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    • 专利摘要:
    Dievorliegende Erfindung betrifft ein nicht in Pixel unterteiltes Szintillatorarray(56) füreinen CT-Detektor (10) sowie eine Vorrichtung und Verfahren zumVerwirklichen desselben. Das Szintillatorarray (56) enthält eineanzahl von keramischen oder monokristallinen Fasern (88), die zueinanderparallel fluchtend ausgerichtet sind. Hierdurch weist die Packung(86) eine sehr hohe Dosiseffizienz auf. Außerdem ist jede Faser (88)konfiguriert, um mit sehr geringem Streuverlust Licht nach außen auf eineFotodiode (60) zu lenken. Die Abmessung (Querschnitt) der Faser(88) lässtsich steuern, so dass sich Fasern mit geringerem Quuerschnitt herstellenlassen, um Anwendungen mit höhererAuflösungzu ermöglichen.Da es ferner möglichist, den Querschnitt der Fasern (8) über das gesamte Szintillatoarray(56) hinweg einheitlich zu gestalten, und die Fasern (88) zueinanderparallel fluchtend ausgerichtet sind, ist das Szintillatorarray(56) als Ganzes ebenfalls einheitlich. Ein genau fluchtendes Ausrichtenmit dem Photodiodenarray (52) oder der Kollimatoranordnung (59)ist daher nicht erforderlich.
    公开号:DE102004020468A1
    申请号:DE200410020468
    申请日:2004-04-26
    公开日:2004-11-18
    发明作者:David M. New Berlin Hoffman；Haochuan Brookfield Jiang；James S. Vartuli
    申请人:GE Medical Systems Global Technology Co LLC；
    IPC主号:G01T1-20
    专利说明:
    [0001] Dievorliegende Erfindung betrifft ganz allgemein die diagnostischeBildgebung und insbesondere ein nicht in Pixel unterteiltes Szintillatorarray,das in einem Detektorarray fürein CT-Bildgebungssystem verwendet wird. Insbesondere betrifft dieErfindung ein Szintillatorarray, das aus einer Vielzahl von keramischenoder monokristallinen Fasern aufgebaut ist, sowie ein Verfahrenund Vorrichtungen, die dazu dienen, keramische oder monokristallineSzintillatorfasern zu erzeugen.
    [0002] ImFalle von computertomographischen Bildgebungssystemen (CT-Bildgebungssystemen)sendet eine Röntgenstrahlenquelletypischerweise einen fächerförmigen Strahlauf eine Person oder ein Objekt, beispielsweise auf einen Patientenoder ein Gepäckstück. Nachstehendsollen die Begriffe "Person" und "Objekt" beliebige Objekteeinbeziehen, an denen sich eine Bildgebung durchführen lässt. Der Strahltrifft, nachdem er durch das Objekt geschwächt wurde, auf ein Array vonStrahlungsdetektoren. Die Intensität der an dem Detektorarrayempfangenen geschwächtenStrahlung hängtgewöhnlich vonder Schwächungdes Röntgenstrahlsdurch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Detektorarrays erzeugtein geson dertes elektrisches Signal, das den geschwächten Strahlkennzeichnet, der durch das jeweilige Detektorelement empfangen wurde.Die elektrischen Signale werden zur Analyse an ein Datenverarbeitungssystem übertragen,das letztendlich ein Bild erzeugt.
    [0003] ImAllgemeinen werden die Röntgenstrahlenquelleund das Detektorarray innerhalb einer Bildgebungsebene und um dasObjekt herum rund um den Gantryrahmen gedreht. Röntgenstrahlenquellen weisengewöhnlichRöntgenröhren auf,die den Röntgenstrahlan 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] Typischerweisewandelt jeder Szintillator eines Szintillatorarrays Röntgenstrahlenergiein Lichtenergie um. Jeder Szintillator leuchtet auf und gibt dabeian eine benachbarte Fotodiode Lichtenergie ab. Jede Photodiode erfasstdie Lichtenergie und erzeugt ein entsprechendes elektrisches Signal.Die Ausgangssignale der Photodioden werden anschließend zurBildrekonstruktion an das Datenverarbeitungssystem übermittelt.
    [0005] JedeFotodiode des Photodiodenarrays ist fluchtend zu einem Szintillatordes Szintillatorarrays ausgerichtet. Be kannte CT-Detektoren habenin Pixel unterteilte Szintillatorarrays, die im Idealfall hinsichtlichihrer Abmessung überdas gesamte Szintillatorarray hinweg gleichförmig sind. Da zwischen den Fotodiodenund den Szintillator eine Eins-zu-Eins-Beziehung besteht, ist es unbedingterforderlich, dass jeder Szintillator mit jeweils einer Fotodiodegenau fluchtet. Diese Genauigkeit wird zunehmend wichtiger aufgrundder Präzision,die erforderlich ist, wenn Reflektorelemente zwischen den Szintillatorpixelnentwickelt werden, und eine aus einem oder aus mehreren Elementenbestehende Kollimatoranordnung an das Szintillatorarray angekoppeltwird. Da es außerordentlichschwierig ist, zwischen jeder in Pixel unterteilten Struktur einenkleinen Kanal oder eine kleine Rille auszubilden, werden dickereReflektorplatten oder – wände verwendet,um sämtlicheSzintillatoren voneinander zu trennen. Hierdurch verringert sichdie aktive Oberflächedes Szintillators, mit der Folge einer Reduzierung des Quantenerfassungswirkungsgradsoder der Dosiseffizienz. Ein Reflektorschutzmaterial, wie Wolfram,absorbiert Röntgenstrahlen,was ein Erhöhender Strahlendosis fürdie Datenerfassung erforderlich macht. Außerdem ist die Spezifikationfür eine Fehlausrichtunggewöhnlichin sehr engen Grenzen zu halten, um eine angemessene Bildqualität zu erzielen.Darüberhinaus werden fürAnwendungen mit hoher Auflösungkleine Szintillationszellen benötigt, diesich nur schwer in einer pixelierten Anordnung ausbilden lassen.
    [0006] Eswurde eine Reihe von Fertigungstechniken, um die erforderliche Präzision zuerzielen. Diese Techniken beinhalten ein Entwickeln eines keramischenWafers mittels hin länglichbekannter Halbleiterherstellungsverfahren und ein Formen von Szintillatorarraysoder -packungen, mittels präzisegesteuertem Trennschleifen und Schleifen. Durch den Einsatz präziser Trenn-und Schleifschritte und einer entsprechenden Ausrüstung istes möglich,die Packungen geeignet zu verarbeiten, um eine Reihe von in Pixelunterteilte Strukturen zu entwickeln. Allerdings müssen diein Pixel unterteilten Strukturen, wie oben erwähnt, genau fluchtend ausgerichtetwerden, um Fehlausrichtungen zwischen den Szintillatoren, Fotodiodenund der Kollimatoranordnung während derweiteren Fertigung auf ein Minimum zu beschränken. Jede noch so geringeFehlausrichtung kann zu einem Übersprechen,einem durch den Röntgenstrahlerzeugtem Rauschen und zu Strahlenschäden an dem Photodiodenarrayführen.Falls die Fehlausrichtung zu groß ist, muss die Szintillatorpackungverworfen werden, wodurch sich die Kosten, die Arbeitskraft, derZeitaufwand und die Ausschussrate für die Herstellung erhöht.
    [0007] Folglichwäre eserwünscht,eine Vorrichtung und Verfahren zum Herstellen eines Szintillatorarrays für CT-Bildgebungsanwendungenmit hoher Auflösungzu schaffen, wobei die Empfindlichkeit hinsichtlich eines genauenAusrichtens des Szintillatorarrays mit dem Photodiodenarray und/oderder Kollimatoranordnung reduziert ist.
    [0008] Dievorliegende Erfindung betrifft ein nicht in Pixel unterteiltes Szintillatorarrayfür einenCT-Detektor sowie eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Verwirklichendesselben, wobei die oben erwähnten Nachteilebeseitigt werden. Das Szintillatorarray enthält eine Anzahl von keramischenoder monokristallinen Fasern, die zueinander parallel fluchtendausgerichtet sind. Die Fasern könneneinheitliche oder nicht einheitliche Querschnittsdurchmesser aufweisen.Die Fasern sind in einem Szintillatorarray oder einer Szintillatorpackungangeordnet, wobei zwischen benachbarten Fasern eine verhältnismäßig geringeMenge Reflektormaterial eingelagert ist. Die Dosiseffizienz derPackung ist daher sehr hoch. Außerdemist jede Faser konfiguriert, um Licht mit sehr geringem Streuverlustnach außenauf eine Fotodiode zu lenken. Diesbezüglich weist das Szintillatorarrayeine verhältnismäßig hoheLichtausbeute bei geringem Übersprechenauf. Die Faserstärke(Querschnittsdurchmesser) lässtsich steuern, so dass es möglichist, dünnereFasern zu erzeugen, um Anwendungen mit höherer Auflösung zu ermöglichen. Da es ferner möglich ist,den Querschnitt der Fasern über dasgesamte Szintillatorarray hinweg einheitlich zu gestalten, und dieFasern zueinander parallel fluchtend ausgerichtet sind, ist dasSzintillatorarray als Ganzes ebenfalls einheitlich. Ein genau fluchtendes Ausrichtenmit dem Photodiodenarray oder der Kollimatoranordnung ist dahernicht erforderlich.
    [0009] Gemäß einemAspekt der vorliegenden Erfindung enthält ein CT-Detektorarray dahereine Vielzahl von Kollimatorele menten, die konfiguriert sind, umdarauf projizierte Röntgenstrahlenzu bündeln, sowieeine nicht in Pixel unterteilte Szintillatorpackung, die aus einemMaterial gefertigt ist, das bei einem Auftreffen von Röntgenstrahlenaufleuchtet. Das CT-Detektorarray enthält ferner ein Photodiodenarray,das an die nicht in Pixel unterteilte Szintillatorpackung optischgekoppelt ist und konfiguriert ist, um ein von der Szintillatorpackungausgehendes Leuchten zu erfassen und in Antwort darauf elektrischeSignale auszugeben.
    [0010] In Übereinstimmungmit einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein CT-Detektorarraygeschaffen, das ein nicht in Pixel unterteiltes Array von Szintillatorelementenenthält,die konfiguriert sind, um bei Empfang von hochfrequenter elektromagnetischerEnergie aufzuleuchten, und das an eine Gruppe von Lichtdetektionselementengekoppelt ist, die konfiguriert sind, um ein Leuchten des Arraysvon Szintillatorelementen zu erfassen und eine Vielzahl von elektrischenSignale auszugeben, die die von dem Array von Szintillatorelementenentgegengenommene hochfrequente elektromagnetische Energie im Wesentlichenkennzeichnen. Das Detektorarray wird gebildet, indem die Vielzahlmonokristalliner Fasern aus Szintillatormaterial entwickelt werden,und die Vielzahl monokristalliner Fasern mit einem haftenden Werkstoffbeschichtet werden. Das Detektorarray wird weiter bearbeitet, indemdie Vielzahl von Kristallfasern in einem haftenden Werkstoff gehärtet werden,um eine gehärtetePackung zu bilden, und indem die gehärtete Packung auf ein spezifiziertesMaß zurechtgeschnittenwird.
    [0011] Gemäß einemweiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung gehören zu einem Verfahren zum Herstelleneines CT-Detektorarrays mit einem nicht in Pixel unterteilten Szintillatorarraydie Schritte: Entwickeln einer Materialbasis, aus der Szintillatorengezüchtetwerden können,und Ziehen eines Stabs aus szintillierendem Material aus einer Materialbasis. DasVerfahren beinhaltet ferner die Schritte: Schneiden des Stabes,um eine Vielzahl von Szintillatorfasern zu bilden, und fluchtendesAusrichten der Vielzahl von Szintillatorfasern zu einem Szintillatorbündel. DasSzintillatorbündelwird dann scheibenförmig ineine Anzahl von Szintillatorpackungen geschnitten, die anschließend einerReflektorbeschichtung versehen wird.
    [0012] Vielfältige andereAusstattungsmerkmale, Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung werdennach dem Lesen der nachfolgenden Beschreibung in Verbindung mitden Zeichnungen offensichtlich.
    [0013] DieZeichnungen veranschaulichen ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel,das gegenwärtigfür eineVerwirklichung der Erfindung in Betracht gezogen wird.
    [0014] Inden Zeichnungen zeigt:
    [0015] 1 eine anschauliche Ansichteines CT-Bildgebungssystems;
    [0016] 2 ein Blockschaltbild desin 1 veranschaulichtenSystems;
    [0017] 3 eine perspektivische Ansichteines Ausführungsbeispielseines Detektorarrays eines CT-Systems;
    [0018] 4 eine perspektivische Ansichteines Ausführungsbeispielseines Detektors;
    [0019] 5 eine Veranschaulichungvielfältiger Konfigurationendes Detektors nach 4 ineinem vier Schichtbilder verwendenden Modus;
    [0020] 6 eine Draufsicht auf eineerfindungsgemäße Szintillatorpackung.
    [0021] 7 ein Flussdiagramm, dasdie Schritte eines Verfahrens zum Herstellen der Szintillatorpackungnach 6 veranschaulicht.
    [0022] 8 eine schematische Darstellungeiner Vorrichtung, die in der Lage ist, das Verfahren nach 7 durchzuführen.
    [0023] 9 ein Flussdiagramm, dasdie Schritte eines weiteren Verfahrens zum Herstellen der Szintillatorpackungnach 6 veranschaulicht.
    [0024] 10 eine schematische Darstellungeiner Vorrichtung zum Durchführender Schritte nach 9.
    [0025] 11 eine schematische Darstellungeiner weiteren Vorrichtung zum Durchführen der Schritte nach 9.
    [0026] 12 eine anschauliche Ansichteines CT-Systems fürden Einsatz in einem nicht invasiven Packet-/Gepäck-Inspektionssystem.
    [0027] DieBetriebsumgebung der vorliegenden Erfindung wird anhand eines Vierschicht-Computertomographie-(CT)-Systembeschrieben. Allerdings wird dem Fachmann klar sein, dass die vorliegende Erfindunggleichermaßenfür dieVerwendung in Einzelschicht- oder sonstigen Mehrschichtkonfigurationeneinsetzbar 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 hochfrequenter elektromagnetischer Energie einsetzbarist. Die vorliegende Erfindung wird anhand eines CT-Scanners der "dritten Generation" beschrieben, istjedoch gleichermaßen einsetzbarim Zusammenhang mit anderen CT-Systemen.
    [0028] UnterBezugnahme auf 1 und 2 ist ein Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystem 10 gezeigt,das einen Gantryrahmen 12 aufweist, der einen CT-Scannerder "dritten Generation" repräsentiert.Die Gantry 12 umfasst eine Röntgenstrahlenquelle 14,die ein Bündelvon Röntgenstrahlen 16 in Richtungeines auf der entgegengesetzten Seite der Gantry 12 angeordnetenDetektorarrays 18 projiziert. Das Detektorarray 18 istaus einer Vielzahl von Detektoren 20 aufgebaut, die dieprojizierten Röntgenstrahlen,die einen Patienten 22 durchdringen, gemeinsam erfassen.Jeder Detektor 20 erzeugt ein elektrisches Signal, dasdie Stärkeeines auftreffenden Röntgenstrahlsund 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.
    [0029] DieRotation des Gantryrahmens 12 und der 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 einem Computer 36 als Eingabe zugeführt, derdas Bild in einem Massenspeichergerät 38 speichert.
    [0030] DerRechner 36 nimmt ferner über eine Konsole 40,die eine Tastatur aufweist, von einem Anwender Steuerbefehle undScanparameter entgegen. Ein zugehöriges Datensichtgerät 42 ermöglicht esdem Anwender, das rekonstruierte Bild und sonstige von dem Rechner 36 ausgegebeneDaten zu beobachten. Die durch den Anwender eingegebenen Steuerbefehleund Parameter werden von dem Rechner 36 verwendet, um Steuerungssignaleund Daten an das DAS 32, den Röntgencontroller 28 und denGantryantriebscontroller 30 auszugeben. Darüber hinaussteuert der Rechner 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.
    [0031] Wiein 3 und 4 gezeigt, enthält das Detektorarray 18 eineVielzahl von monokristallinen Szintillatorfasern 57, dieein Szintillatorarray 56 bilden. Eine Kollimatoranordnung 59 istoberhalb eines Szintillatorarrays 56 positioniert, um Röntgenstrahlen 16 zubündeln,bevor diese auf das Szintillatorarray 56 auftreffen. Ineinem Ausführungsbeispielist die Kollimatoranordnung einstückig mit einer Oberseite odereiner Röntgenstrahlempfangsfläche desSzintillatorarrays ausgebildet.
    [0032] Ineinem in 3 gezeigtenAusführungsbeispielenthältdas Detektorarray 18 57 Detektoren 20, wobei jederDetektor 20 eine Arrayabmessung von 16 × 16 aufweist. Daraus ergibtsich, dass das Array 18 16 Zeilen und 912 Spalten (16 × 57 Detektoren) aufweist,was es ermöglicht,mit jeder Rotation des Gantryrahmens 12 16 simultane Schichtbildscheiben anDaten zu sammeln.
    [0033] Schalterarrays 80 und 82,wie sie in 4 gezeigtsind, sind mehrdimensionale 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 entsprechendenPhotodioden 60 verbunden sind, und eine Anzahl von Ausgangssignalleitungen,die überein flexibles elektrisches Verbindungsglied 84 mit demDAS 32 elektrisch verbunden sind. Insbesondere sind etwadie Hälfteder Photodiodenausgangssignale elektrisch mit dem Schalter 80 verbunden,wobei die andere Hälfteder Photodiodenausgangssignale mit dem Schalter 82 elektrischverbunden sind. Darüberhinaus kann eine (nicht gezeigte) dünne Reflektorschicht zwischenjede Szintillatorfaser 57 eingefügt sein, um Streulicht vonbenachbarten Szintillatoren zu reduzieren. Jeder Detektor 20 ist,wie in 3 gezeigt, durchBefestigungsklammern 79 an einem Detektorrahmen 77 befestigt.
    [0034] DieSchalterarrays 80 und 82 umfassen ferner einen(nicht gezeigten) Decoder, der einer gewünschten Anzahl von Schichtbildernund Schichtbildauflösungenentsprechend fürjedes Schichtbild Photodiodenausgangssignale aktiviert, deaktiviert oderkombiniert. Der Decoder ist in einem Ausführungsbeispiel ein Decoderchipoder ein FET-Controller nach dem bekannten Stand der Technik. DerDecoder enthälteine Vielzahl von Ausgangssignal- und Steuerleitungen, die an dieSchalterarrays 80 und 82 und das DAS 32 gekoppeltsind. In einem Ausführungsbeispiel,das als ein 16 Schichtbilder verwendender Modus definiert ist, aktiviertder Decoder die Schalterarrays 80 und 82, so dasssämtlicheReihen des Photodiodenarrays 52 aktiviert sind, womit sich 16simultane Schichten/Scheiben an Daten für eine Verarbeitung durch dieDAS 32 ergeben. Selbstverständlich sind viele andere Schichtbildkombinationen möglich. Beispielsweisekann der Decoder auch andere Schichtbildmodi auswählen, beispielsweiseeinen ein, zwei oder vier Schichtbilder verwendenden Modus.
    [0035] Wiein 5 gezeigt, können dieSchalterarrays 80 und 82 durch Übermittelnder geeigneten Decoderbefehle in dem vier Schichtbilder verwendendenModus konfiguriert werden, so dass die Daten von vier Schichtbildernvon einer 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 Schichtbilddicke aus einer, zwei, drei oder vier Reihenvon Szintillatorarrayelementen 57 aufgebaut sein kann.Zu weiteren Beispielen zählenein Einzelschichtbildmodus mit nur einem Schichtbild, wobei dieSchichtbilder eine Dicke im Bereich zwischen 1,25 mm bis 20 mm aufweisen,und ein Zweischichtbildmodus mit zwei Schichtbildern, wobei dieDicke der Schichtbilder im Bereich zwischen 1,25 mm und 10 mm liegt.Zusätzlichezu den beschriebenen Modi kommen weitere in Betracht.
    [0036] MitBezug auf 6 wird nuneine Draufsicht auf eine erfindungsgemäß konstruierte Szintillatorpackungerläutert.Die Szintillatorpackung 86 ist durch eine Vielzahl vonmonokristallinen oder keramischen Fasern 88 definiert,die die Packung maßgerecht ausfüllen. Wienachstehend im Einzelnen nähererläutert,kann eine Reihe von Verfahren eingesetzt werden, um die Fasern 88 zuentwickeln. Jede der Szintilla torfasern ist zylindrisch ausgebildetund konfiguriert, um Licht zu fokussieren, das entsteht, wenn Röntgen- oderGammastrahlen auf eine gemäß 3-4 beschriebene Fotodiode auftreffen.In einem Ausführungsbeispielweisen die Szintillatorfasern einheitliche Querschnittsdurchmesserauf. Dementsprechend ist die Szintillatorabmessung über diegesamte Packung 86 hinweg gleichförmig. Auf einige der sich ausdieser Gleichförmigkeitergebenden Vorteile wird weiter unten detaillierter eingegangen.In noch einem Ausführungsbeispielkönnendie Fasern so entwickelt und angeordnet werden, dass innerhalb derPackung unterschiedliche Querschnittsdurchmesser vorkommen. Einesolche Ungleichförmigkeit kannfür mancheAnwendungen geeignet oder bevorzugt sein. Darüber hinaus kann ein Einsatzvon nicht einheitlichen Elementen in der Packung 86 einAnordnen einer größeren Anzahlvon Fasern in der Packung ermöglichen.Die größere Anzahlvon innerhalb der Packung untergebrachten Szintillatorelementenoder Fasern steigert die Packungseffizienz, wodurch auch die Dosiseffizienzverbessert wird. D. h. ein Erhöhender Anzahl von Szintillatorzellen pro Raumeinheit reduziert dennicht fürdie Szintillation zur Verfügungstehenden Flächenanteilin dem vorgegebenen Raum. Dementsprechend steigert die größere Mengean Szintillatormaterial, die pro Raumeinheit verwendet wird, dieAnzahl von Röntgen-oder Gammastrahlen, die innerhalb jenes festgelegten Raums erfasstwerden. Wie nachstehend näherim Einzelnen erläutert,ermöglichtdie vorliegende Erfindung ein Erzeugen von kleineren Szintillatorelementenoder Fasern, wodurch es möglichist, mehr Szintillatormaterial innerhalb einer einzelnen Szintillatorpackungoder eines Szintillatorarrays unterzubringen. In weiteren Ausfüh rungsbeispielenkönnendie Fasern so gezüchtetsein, dass sie zwar einheitliche Durchmesser, aber keinen kreisförmigen Querschnitt aufweisen,oder sie könnenmit nicht einheitlichen Durchmessern und nicht kreisförmigen Querschnittenentwickelt sein.
    [0037] In 6 ist eine Szintillatorpackungveranschaulicht, es kann jedoch auch ein fertiges Szintillatorarrayveranschaulicht sein. D. h. die in 6 gezeigtePackung 86 kann geschnitten oder würfelförmig geschliffen werden, umein Szintillatorarray für eineCT-Detektorzelle zu bilden. Im Falle des Ausführungsbeispiels, das über diegesamte Packung hinweg eine gleichförmige Faserstärke aufweist,ist es nicht unbedingt erforderlich, die Packung an genauen Positionenzu schneiden oder würfelförmig zu schleifen.D. h. nachdem die gesamte Packung gleichförmig ist, ist jeder Querschnittoder Abschnitt der Packung ebenfalls gleichförmig. Die gleichförmigen Packungen 86 lassensich daher konfigurieren und beliebig in Würfel schneiden/brechen, umden Maßanforderungenzu entsprechen, die füreine CT-Detektor- odersonstige Detektoranordnung vorliegen. Indem gleichförmige Packungenhergestellt werden, aus denen sich kleinere und ebenfalls gleichförmige Bereicheschneiden oder würfelförmig brechenlassen, ist es möglich,ein einzelnes Fertigungsgerätund -verfahren zu entwickeln, wobei die passend dimensioniertenSzintillatorarrays von der gleichförmigen Packung abgetrennt werden,anstatt jeden der unterschiedlich dimensionierten Arrays oder Packungengetrennt und voneinander unabhängigherzustellen. Diese Rationalisierung und Gleichförmigkeit des Szintillatorherstellungsverfahrenser möglichtes, die Kosten, die Werkzeugbestückung, denZeitaufwand, den Einsatz von Arbeitskraft und dergleichen für die Herstellungzu reduzieren.
    [0038] DasämtlicheSzintillatorfasern 88 so konstruiert sein können, dasssie einen konstanten Querschnittsdurchmesser aufweisen und dadurcheine Gleichförmigkeit über diegesamte Szintillatorpackung 86 hinweg schaffen, ist, wieim folgenden weiter anhand von 6 erläutert, eingenaues Fluchten der Kollimatoranordnung und des Photodiodenarrays mitdem in dieser Art gefertigten Szintillatorarray weniger kritisch.D. h. Szintillatorarrays, die aus der Packung 86 gefertigtwerden, sind im Gegensatz zu der Fotodiode nicht in Pixel unterteilt.Die nicht in Pixel unterteilte Orientierung und Anordnung der Szintillatorfasernvermeidet Fluchtungsprobleme, die gewöhnlich im Zusammenhang mitdem Ausrichten der Fotodiode mit dem Szintillatorarray auftreten.Darüberhinaus sind auch Fluchtungsprobleme, die im Zusammenhang mit demKollimatoranordnungsraster gewöhnlichauftreten, verringert.
    [0039] Wieoben erwähnt,könnendie Szintillatorfasern keramische Fasern oder monokristalline Fasern sein.Keramische Fasern werden gewöhnlichmittels eines Extrusionsverfahrens mit einem organischen Bindemittelerzeugt. Allerdings ist der Abbrand des Bindemittels gewöhnlich sehrproblematisch und es könnenrelativ rasch Risse in der Struktur entstehen. Darüber hinauskann der von dem organischen Bindemittel herrührende Rückstand eine erhebliche Verschlechterungder Leistung des Szintillators hervorrufen, was sich mit Blick aufdie Lichtausbeute, die Resistenz gegen Strahlenschäden unddas Nachleuchten nachteilig auswirkt. Standardextrusionsverfahrenverwenden ein ganz auf Pulver basierendes Verfahren, bei dem sämtlichezur Herstellung der Szintillatoren verwendeten Chemikalien in Pulverformvorliegen. Allerdings wirkt sich die Pulverkorngröße in hohemMaße aufdie Dichte der Szintillatorfaser und ihre Sinterfähigkeitaus. Dementsprechend wurde gemäß einemAusführungsbeispielder Erfindung ein Verfahren zum Herstellen einzelner keramischerFasern entwickelt, das sich ohne Weiteres steuern lässt unddie gewöhnlichim Zusammenhang mit der Extrusion auftretenden Nachteile eines gesondertenPulverisierungsprozesses vermeidet.
    [0040] Imfolgenden wird mit Bezug auf 7 ein Schemaeines Szintillatorherstellungsverfahrens erläutert. Bei diesem Prozess oderVerfahren ist die Korngröße der erzeugtenkeramischen Faser kleiner als diejenige, die gewöhnlich mittel Extrusion erzielbarist, wodurch eine Packungsdichte von nahezu 100 Prozent erreichtwird. Das Verfahren 100 beginnt bei 102 mit demAuflösenvon Chemikalien, die verwendet werden, um bei 104 einePräkursorlösung zu bilden.Die Auswahl der Chemikalien hängtvon dem Typ des zu erzeugenden Szintillatorsystems ab. In einemspeziellen System gehörenzu den Ausgangschemikalien in einem geeigneten Verhältnis beispielsweiseLutetiumacetathydrat (>99,99%) (Lu(O2CCH3)3·xH2O), Terbiumacetathydrat (>99,99%) (Tb(O2CCH3)3·xH2O), Cernitrat (>99,99%) (Ce(NO3)3·6H2O) und Aluminiumformathydrat (>99,99%) (Al(O2CH)3·3H2O). Das angemessene Verhältnis könnte beispielsweise durch diefolgende stöchiometrischeGleichung definiert sein: Lu0.8Tb2.17Ce0.03Al5O12. Der Fachmannwürde ohne Weitereserkennen, dass andere Zusammensetzungsverhältnisse möglich sind, z.B. jene wie siein der US-Patentanmeldung SN 10/316151 erörtert sind, auf deren Beschreibunghier Bezug genommen wird, und die ebenfalls auf den Inhaber dieserAnwendung übertragenist. Die Ausgangschemikalien werden anschließend in heißem destilliertem Wasser 104 aufgelöst, um diePräkursorlösung zubilden. Festgelegte Mengen von Ameisensäure, Ethylenglykol und Isobuttersäure werdenhinzugefügt,um die Lösungzu stabilisieren. Alternativ sind die Ausgangsstoffe oder -chemikaliengenerell Nitrate. Die Nitrate werden anschließend in destilliertem Wasser aufgelöst. Danachwird der aufgelöstenLösungEthylenglykol und Essigsäureoder Zitronensäurehinzugefügt.
    [0041] Sobalddie Präkursorlösung entwickeltist, wird diese auf etwa 60 bis 80 °C erhitzt 106, um das Wasserzu verdunsten und die Viskositätdurch Polymerisation zu erhöhen.Nach ausreichendem Trocknen entsteht aus der Lösung eine lichtdurchlässiges undvorzugsweise transparentes Gel mit einer angemessenen Viskosität. Bei 108 wirdaus dem Gel eine Präkursorfasergezogen. Die Präkursorfaserdient, wie weiter unten beschrieben, als Grundlage für die Erzeugungeiner Vielzahl keramischer Szintillatorfasern. Bei 110 wirddie gezogene Faser aus Gelmaterial in einem Trockenofen bei etwa100 bis 150 °Cgetrocknet, um das Lösungsmittelzu verdunsten. Die getrocknete Faser wird anschließend bei 112 zum Kalzinierenin einen Temperaturgradientenofen gezogen. Die erste Stufe in demOfen stellt eine Pyrolyse bei etwa 400 °C bis 1100 °C dar. Die Faser wird in einekeramische Phase mit Granatstruktur überführt.
    [0042] Sobalddie keramische Faser ausgebildet ist, wird diese bei 114 beieiner Temperatur zwischen 1650 und 1775 °C, und vorzugsweise etwa 1700 °C, einerSinterstufe unterworfen, um ein vollständiges Verdichten und ein gewünschtesKornwachstum zu erreichen. In der Endphase in dem Ofen wird dieFaser thermisch gehärtet.Es ist zu beachten, dass die Schritte der Pyrolyse, des Sinternsund des Temperns in drei gesonderten Öfen durchgeführt werden können, umeine Steuerung der Atmosphärezu ermöglichen.Die endgültigeund gehärteteFaser wird anschließendin eine Vielzahl einheitlich geformter keramischer Szintillatorfaserngeschnitten. Im Allgemeinen werden die Fasern eine Faserstärke von1-10 μmaufweisen. Die Fasern werden anschließend bei 116 in einerPressform fluchtend ausgerichtet. Die Pressform ist geeignet konstruiert,um sämtlicheFasern dicht zu packen und zueinander parallel fluchtend auszurichten.Die Pressform definiert außerdem dieAbmessung der sich ergebenden Szintillatorpackung. Die Bündel vonSzintillatorfasern werden anschließend mit einem haftenden Materialvergossen, in das ein Reflektormaterial, z.B. Titanoxid (TiO2), eingebracht ist. Das Reflektormaterialist ein gegen Strahlung widerstandsfähiges Epoxidharz mit niedrigerViskosität.Da die Fasern innerhalb der Pressform eng anliegend fluchtend angeordnetsind, sind die Poren zwischen den Fasern äußerst klein. Diese sehr kleinePoren sind allerdings mit Reflektormaterial gefüllt, das eingesetzt wird, umdie Lichtemissionen in Richtung des Photodiodenarrays zu verbessernund ein Übersprechenzwischen benachbarten Szintillatorfasern zu reduzieren.
    [0043] Nachdem Beschichten des Faserbündels mitKlebstoff, wird das Bündelbei 120 gehärtet,um eine Szintillatorpackung von mit reflektierenden Material beschichtetenSzintillatorfasern zu bilden. Die Hartpackung wird anschließen bei 122 inScheiben geschnitten, um eine Anzahl von Szintillatorarrays miteinheitlich fluchtend ausgerichteten Szintillatorfasern zu erhalten.Vorzugsweise wird die Packung entlang senkrecht zu der Längsachseder Fasern verlaufenden Linien in Scheiben geschnitten. Bei 124 wirdanschließendeine Schicht aus einem optisch reflektierenden Material, z.B. einemReflektorband, auf eine Flächejedes Szintillatorarrays aufgebracht. Die Fläche kann ferner poliert undmit einem reflektierendem Material, beispielsweise mit Aluminium,Silber, Gold und dergleichen, spritzbeschichtet werden. Nach demeventuellen Aufbringen der optisch reflektierenden Schicht sindeine Anzahl von einheitlich dimensionierten Szintillatorarrays oder-packungen entstanden, und der Prozess endet bei 126.
    [0044] Innoch einem Ausführungsbeispielgehören zuden Ausgangsstoffen oder Chemikalien, die zum Entwickeln der Präkursorlösung verwendetwerden, Y2O3, Gd2O3, Eu2O3 (insgesamt >99,99%) und Pr(NO3) 3·xH2O (>99,99%).Bei diesem Ausführungsbeispielwerden die Oxide in gewünschtenVerhältnissenvermischt und in Salpetersäureaufgelöst.Anschließendwird der Lösungdas Praseodymnitrat zugegeben. Eine gewisse Menge Ethylenglykolund Salpetersäurewird hinzugefügt,um eine transparente Lösungzu erzeugen. Die Lösungwird auf etwa 60 – 80 °C erwärmt, umzu polymerisieren. Sobald sich die Lösung zu einem transparentenGel konvertiert ist und die angemessene Viskosität aufweist, wird aus dem Geleine Faser gezogen. Der restliche Ablauf des Herstellungsprozesses ähnelt dannden oben im Zusammenhang mit dem Lu-Tb-Al-O-Ce-System beschriebenen Verfahren, wobeisich lediglich die Temperatur und Atmosphäre unterscheiden. Ein Beispiel derZusammensetzung gemäß diesemSystem ist (Y1,67Gd0,33Eu0,1)O2:Pr.
    [0045] In 8 zeigt ein System zum Durchführen derFaserzüchtungsschritte,wie sie vorausgehend gemäß 7 im Einzelnen erläutert wurden.Ein System 128 weist einen Schmelztiegel 132 odereinen sonstigen Behälterauf, der in der Lage ist, die oben erwähnten Ausgangsstoffe aufzunehmen,und in dem sich die Ausgangsstoffe zu einer Präkursorlösung auflösen lassen. Der Schmelztiegelwird anschließendmittels eines (nicht gezeigten) Heizelements erhitzt, um in demSchmelztiegel ein Präkursorgelzu entwickeln. Anschließendwird aus dem Gel eine Präkursorfaser 134 gezogenund einem Trockenofen 136 zugeführt. Die Präkursorfaser 134 wird durchein Zugmittel 138 in den Trockenofen gezogen. Die getrockneteFaser 140 wird anschließend über ein Zugmittel 142 einemKalzinierungs- und Sinterofen 144 zugeführt. Nach dem Sintern und Tempern derFaser 140 entfernen die Zugmittel 146 die gehärtete Faser 148 ausdem Sinterofen 144. Wie oben erörtert, wird die gehärtete Faserbzw. der Stab anschließendwürfelförmig gebrochen,um eine Vielzahl von Szintillatorfasern zu auszubilden, die verwendet werden,um ein Szintillatorarray zu bilden.
    [0046] Dievorliegende Erfindung zieht auch eine Vielzahl von monokristallinenFasern in Betracht, die entwickelt werden, um ein Szintillatorarraymittels eines Kristallisierungsystems auszubilden, bei dem die KristallphaseGranat ist. Jede der monokristallinen Fasern wirkt als ein Szintillatorelementund ist konstruiert, um Licht nach außen auf eine Fotodiode oder einsonstiges Lichtdetektionselement zu lenken. Ähnlich wie im Falle der zuvorbeschriebenen keramischen Fasern können die monokristallinen Fasern parallelfluchtend angeordnet und gebündeltwerden, um eine Szintillatorpackung oder einen Array zu bilden,der dem in 6 gezeigten ähnelt. Darüber hinauskönnendie monokristallinen Fasern einen einheitlichen oder übereinstimmendenQuerschnittsdurchmesser aufweisen, wodurch sich eine gleichförmige Szintillatorpackungergibt. Alternativ könnendie Fasern mit unterschiedlichen Querschnittsdurchmessern gezüchtet werdenund in einer einzelnen Szintillatorpackung kombinierte werden, umdie Packungsdichte und Dosiseffizienz zu maximieren. In dem in 6 veranschaulichten Ausführungsbeispielweisen sämtlicheFasern einen kreisförmigenQuerschnitt auf, es kommen jedoch auch andere Querschnittsformenin Betracht, und diese liegen ebenfalls im Schutzumfang der Erfindung.
    [0047] Diemonokristalline Faser ist in hohem Maße transparent und weist einensehr geringen Grad an Verunreinigung auf. Diese Transparenz verbessert dieEffizienz der Lichtausbeute des entsprechenden Photodiodenarrays.Darüberhinaus kann ein Nachleuchten der Kristallfasern auf ein Minimumredu ziert werden, da der Prozess der Kristallisation ein Reinigungsprozessist, der in der Lage ist, viele unerwünschte Verunreinigungen auszutreiben.In einem Ausführungsbeispielenthältder aus monokristallinen Fasern aufgebaute Szintillator (LuxTb1-x-yCey)3Al5O12 (LuTAG). "x" liegtim Bereich von 0,5 bis 1,5 und "y" liegt im Bereichvon 0,01 bis 0,15. Aufgrund des inkongruenten Schmelzens von Tb3Al5O12 wirdLu hinzugefügt,um die Granatstruktur zu stabilisieren. Als der Szintillationsaktivatorwird Ce hinzugefügt.Die Granatphase ist fürdie Transparenz von monokristallinen Fasern maßgebend von Bedeutung. Fernerist ein Einsatz einer im Wesentlichen kongruenten Schmelzzusammensetzungbevorzugt, um bruchfeste Fasern zu züchten.
    [0048] Imfolgenden wird mit Bezug auf 9 ein Ablaufdiagrammoder Schritte eines Verfahrens zum Entwickeln einer aus monokristallinenFasern aufgebauten Szintillatorpackung erläutert. Das Verfahren 150 beginntbei 152 mit dem Mischen von Rohmaterialien, die als eineBasis fürdas Züchtenvon Szintillatorkristallen dienen. In einem Ausführungsbeispiel gehören zu denRohmaterialien Tb4O7 (>99,99%), Lu2O3 (>99,99%), Al2O3 (>99,99%), und CeO2 (>99,99%).Die pulverisierten Oxide werden mittels einer Kugelmühle mitAlkohol oder destilliertem Wasser gemischt und bei 152 anschließend getrocknet. DieMischung wird dann bei 154 in einem Molybdän- oderIridiumschmelztiegel bei etwa 1800 bis 1900 °C geschmolzen. Um die Schmelzezu homogenisieren, wird diese gerührt. Sobald die Schmelze homogenisiertist, wird bei 156 eine Keimfaser in der Schmelze angeordnet.Aus der Keimfaser wird bei 158 ein monokristalliner Staboder eine Faser gezo gen. Bei 160 wird die gezogene Faserbei einer vorgegebenen Temperatur, nämlich 1500 °C einem Temperschritt unterworfen.Nach dem Tempern wird der aus monokristallinem Szintillatormaterialaufgebaute Stab bei 162 würfelförmig geschnitten oder gebrochen.Das Schneiden bei 162 unterteilt den einzelnen aus Szintillatormaterialaufgebauten Stab in eine Anzahl monokristalliner Fasern, die eineneinheitlichen und gleichförmigenDurchmesser aufweisen. Vorzugsweise weisen sämtliche Fasern die gleicheLänge auf.
    [0049] Diesich ergebenden Fasern werden dann bei 164 in einer Pressformfluchtend ausgerichtet. Die Pressform definiert die Abmessung deraus den monokristallinen Fasern zu bildenden Szintillatorpackungund dient ferner dazu, die Fasern dicht zu packen. Um die Anzahlvon Fasern innerhalb der Pressform zu erhöhen, können einige Fasern mit unterschiedlichenQuerschnittsdurchmessern verwendet werden. Wie oben erwähnt, steigertein Erhöhender Anzahl der in einem Szintillatorarray vorhandenen Szintillatorelementenden Quantenerfassungswirkungsgrad (QDE) des Szintillatorarrays.Bei 166 werden die fluchtend ausgerichteten Fasern miteinem reflektierenden haftenden Werkstoff vergossen, der dazu dient,die Fasern zu einer einzelnen Struktur oder Anordnung mechanischzu verbinden. Der haftenden Werkstoff bindet benachbarte Fasernmechanisch aneinander, kann jedoch auch mit einem reflektierendenMaterial dotiert sein, beispielsweise TiO2, um übersprechendeEmissionen zwischen den Szintillatorelementen zu reduzieren. DasBündelvon vergossenen Fasern wird bei 168 anschließend gehärtet unddanach bei 170 würfelförmig gebrochen/geschnitten,um eine Anzahl von Szintillatorpa ckungen 170 zu bilden.Vorzugsweise wird die Packung entlang senkrecht zu der Längsachseder Fasern verlaufenden Linien in Scheiben geschnitten. Bei 172 wird anschließend eineSchicht aus einem optisch reflektierenden Material, z.B. einem Reflektorband,auf eine Flächejedes Szintillatorarrays aufgebracht. Die Fläche kann ferner poliert undmit einem reflektierendem Material, beispielsweise mit Aluminium,Silber, Gold und dergleichen, spritzbeschichtet werden. Nach demeventuellen Aufbringen der optisch reflektierenden Schicht sindeine Anzahl von einheitlich dimensionierten Szintillatorarrays oder-packungen erzeugt, und der Prozess endet bei 174. Fallsdie Fasern hinsichtlich ihrer Abmessung und Gestalt gleichförmig gezüchtet wurden,wird das Array jedes der sich ergebenden Packungen ebenfalls hinsichtlich seinerAbmessung und Gestalt gleichförmigsein.
    [0050] ImFolgenden werden mit Bezug auf 10 und 11 eine Reihe von Verfahrenzum Ziehen der Kristallfaser aus der Schmelze erläutert. Einwie in 10 veranschaulichtesVerfahren begründetsich ähnlichwie in dem hinlänglichbekannten Czochralski-Verfahren auf ein Ziehen nach oben. Ein weiteresVerfahren begründetsich, wie in 11 gezeigt,auf ein Ziehen nach unten. Bei dem in 10 gezeigtenVerfahren, bei dem ein Ziehen nach oben erfolgt, werden die Ausgangsstoffe 178 zunächst in einemSchmelztiegel 180 gemischt. Eine Keimfaser wird in demSchmelztiegel angeordnet und dient zum Züchten eines Kristalls. DieKeimfaser weist eine bekannte Kristallorientierung auf (normalerweiseRichtung {111}). Aus der Keimfaser wird mittels dem Zugmittel 184 einKristallstab oder eine kristalline Faser 182 gezo gen. Diegezogene Faser 186 kann anschließend gemäß dem Czochralski-Verfahrenverarbeitet werden (d. h. erhitzt, gesintert, gehärtet und ähnlichenProzessen unterworfen werden).
    [0051] Beidem in 11 gezeigtenVerfahren 188, bei dem ein ziehen nach unten erfolgt, werdendie Ausgangsstoffe 190 in einem Schmelztiegel 190 angeordnet,in dessen Boden eine Öffnungausgebildet ist. Die Öffnungweist abhängigvon dem gewünschtenFaserquerschnitt einen Durchmesser von etwa 0,2 bis 0,8 mm auf.Die Geschwindigkeit des Ziehens beträgt ungefähr 1 – 10 mm pro Minute. Eine Keimfaserwird verwendet, um das Kristallwachstum zu starten. Die Keimfaserweist eine bekannte Kristallorientierung auf (normalerweise Richtung{111}). Der Schmelztiegel 192 wird zunächst aufeine um etwa 50 bis 100 °C über demSchmelzpunkt der Zusammensetzung liegende Temperatur erhitzt; anschließend wirddie Temperatur auf etwa 20 °C über der Schmelztemperaturgesenkt und bei diesem Wert gehalten. Daraufhin wird die Keimfaserlangsam in die Schmelze eingeführt.Nachdem ein geringer Abschnitt der Keimfaser (normalerweise einigeMillimeter) in die Schmelze getaucht ist, wird mit dem Ziehen begonnen.Die Kristallzüchtung 194 wirddurch Zugmittel 196 unter Argonatmosphäre gezogen, um die Oxidationdes Schmelztiegels 192 zu verhindern. Die resultierendeFaser 198 wird anschließend in eine vorgegebene Länge geschnittenund in einer gesteuerten Atmosphäre(normalerweise Argon unter einem gegebenen Sauerstoff-(O2)-Partialdruck] vergütet. Die Tempertemperatur beträgt etwa1500 °C.
    [0052] Imfolgenden wird anhand 12 einPaket/Gepäck-Inspizierungssystem 200 erläutert, das einedrehbare Gantry 202 mit einer Öffnung 204 umfasst,durch die sich Pakete oder Gepäckstücke 216 hindurchleitenlassen. In der drehbaren Gantry 202 ist eine Quelle 206 für hochfrequenteelektromagnetische Energie sowie eine Detektoranordnung 208 untergebracht,die Szintillatorarrays aufweist, die aus Szintillatorzellen aufgebautsind, die den in 6 gezeigten ähneln. Fernerist ein Förderbandsystem 210 vorgesehen,das ein Förderband 212 umfasst,das von einem Aufbau 214 getragen wird, um automatischund fortlaufend zu scannende Pakete oder Gepäckstücke durch die Öffnung zutransportieren. Die Objekte werden mittels des Förderbands 212 durch die Öffnung zugeführt, sodannwerden Bildgebungsdaten gewonnen, und das Förderband 212 befördert diePakete 216 danach in einer gesteuerten und kontinuierlichenweise aus der Öffnung 204.Auf diese Weise ist es Postkontrolleuren, Gepäckabfertigungspersonal undsonstigem Sicherheitspersonal möglich,ohne invasives Eingreifen den Inhalt von Paketen 216 aufExplosivstoffe, Messer, Waffen, Schmuggelware, etc. zu kontrollieren.
    [0053] Gemäß einemAusführungsbeispielder vorliegenden Erfindung enthältein CT-Detektorarray daher eine Vielzahl von Kollimatorelementen,die konfiguriert sind, um darauf projizierte Röntgenstrahlen zu bündeln, sowieeine nicht in Pixel unterteilte Szintillatorpackung, die aus einemMaterial gefertigt ist, das bei einem Auftreffen von Röntgenstrahlenaufleuchtet. Das CT-Detektorarray enthält ferner ein Photodiodenarray,das an die nicht in Pixel unterteilte Szintil latorpackung optischgekoppelt ist und konfiguriert ist, um ein von der Szintillatorpackungausgehendes Leuchten zu erfassen und in Antwort darauf elektrischeSignale auszugeben.
    [0054] In Übereinstimmungmit einem weiteren Ausführungsbeispielder vorliegenden Erfindung ist ein CT-Detektorarray geschaffen,das ein nicht in Pixel unterteiltes Array von Szintillatorelementenenthält, diekonfiguriert sind, um bei Empfang von hochfrequenter elektromagnetischerEnergie zu leuchten, und das an eine Gruppe von Lichtdetektionselementengekoppelt ist, die konfiguriert sind, um ein Leuchten des Arraysvon Szintillatorelementen zu erfassen und eine Vielzahl von elektrischenSignale auszugeben, die die von dem Array von Szintillatorelementen entgegengenommenehochfrequente elektromagnetische Energie im Wesentlichen kennzeichnen.Das Detektorarray wird gebildet, indem die Vielzahl monokristallinerFasern aus Szintillatormaterial entwickelt werden, und die Vielzahlmonokristalliner Fasern mit einem haftenden Werkstoff beschichtetwerden. Das Detektorarray wird weiter bearbeitet, indem die Vielzahlvon Kristallfasern in einem haftenden Werkstoff gehärtet werden,um eine gehärtetePackung zu bilden, und indem die gehärtete Packung auf ein spezifiziertesMaß zurechtgeschnittenwird.
    [0055] Gemäß einemweiteren Ausführungsbeispiel dervorliegenden Erfindung gehörenzu einem Verfahren zum Herstellen eines CT-Detektorarrays mit einemnicht in Pixel unterteilten Szintillatorarray die Schritte: Entwickelneiner Materialbasis, aus der Szintillatoren gezüchtet werden können, undZiehen eines Stabs aus szintillierendem Material aus einer Materialbasis.Das Verfahren beinhaltet ferner die Schritte: Schneiden des Stabes,um eine Vielzahl von Szintillatorfasern zu bilden, und fluchtendesAusrichten der Vielzahl von Szintillatorfasern zu einem Szintillatorbündel. DasSzintillatorbündelwird dann scheibenförmigin eine Anzahl von Szintillatorpackungen geschnitten, auf die anschließend eineReflektorbeschichtung aufgetragen wird.
    [0056] Dievorliegende Erfindung betrifft ein nicht in Pixel unterteiltes Szintillatorarray(56) füreinen CT-Detektor (10) sowie eine Vorrichtung und Verfahrenzum Verwirklichen desselben. Das Szintillatorarray (56)enthälteine Anzahl von keramischen oder monokristallinen Fasern (88),die zueinander parallel fluchtend ausgerichtet sind. Hierdurch weistdie Packung (86) eine sehr hohe Dosiseffizienz auf. Außerdem istjede Faser (88) konfiguriert, um mit sehr geringem StreuverlustLicht nach außenauf eine Fotodiode (60) zu lenken. Die Abmessung (Querschnitt) derFaser (88) lässtsich steuern, so dass sich Fasern mit geringerem Querschnitt herstellenlassen, um Anwendungen mit höhererAuflösungzu ermöglichen. Daes ferner möglichist, den Querschnitt der Fasern (88) über das gesamte Szintillatorarray(56) hinweg einheitlich zu gestalten, und die Fasern (88)zueinander parallel fluchtend ausgerichtet sind, ist das Szintillatorarray(56) als Ganzes ebenfalls einheitlich. Ein genau fluchtendesAusrichten mit dem Photodiodenarray (52) oder der Kollimatoranordnung(59) ist daher nicht erforderlich.
    [0057] Dievorliegende Erfindung wurde anhand des bevorzugten Ausführungsbeispielsbeschrieben, und es ist klar, dass ä quivalente, alternative undmodifizierte Formen neben den ausdrücklich genannten möglich sindund im Schutzumfang der beigefügten Ansprüche liegen.
    权利要求:
    Claims (10)
    [1] CT-Detektorarray (18), zu dem gehören: eineVielzahl von Kollimatorelementen (59), die konfiguriertsind, um darauf projizierte Röntgenstrahlen (16)zu bündeln; einenicht in Pixel unterteilte Szintillatorpackung (86), dieaus einem Material hergestellt ist, das dazu eingerichtet ist, umbei Auftreffen von Röntgenstrahlen zuleuchten; und ein Photodiodenarray (52), das an dienicht in Pixel unterteilte Szintillatorpackung (86) optischgekoppelt ist und konfiguriert ist, um ein von der Szintillatorpackung(86) ausgehendes Leuchten zu erfassen und in Antwort daraufelektrische Signale auszugeben.
    [2] CT-Detektorarray (18) nach Anspruch 1, wobei dienicht in Pixel unterteilte Szintillatorpackung (86) eineVielzahl von zylindrischen Fasern enthält.
    [3] CT-Detektorarray (18) nach Anspruch 2, wobei dieVielzahl zylindrischer Fasern einheitliche Durchmesser aufweisen.
    [4] CT-Detektorarray (18) nach Anspruch 2, wobei dieVielzahl einheitlich beabstandeter Fasern (88) zueinanderparallel fluchtend ausgerichtet sind.
    [5] CT-Detektorarray (18) nach Anspruch 2, wobei jededer einheitlich beabstandeten Fasern (88) eine monokristallineFaser ist.
    [6] CT-Detektorarray (18) nach Anspruch 5, wobei jededer monokristallinen Fasern Lu, Tb, Al und O enthält.
    [7] CT-Detektorarray (18) nach Anspruch 6, wobei jededer monokristallinen Fasern ferner Ce enthält.
    [8] CT-Detektorarray (18) nach Anspruch 1, dasin einer drehbaren Gantry (12) eines CT-Bildgebungssystems(10) verwendet wird.
    [9] CT-Detektorarray (18) nach Anspruch 1, hergestelltmit den Schritten: Ausbilden einer Vielzahl von monokristallinenFasern aus einem Szintillatormaterial (164); Beschichtender Vielzahl monokristalliner Fasern mit einem haftenden Material(166); Härtender Vielzahl von Kristallfasern und des Klebemittels, um eine gehärtete Packung(168) zu bilden; und Schneiden der gehärteten Packungzu einer spezifizierten Größe (170).
    [10] CT-Detektorarray (18) nach Anspruch 9,wobei zu dem Schritt des Entwickelns ferner der Schritt des Züchtens derVielzahl von monokristallinen Fasern aus einer Mischung von Tb4O7, Lu2O3, Al2O3 und CeO2 gehört.
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