensein von Reflektorplatten 92 werdendie im Falle einer optischen Kontaktschicht auftretenden Nachteiledes Übersprechensvermieden. WährendEpoxidharz dafüreingesetzt werden kann, um die Arrays miteinander zu befestigen,könnenauch andere Verbundwerkstoffe und Materialien, beispielsweise thermoplastischeMaterialien, verwendet werden und diese liegen innerhalb des Schutzumfangsder Erfindung.
    [0034] Nun Bezug nehmend auf 7 werden Schritte einerTechnik zur Herstellung eines CT-Detektors gezeigt, der dem anhandvon 6 beschriebenen ähnelt. Dieveranschaulichten Schritte können durchein arbeitsintensives Verfahren, durch ein vollautomatisiertes rechnergesteuertesVerfahren oder durch eine Kombination von diesen durchgeführt werden.Ein Verfahren 100 beginnt mit Schritt 102 mit derAnpassung von Produkten, Personal und dergleichen für die CT-Detektorherstellung.Das während dieserStufe erreichte kann variieren, sollte jedoch zumindest die Vorbereitungeines Szintillatorblocks umfassen. Der Szintillatorblock wird dann aufeinem auflösbarenMaterial 104 angebracht. Der Szintillatorblock und dasauflösbareMaterial werden anschließendin Schritt 106 in Würfelgeschnitten. Nach dem Schneiden, sei dies in einer oder zwei Dimensionen,ergibt sich eine Vielzahl einheitlich voneinander beabstandeterSzintillatorzellen. In Schritt 108 wird anschließend indie aufgrund des Würfelschnittverfahrenszwischen den Szintillatorzellen entstandenen Zwischenräume einreflektierendes Material gespritzt. Das reflektierende Materialsollte geeignet gespritzt werden, so dass die Schnittstelle zwischen denSzintillatoren vollständiggefülltist, wie im Falle der Schnittstelle zwischen benachbarten Bereichen desauflösbarenMaterials. Dem gespritzten reflektierenden Material wird anschließend erlaubtzu härten, unddieses kann dann einer beliebigen Weiterverarbeitung zugeführt werden,um ein angemessenes Reflexionsvermögen und dergleichen sicherzustellen.Nachdem das gespritzte reflektierende Material gehärtet ist,wird das auflösbareMaterial in Schritt 110 aufgelöst. Das Verfahren zum Auflösen desMaterials hängtvon dem Typ des verwendeten auflösbarenMaterials ab. Das auflösbareMaterial kann beispielsweise in einem Lösungsmittel angeordnet und chemischaufgelöstwerden, oder auf eine spezielle Temperatur erwärmt werden, um das auflösbare Materialweitgehend "wegzuschmelzen". Nach Vollendungdes Auflösungsprozesses,ergibt sich ein Szintillatorarray mit einem integrierten gespritztenReflektor. Besonders zu beachten ist, dass jedes zwischen den Szintillatorenbefindliche Reflektorelement über denSzintillator hinausragt, d. h. eine größere Länge als die Szintillatorenaufweist. Der überden Szintillator hinausragende Abschnitt des Reflektors wirkt als eineReflektorplatte, wie sie oben beschrieben ist. Die offenen Zellen,die sich zwischen den Reflektorplatten ergeben, definieren einenLichtübertragungshohlraumund werden in Schritt 112 mit einem optischen Epoxidharzgefüllt.Das optische Epoxidharz erlaubt die Übertragung von Licht zwischendem Szintillator und der Photodiode, während es gleichzeitig ein Adhäsionszwischengliedbildet, das dazu dient, den Szintillator an die Photodiode anzukoppeln.Dementsprechend werden das Photodiodenarray und das Szintillatorarrayin Schritt 114 aneinander gekoppelt. Dieser Abschnitt desCT-Detektorherstellungsverfahrens ist dann vollendet und der Restder CT-Detektorfertigung wird nach 116 fortgesetzt.
    [0035] Der anhand 6 beschriebene und gemäß dem Verfahrennach 7 hergestellteCT-Detektor veranschaulicht lediglich ein Beispiel der vorliegendenErfindung. Ein ähnlicherCT-Detektor, der die Vorteile des anhand 6 beschriebenen CT-Detektors verkörpert undnach Verfahren hergestellt ist, die sich von dem in 7 dargestellten unterscheiden, wird inBetracht gezogen und liegt innerhalb des Schutzumfangs dieser Erfindung.Zum Zwecke einer Darstellung und nicht zur Beschränkung werdenweitere Herstellungsverfahren und die sich daraus ergebenden Strukturenanhand 8-10 beschrieben.
    [0036] Nun Bezug nehmend auf 8, beginnt ein anderes CT-Herstellungsverfahren 118 inSchritt 120 mit der Erzeugung eines Blocks aus Szintillatormaterial.Der Block wird anschließendin Schritt 122 auf einem Block aus einem thermoplastischenMaterial angeordnet. Der Szintillatorblock und der thermoplastischeBlock werden danach gemäß bekannterWürfelschnittverfahrenin Schritt 124 in Würfelgeschnitten. Vorzugsweise wird lediglich ein Abschnitt des thermoplastischenBlocks geschnitten, so dass ein dünner, nicht geschnittener Bereich übrig bleibt,der verwendet werden kann, um gegen das Photodiodenarray abzudichten.Der gespritzte Reflektor wird anschließend in die Zwischenräume 126 zwischenden aus dem Würfelschnittverfahrensich ergebenden Szintillatorzellen gelegt. Im Gegensatz zu dem gemäß 7 konstruierten CT-Detektor,wird zwischen den durch den gespritzten Reflektor gebildeten Reflektorplattenkein optisches Epoxidharz verwendet. Da das thermoplastische Materialwährenddes Würfelschneidensnicht vollständigdurchgeschnitten wird, bleibt, wie oben erörtert, eine dünne thermoplastischeSchicht erhalten, die anstelle eines optischen Epoxidharzes verwendetwird, um das Szintillatorarray an dem Photodiodenarray zu befestigen. DasVerfahren 118 endet bei 128, wonach der CT-Detektoreiner zusätzlichenVerarbeitung und Fertigung gemäß bekannterTechniken unterworfen wird.
    [0037] Die oben beschriebenen Prozesse sindmit Änderungenan dem Szintillatorarray verbunden. Im Gegensatz dazu erzeugt dasVerfahren nach 9 dieReflektorplatten durch ein Ätzendes Photodiodenarrays. Insbesondere beginnt ein Verfahren 130 in Schritt 132 mitder Bildung eines Photodiodenarrays. In Schritt 134 wirddas Photodiodenarray mit einem Film aus einem Halbleitermaterialoder anderen geeigneten Werkstoffen beschichtete. Vorzugsweise wirdeine dünneSchicht aus Silizium aufgebracht oder thermisch gezüchtet, undes wird dieser erlaubt auf der Lichtempfangsfläche der Photodiode auszuhär ten. Essollten Halbleitermaterialien verwendet werden, die die Lichtsammelfähigkeitendes Photodiodenarrays nicht negativ beeinflussen. Die Fläche desPhotodiodenarrays wird anschließendin Schritt 136 mittels Standardverfahren der Halbleiterherstellungmaskiert und plasmageätzt,um ein Raster zu bilden. VielfältigeHalbleiterherstellungsverfahren kommen in Betracht, beispielsweisechemisches Ätzen,mechanisches Ätzen,Ionenstrahlfräsen,und dergleichen. Das Ergebnis des Ätzverfahrens sollte eine Reihedurch das Halbleitermaterial gebildeter offener Zellen sein. Dieoffenen Zellen sollten vertikal mit den Lichtdetektionsflächen desPhotodiodenarrays fluchten. Die offenen Zellen werden anschließend inSchritt 138 mit einem optischen Epoxidharz gefüllt, umin Schritt 140 das Photodiodenarray an dem Szintillatorarrayzu befestigen. Die sich ergebende Anordnung wird anschließend einerNachverarbeitung nach Standardverfahren unterworfen, woraufhin dasVerfahren in Schritt 142 beendet ist.
    [0038] Das in 10 veranschaulichteVerfahren verwendet ein Zwischenelement, das nicht mit dem Szintillatorarrayoder dem Photodiodenarray integriert ist. Ein Herstellungsverfahren 144 beginntin Schritt 146 mit der Bildung eines Szintillatorarrays undeines Photodiodenarrays gemäß bekannterFertigungstechniken. In Schritt 148 wird anschließend auseiner Platte aus dünnemMetall oder einem anderen Material ein Raster geätzt. Das Raster definiert eineAnzahl von Zellen deren Abmessungen äquivalent zu denjenigen derSzintillatoren und Photodioden sind. Ferner weist das Raster vorzugsweiseeine Höheauf, die gleich der gewünschtenHöhe derbisher beschriebenen Lichtübertragungshohlräume ist. Dementsprechend werdendie in dem Raster ausgebildeten offenen Zellen in Schritt 150 entwedermit den Szintillatoren des Szintillatorarrays oder mit den Photodiodendes Photodiodenarrays fluchtend ausgerichtet. Das Raster wird anschließend inSchritt 152 an den ausgewählten Array gebunden. Die von demRaster gebildeten offenen Zellen oder Hohlräume können anschließend inSchritt 154 mit einem optischen Epoxidharz gefüllt werden.Das optische Epoxidharz wird anschließend in Schritt 156 verwendet, umdas ausgewählteArray an dem anderen Array zu befestigen. Alternativ können dieoffenen Zellen leer bleiben und das Raster an das andere Array gebundenwerden. Das Verfahren endet danach in Schritt 158.
    [0039] Jedes der oben beschriebenen Herstellungsverfahrenbringt einen CT-Detektor mit einem nicht berührenden optischen Koppler hervor,und vermeidet dadurch die Nachteile, die mit einer berührenden optischkoppelnden Schicht verbunden sind. Jedes der Verfahren erzeugt einenCT-Detektor, in dem ein Lichtübertragungshohlraumgebildet wird, der dazu dient, von einem Szintillator ausgehendeLichtemissionen in Richtung einer Photodiode zu bündeln. Der Hohlraumkann mit einem optischen Koppelepoxidharz gefüllt sein oder leer bleiben,und der Szintillator kann an das Photodiodenarray gebunden werden. Bevorzugtist, dass die Hohlräumemit Epoxidharz gefülltwerden, da dies eine bessere optische Übertragung und die Ausbildungeiner festeren Bindung zwischen dem Szintillator und der Photodiodebewirkt.
    [0040] Nun Bezug nehmend auf 11, umfasst ein Paket/Gepäck-Inspizierungssystem 160 einen drehbarenGantryrahmen 162 mit einer Öffnung 164 darin,durch die Pakete oder Gepäckstücke befördert werden.Der drehbare Gantryrahmen 162 beherbergt eine Quelle 166 hochfrequenterelektromagnetischer Energie sowie eine Detektoranordnung 168.Ferner ist ein Förderbandsystem 170 vorgesehen,das ein Förderband 172 umfasst,das durch eine Konstruktion 174 gestützt wird, um automatisch undfortlaufend zu untersuchende Pakete oder Gepäckstücke 176 durch die Öffnung 164 zubewegen. Objekte 176 werden durch die Öffnung 164 mittelsdes Förderbands 172 zugeführt, anschließend werdenBildgebungsdaten gewonnen, und das Förderband 172 entferntdie Pakete 176 aus der Öffnung 164 ineiner gesteuerten und fortlaufenden Weise. Auf diese Weise ist esPaketkontrolleuren, Gepäckabfertigungspersonalund sonstigem Sicherheitspersonal möglich, den Inhalt der Pakete 176 nachExplosivstoffen, Messern, Waffen, Schmuggelware, usw. nicht invasivzu durchsuchen.
    [0041] Dementsprechend enthält ein CT-Detektor gemäß einemAusführungsbeispielder vorliegenden Erfindung eine Vielzahl von Szintillatoren, diein einem Array angeordnet sind, um Röntgenstrahlen zu empfangenund in Antwort auf die empfangenen Röntgenstrahlen Licht auszustrahlen.Mehrere Lichtdetektionselemente sind in einem Array angeordnet, dashinsichtlich der Abmessungen dem Szintillatorarray ähnelt, undsind konfiguriert, um von den Szintillatoren ausgestrahltes Lichtzu detektieren. Ein nicht berührenderoptischer Koppler dient dann dazu, die Vielzahl von Szintillatorenan den vielen Lichtdetektionselementen zu befestigen.
    [0042] Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel dervorliegenden Erfindung umfasst ein CT-System einen drehbaren Gantryrahmenmit einer darin angeordneten zentrischen Öffnung und einer Liege, die sichinnerhalb der Öffnungvor- und zurückbewegen lässt undkonstruiert ist, um ein Objekt füreine CT-Datenerfassungzu positionieren. Eine Quelle zur Projektion hochfrequenter elektromagnetischerEnergie wird innerhalb des drehbaren Gantryrahmens positioniertund ist konstruiert, um elektromagnetische Energie hoher Frequenzin Richtung des Objekts zu projizieren. Das CT-System enthält fernerein innerhalb des drehbaren Gantryrahmens angeordnetes Detektorarray,das konfiguriert ist, um die durch die Projektionsquelle projizierteund auf das Objekt auftreffende elektromagnetische Energie hoherFrequenz zu erfassen. Das Detektorarray enthält eine Vielzahl von Szintillatoren,die in einem Szintillatorarray angeordnet sind, sowie eine Vielzahlvon Photodioden, die in einem Photodiodenarray angeordnet sind.Zwischen dem Szintillatorarray und dem Photodiodenarray ist einLichtkollimator angeordnet, der eine Vielzahl von Lichtübertragungshohlräumen aufweist.
    [0043] Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel dervorliegenden Erfindung umfasst ein Verfahren zur Herstellung einesCT-Detektors dieSchritte: Ausbilden eines Szintillatorarrays mit einer Vielzahlvon Szintillatoren und Ausbilden eines Photodiodenarrays mit einerVielzahl von Photodioden. Ein offene Zellen aufweisender Kollimatorwird anschließend zwischenden Arrays angeordnet. Die sich ergebende Anordnung wird anschließend insich befestigt.
    [0044] Die vorliegende Erfindung betriffteinen CT-Detektor (20) für ein CT-Bildgebungssystem(10), bei dem zwischen einem Photodiodenarray (52)und einem Szintillatorarray (56) ein segmentierter optischerKoppler integriert ist. Der segmentierte optische Koppler dientferner als ein Lichtkollimator, der die Effizienz des Lichtsammelnsdes Photodiodenarrays (52) verbessert. Der segmentierteoptische Koppler ist durch eine Serie von Reflektorelementen (88)definiert, die gemeinsam eine Vielzahl von offenen Zellen (90)bilden. Die offenen Zellen (90) bilden Lichtübertragungshohlräume underleichtern die Bündelungvon Licht von einem Szintillator (57) in Richtung einerPhotodiode (60). Die Hohlräume (90) können miteinem optischen Epoxidharz gefülltsein, um das Photodiodenarray (52) abzudichten.
    [0045] Die vorliegende Erfindung wurde anhand desbevorzugten Ausführungsbeispielsbeschrieben, und es ist klar, dass äquivalente, alternative undmodifizierte Ausführungsbeispieleneben den ausdrücklichgenannten möglichsind und im Schutzumfang der beigefügten Ansprüche liegen.
    权利要求:
    Claims (8)
    [1] CT-Detektor (20), der aufweist: eineVielzahl von Szintillatoren (57), die in einem Array (82)angeordnet sind, um Röntgenstrahlen(16) zu empfangen und in Reaktion auf den Empfang von RöntgenstrahlenLicht (85) auszustrahlen; eine Vielzahl Lichtdetektionselemente(60), die in einem Array (52) angeordnet sind,um in Reaktion auf erfasstes Licht, das von der Vielzahl von Szintillatoren(57) ausgesandt wird, elektrische Signale auszugeben; und einennicht berührendenoptischen Koppler, um die Vielzahl von Szintillatoren (57)an der Vielzahl von Lichtdetektionselementen (60) zu befestigen.
    [2] CT-Detektor (20) nach Anspruch 1, bei dem dernicht berührendeoptische Koppler eine Vielzahl von integrierten Reflektorelemente(88) umfasst.
    [3] CT-Detektor (20) nach Anspruch 2, bei dem dieVielzahl von integrierten Reflektorelementen (88) geeignetangeordnet sind, um mehrere optische Kopplungszellen zu bilden,wobei jede Zelle dazu eingerichtet ist, einen Szintillator (57)an einer Photodiode (60) zu befestigen.
    [4] CT-Detektor (20) nach Anspruch 3, bei dem jedeoptische Kopplungszelle ein optisches Epoxidharz (112)enthält.
    [5] CT-Detektor (20) nach Anspruch 3, bei dem jedeoptische Kopplungszelle ein thermoplastisches Material (122)enthält.
    [6] CT-Detektor (20) nach Anspruch 1, bei dem dernicht berührendeoptische Koppler einen rasterartigen Schirm enthält, der zwischen der Vielzahlvon Szintillatoren (57) und der Vielzahl von Lichtdetektionselementen(60) eine Vielzahl von Lichtübertragungshohlräumen (90)definiert.
    [7] CT-Detektor (20) nach Anspruch 6, bei dem derrasterartige Schirm ein geätztesmetallenes Raster (148) umfasst, das an die Vielzahl vonSzintillatoren (57) gebunden ist.
    [8] CT-Detektor (20) nach Anspruch 6, bei dem dieLichtübertragungshohlräume (90)eine optisches koppelndes Epoxid (154) enthalten.
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    同族专利:
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    引用文献:
    公开号 | 申请日 | 公开日 | 申请人 | 专利标题
    法律状态:
    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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