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Dokumentenidentifikation DE102004012596A1 23.09.2004
Titel CT-Detektor mit einem segmentierten optischen Koppler und Verfahren zum Herstellen desselben
Anmelder GE Medical Systems Global Technology Company, LLC, Waukesha, Wis., US
Erfinder Hoffman, David M., New Berlin, Wis., US;
Hoge, Michael F., Waukesha, Wis., US
Vertreter Rüger und Kollegen, 73728 Esslingen
DE-Anmeldedatum 12.03.2004
DE-Aktenzeichen 102004012596
Offenlegungstag 23.09.2004
Veröffentlichungstag im Patentblatt 23.09.2004
IPC-Hauptklasse G01T 1/29
IPC-Nebenklasse A61B 6/03   A61B 6/08   H04N 5/32   
Zusammenfassung 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.

Beschreibung[de]
HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung betrifft ganz allgemein diagnostische Bildgebung und insbesondere einen CT-Detektor mit einem segmentierten oder nicht berührenden optischen Koppler und ein Verfahren zur Herstellung desselben. Darüber hinaus dient der segmentierte optische Koppler als ein hichtkollimator, der zwischen den Szintillatoren und Photodioden des Detektors einstückig ausgebildet ist.

Im Falle von computertomographischen Bildgebungssystemen (CT-Bildgebungssystemen) wirft eine Röntgenstrahlenquelle typischerweise einen fächerförmigen Strahl auf eine Person oder ein Objekt, beispielsweise auf einen Patienten oder ein Gepäckstück. Nachstehend sollen die Begriffe "Person" und "Objekt" beliebige Dinge einbeziehen, an denen eine Bildgebung möglich ist. Der Strahl trifft, nachdem er durch das Objekt geschwächt wurde, auf ein Array von Strahlungsdetektoren. Die Intensität der an dem Detektorarray empfangen geschwächten Strahlung hängt gewöhnlich von der Schwächung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Detektorarrays erzeugt ein gesondertes elektrisches Signal, das den geschwächten Strahl kennzeichnet, der durch das jeweilige Detektorelement empfangen wurde. Die elektrischen Signale werden zur Analyse an ein werden zur Analyse an ein Datenverarbeitungssystem übertragen, das letztendlich ein Bild erzeugt.

Im Allgemeinen wird die Röntgenstrahlenquelle und das Detektorarray um den Gantryrahmen innerhalb einer Bildgebungsebene und um das Objekt herum gedreht. Röntgenstrahlenquellen beinhalten gewöhnlich Röntgenröhren, die den Röntgenstrahl aus einem Brennpunkt abstrahlen. Röntgenstrahldetektoren enthalten gewöhnlich einen Kollimator zum Bündeln der an dem Detektor empfangenen Röntgenstrahlen, einen zu dem Kollimator benachbarten Szintillator zum Umwandeln von Röntgenstrahlen in Lichtenergie und Photodioden, die dazu dienen, die Lichtenergie von dem benachbarten Szintillator entgegenzunehmen und in elektrische Signale umzuwandeln.

Typischerweise wandelt jeder Szintillator eines Szintillatorarrays Röntgenstrahlenergie in Lichtenergie um. Jeder Szintillator gibt Lichtenergie an eine benachbarte Photodiode ab. Jede Photodiode erfasst die Lichtenergie und erzeugt ein entsprechendes elektrisches Signal. Die Ausgangssignale der Photodioden werden anschließend zur Bildrekonstruktion an das Datenverarbeitungssystem übermittelt.

Gewöhnlich tritt ein "Übersprechen" zwischen den Detektorzellen eines CT-Detektors auf. Das "Übersprechen" ist im Allgemeinen als der Datenaustausch zwischen benachbarten Zellen eines CT-Detektors definiert. Im Allgemeinen wird eine Reduzierung des Übersprechen angestrebt, da dieses zu einem Auftreten von Artefakten in dem schlussendlich rekonstruierten CT-Bild führt und eine unzureichende räumliche Auflösung begünstigt. Typischerweise kann es innerhalb eines einzelnen CT-Detektors zu vier unterschiedliche Arten eines Übersprechens kommen. Aufgrund von Röntgenstrahlstreuung zwischen den Szintillatorzellen kann Röntgenstrahlübersprechen auftreten. Aufgrund der Übertragung von Licht, das die Reflektoren durchdringt, die die Szintillatoren umgeben, kann es zu einem optischen Übersprechen kommen. Bekannte CT-Detektoren verwenden eine (oder mehrere) in Kontakt stehende optisch koppelnde Schicht(en), gewöhnlich ein Epoxidharz, um das Szintillatorarray an dem Photodiodenarray zu befestigen. Allerdings kann ein Übersprechen auftreten, wenn Licht durch die Kontaktschicht von einer Zelle zu einer anderen dringt. Aufgrund eines unerwünschten Datenaustausches zwischen Photodioden ist ein elektrisches Übersprechen möglich. Von den oben erwähnten Arten eines Übersprechens, wird ein Übersprechen durch die berührende(n) optisch koppelnde(n) Schicht(en) im Allgemeinen als eine Hauptursache für ein Übersprechen in dem CT-Detektor erachtet.

Folglich wäre es erwünscht einen CT-Detektor mit einer verbesserten optischen Kopplung zwischen dem Szintillatorarray und dem Photodiodenarray zu konstruieren, um ein Übersprechen in dem CT-Detektor zu reduzieren und die räumliche Auflösung des endgültigen rekonstruierten Bilds zu verbessern.

KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung betrifft einen CT-Detektor für ein CT-Bildgebungssystem, der die oben erwähnten Nachteile beseitigt. Der CT-Detektor umfasst einen zwischen einem Photodiodenarray und einem Szintillatorarray integrierten rasterartigen Lichtkollimator. Der Lichtkollimator verbessert die Effizienz des Lichtsammelns des Photodiodenarrays und kann aus einem reflektierenden Material gefertigt sein, um ein Übersprechen innerhalb des Detektors zu reduzieren. Jeder rasterartige Kollimator ist durch eine Reihe von Reflektorelementen definiert, die gemeinsam eine Vielzahl von offenen Zellen bilden. Die offenen Zellen bilden Lichtübertragungshohlräume und erleichtern die Bündelung von Licht von einem Szintillator hin zu einer Photodiode. Die Hohlräume können mit einem optischen Epoxidharz gefüllt sein, um das Photodiodenarray oder Szintillatorarray abzudichten, um dadurch die Nachteile im Zusammenhang mit berührenden optisch koppelnden Schichten zu vermeiden.

Dementsprechend enthält ein CT-Detektor erfindungsgemäß eine Vielzahl von Szintillatoren, die in einem Array angeordnet sind, um Röntgenstrahlen zu empfangen und in Antwort auf die empfangenen Röntgenstrahlen Licht auszustrahlen. Mehrere Lichtdetektionselemente sind in einem Array angeordnet, das hinsichtlich der Abmessungen dem Szintillatorarray ähnelt, und sind darauf eingerichtet, um von den Szintillatoren ausgesandtes Licht zu detektieren. Ein nicht berührender optischer Koppler dient dann dazu, die Vielzahl von Szintillatoren an der Vielzahl von Lichtdetektionselementen zu befestigen.

Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung weist ein CT-System einen drehbaren Gantryrahmen mit einer darin angeordneten zentrischen Öffnung und einer Liege auf, die sich innerhalb der Öffnung vor- und zurückbewegen lässt und dazu eingerichtet ist, ein Objekt für eine CT-Datenerfassung zu positionieren. Eine Quelle zur gerichteten Aussendung hochfrequenter elektromagnetischer Energie wird innerhalb des drehbaren Gantryrahmens positioniert und ist dazu eingerichtet, elektromagnetische Energie hoher Frequenz in Richtung des Objekts zu auszusenden. Das CT-System enthält ferner ein innerhalb des drehbaren Gantryrahmens angeordnetes Detektorarray, das dazu eingerichtet ist, die durch die Projektionsquelle ausgesendete und auf das Objekt auftreffende elektromagnetische Energie hoher Frequenz zu erfassen. Das Detektorarray enthält eine Vielzahl von Szintillatoren, die in einem Szintillatorarray angeordnet sind, sowie eine Vielzahl von Photodioden, die in einem Photodiodenarray angeordnet sind. Zwischen dem Szintillatorarray und dem Photodiodenarray ist ein Lichtkollimator angeordnet, der eine Vielzahl von Lichtübertragungshohlräumen aufweist.

Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung beinhaltet ein Verfahren zur Herstellung eines CT-Detektors die Schritte: Ausbilden eines Szintillatorarrays mit einer Vielzahl von Szintillatoren und Ausbilden eines Photodiodenarrays mit einer Vielzahl von Photodioden. Anschließend wird zwischen den Arrays ein offene Zellen aufweisender Kollimator angeordnet. Die sich ergebende Anordnung wird anschließend in sich befestigt.

Vielfältige andere Ausstattungsmerkmale, Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden nach dem Lesen der nachfolgenden Beschreibung in Verbindung mit den Zeichnungen offensichtlich.

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Die Zeichnungen veranschaulichen ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel, das gegenwärtig zum Ausführen der Erfindung in Erwägung gezogen wird.

In den Zeichnungen zeigt:

1 eine anschauliche Ansicht eines CT-Bildgebungssystems;

2 ein Blockschaltbild des in 1 veranschaulichten Systems;

3 eine perspektivische Ansicht eines Ausführungsbeispiels eines Detektorarrays eines CT-Systems;

4 eine perspektivische Ansicht eines Ausführungsbeispiels eines Detektors;

5 eine Veranschaulichung vielfältiger Konfigurationen des Detektors in 4 in einem vier Schnittbilder verwendenden Modus;

6 eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen CT-Detektors im Querschnitt;

7-10 Schritte vielfältiger Verfahren der Herstellung eines erfindungsgemäßen CT-Detektors;

11 eine anschauliche Ansicht eines CT-Systems für den Einsatz in einem nicht invasiven Paketkontrollsystem.

AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSBEISPIELE

Die Betriebsumgebung der vorliegenden Erfindung 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 einzelne Schnittbilder oder andere mehrere Schnittbilder verwendenden Konfigurationen einsetzbar ist. Darüber hinaus wird die vorliegende Erfindung anhand der Detektion und Konvertierung von Röntgenstrahlen beschrieben. Allerdings ist einem Fachmann ferner klar, dass die vorliegende Erfindung gleichermaßen für das Erfassen und Konvertieren sonstiger elektromagnetischer Hochfrequenzenergie einsetzbar ist. Die vorliegende Erfindung wird anhand eines CT-Scanners der "dritten Generation" beschrieben, ist jedoch gleichermaßen einsetzbar im Zusammenhang mit anderen CT-Systemen.

Unter Bezugnahme auf 1 und 2, ist ein Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystem 10 gezeigt, das einen Gantryrahmen 12 aufweist, der einen CT-Scanner der "dritten Generation" darstellt. Die Gantry 12 umfasst eine Röntgenstrahlenquelle 14, die ein Bündel von Röntgenstrahlen 16 in Richtung eines auf der entgegengesetzten Seite der Gantry 12 angeordneten Detektorarrays 18 projiziert. Der Detektorarray 18 ist aus einer Vielzahl von Detektoren 20 aufgebaut, die gemeinsam die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die einen Patienten 22 durchdringen. Jeder Detektor 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Stärke eines auftreffenden Röntgenstrahls und damit den auf dem Weg durch den Patienten 22 geschwächten Strahl kennzeichnet. Während des Scannens zum Gewinnen von Röntgenstrahlprojektionsdaten kreisen die Gantry 12 und die daran befestigten Komponenten um eine Rotationsachse 24.

Die Rotation des Gantryrahmens 12 und der Betrieb der Röntgenstrahlenquelle 14 werden durch 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 Rotationsgeschwindigkeit und die Position der Gantry 12 steuert. Ein Datenerfassungssystem (DAS) 32 in der Steuervorrichtung 26 tastet die von den Detektoren 20 ausgegebenen analogen Daten ab und wandelt diese für ein nachfolgendes Verarbeiten in digitale Signale um. Ein Bildrekonstruktor 34 nimmt die von der DAS 32 ankommenden abgetasteten und digitalisierten Röntgenstrahldaten entgegen und führt eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild wird als Eingabe einem Computer 36 zuführt, der das Bild in einem Massenspeichergerät 38 speichert.

Der Computer 36 nimmt ferner über eine Konsole 40, die eine Tastatur aufweist, von einem Anwender Steuerbefehle und Scanparameter entgegen. Ein zugehöriger Kathodenstrahlbildschirm 42 ermöglicht es dem Anwender, das rekonstruierte Bild und sonstige von dem Computer 36 ausgegebene Daten zu betrachten. Die durch den Anwender eingegebenen Steuerbefehle und Parameter werden von dem Computer 36 verwendet, um Steuerungssignale und Daten an das DAS 32, den Röntgencontroller 28 und den Gantryantriebscontroller 30 auszugeben. Darüber hinaus steuert der Computer 36 einen Liegenantriebscontroller 44, der eine motorbetriebene Liege 46 steuert, um den Patienten 22 und die Gantry 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt die Liege 46 den Patienten 22 abschnittsweise durch eine Gantryöffnung 48.

Wie in 3 und 4 gezeigt, enthält das Detektorarray 18 eine Vielzahl von Szintillatoren 57, die ein Szintillatorarray 56 bilden. Ein (nicht gezeigter) Kollimator wird oberhalb eines Szintillatorarrays 56 positioniert, um Röntgenstrahlen 16 zu bündeln, bevor diese auf das Szintillatorarray 56 auftreffen.

In einem in 3 gezeigten Ausführungsbeispiel, enthält das Detektorarray 18 57 Sensoren 20, wobei jeder Detektor 20 eine Arraydimension von 16 × 16 aufweist. Daraus ergibt sich, dass Array 18 16 Zeilen und 912 Spalten (16 × 57 Sensoren) aufweist, was es ermöglicht, mit jeder Rotation des Gantryrahmens 12 16 simultane Schnittbildscheiben an Daten aufzufuangen.

Schalterarrays 80 und 82, wie in 4 gezeigt, sind mehrdimensionale Halbleiterarrays, die zwischen das Szintillatorarray 56 und das DAS 32 eingebunden sind. Die Schalterarrays 80 und 82 enthalten eine Vielzahl von (nicht gezeigten) Feldeffekttransistoren (FET), die als mehrdimensionale Arrays angeordnet sind. Das FET-Array umfasst eine Anzahl von elektrischen Leitungen, die mit jeweils entsprechenden Photodioden 60 verbunden sind, und eine Anzahl von Ausgangssignalleitungen, die über ein flexibles elektrisches Verbindungsglied 84 mit dem DAS 32 elektrisch verbunden sind. Insbesondere sind etwa die Hälfte der Photodiodenausgangssignale elektrisch mit dem Schalter 80 verbunden, wobei die andere Hälfte der Photodiodenausgangssignale mit dem Schalter 82 elektrisch verbunden sind. Darüber hinaus kann eine (nicht gezeigte) Reflektorschicht zwischen jeden Szintillator 57 eingefügt sein, um Streulicht von benachbarten Szintillatoren zu reduzieren. Jeder Detektor 20 ist, wie in 3 gezeigt, durch Befestigungsklammern 79 an einem Detektorrahmen 77 befestigt.

Die Schalterarrays 80 und 82 umfassen ferner einen (nicht gezeigten) Decoder, der gemäß einer gewünschten Anzahl von Schnittbildern und Schnittbildauflösungen für jedes Schnittbild Photodiodenausgangssignale aktiviert, deaktiviert oder kombiniert. Der Decoder ist in einem Ausführungsbeispiel ein Decoderchip oder ein FET-Controller nach dem bekannten Stand der Technik. Der Decoder enthält eine Vielzahl von Ausgangssignal- und Steuerleitungen, die an die Schalterarrays 80 und 82 und das DAS 32 gekoppelt sind. In einem Ausführungsbeispiel, das als ein 16 Schnittbilder verwendender Modus definiert ist, aktiviert der Decoder die Schalterarrays 80 und 82, so dass sämtliche Reihen des Photodiodenarrays 52 aktiviert sind, was 16 simultane Schnittbildscheiben an Daten für eine Verarbeitung durch die DAS 32 zum Ergebnis hat. Selbstverständlich sind viele andere Schnittbildkombinationen möglich. Beispielsweise kann der Decoder auch aus anderen Schnittbildmodi auswählen, beispielsweise einen ein, zwei oder vier Schnittbilder verwendenden Modus.

Wie in 5 gezeigt, können die Schalterarrays 80 und 82 durch Übermitteln der geeigneten Decoderbefehle in dem vier Schnittbilder verwendenden Modus konfiguriert werden, so dass die Daten aus vier Schnittbildern von einer oder mehreren Reihen des Photodiodenarrays 52 gesammelt werden. Abhängig von der speziellen Konfiguration der Schalterarrays 80 und 82 können vielfältige Kombinationen von Photodioden 60 aktiviert, deaktiviert oder kombiniert werden, so dass die Scheibendicke aus einer, zwei, drei, oder vier Reihen von Szintillatorarrayelementen 57 aufgebaut sein kann. Zu weiteren Beispielen zählen ein ein einzelnes Schnittbild verwendender Modus mit einem (1) Schnittbild, wobei die Schnittbilder im Bereich zwischen 1,25 mm bis 20 mm dick sind, und ein zwei Schnittbilder verwendender Modus mit zwei Schnittbildern, wobei die Dicke der Schnittbilder im Bereich zwischen 1,25 mm und 10 mm liegt. Weitere Modi jenseits der beschriebenen kommen ebenso in Betracht.

Nun Bezug nehmend auf 6, ist ein Schema eines Querschnitts 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 den Empfang der Röntgenstrahlen 16 ein Lichtsignal 85 zu auszustrahlen. Eine Reflektorschicht 86 bedeckt die Röntgenstrahlempfangsfläche der Szintillatoren, um die Effizienz des Lichtsammelns für die Photodioden zu verbessern. Die Reflektorschicht 86 ist aus einem Material gefertigt, das von einer Projektionsquelle projizierten Röntgenstrahlen erlaubt, zu passieren, während durch die Szintillatoren erzeugtes Licht in Richtung der Photodioden reflektiert wird. 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 Streulicht zu verhindern und/oder Röntgenstrahlstreuung zwischen den Szintillatoren zu reduzieren.

Der CT-Detektor 20 ist konstruiert, so dass sich zwischen jeder Photodiode und jedem Szintillator ein Lichthohlraum 90 erstreckt. Der Lichthohlraum kann gemäß einer Reihe von Fertigungstechniken konstruiert sein, wie sie anhand von 7-10 beschrieben werden, und ist durch Hohlraumelemente oder Platten 92 definiert. Die Platten 92 sind vorzugsweise aus einem reflektierenden Material ähnlich demjenigen gefertigt, das zur Herstellung der Reflektorelemente 88 verwendet wird. Darüber hinaus weisen die Platten 92 eine ähnliche Breite wie die Reflektorelemente 88 auf. Vorzugsweise werden die Platten 92, wie im folgenden anhand von 7 beschrieben, während der Bildung der Reflektorelemente 88 ausgebildet. Dementsprechend erstrecken sich die Platten 92 von den Reflektorelementen zu der Lichtdetektionsfläche des Photodiodenarrays.

Die Platten 92 sind geeignet ausgebildet, um Lichtübertragungshohlräume 90 zu bilden und wirken für sich als ein innerhalb der Zelle angeordneter Lichtkollimator. Die Platten 92 sind dazu eingerichtet, ein Übersprechen von Licht zwischen Szintillatoren zu eliminieren und dabei Licht in Richtung der Lichtdetektionsflächen des Photodiodenarrays zu bündeln. Ferner können die Platten 92 mit einer optischen Koppelschicht oder Koppelharz beschichtet sein, um die Platten an dem Photodiodenarray zu befestigen. Alternativ können die Platten an die Fläche des Photodiodenarrays geklebt sein. In einem weiteren Ausführungsbeispiel ist jeder der Lichtübertragungshohlräume 90 mit einem optischen Epoxidharz gefüllt, ähnlich jenem, das in einer Epoxidharzkontaktschicht verwendet wird. Das optische Epoxidharz wirkt als Klebstoff, um das Photodiodenarray mit dem Szintillatorarray zu verbinden. Mit dem Vorhandensein von Reflektorplatten 92 werden die im Falle einer optischen Kontaktschicht auftretenden Nachteile des Übersprechens vermieden. Während Epoxidharz dafür eingesetzt werden kann, um die Arrays miteinander zu befestigen, können auch andere Verbundwerkstoffe und Materialien, beispielsweise thermoplastische Materialien, verwendet werden und diese liegen innerhalb des Schutzumfangs der Erfindung.

Nun Bezug nehmend auf 7 werden Schritte einer Technik zur Herstellung eines CT-Detektors gezeigt, der dem anhand von 6 beschriebenen ähnelt. Die veranschaulichten Schritte können durch ein arbeitsintensives Verfahren, durch ein vollautomatisiertes rechnergesteuertes Verfahren oder durch eine Kombination von diesen durchgeführt werden. Ein Verfahren 100 beginnt mit Schritt 102 mit der Anpassung von Produkten, Personal und dergleichen für die CT-Detektorherstellung. Das während dieser Stufe erreichte kann variieren, sollte jedoch zumindest die Vorbereitung eines Szintillatorblocks umfassen. Der Szintillatorblock wird dann auf einem auflösbaren Material 104 angebracht. Der Szintillatorblock und das auflösbare Material werden anschließend in Schritt 106 in Würfel geschnitten. Nach dem Schneiden, sei dies in einer oder zwei Dimensionen, ergibt sich eine Vielzahl einheitlich voneinander beabstandeter Szintillatorzellen. In Schritt 108 wird anschließend in die aufgrund des Würfelschnittverfahrens zwischen den Szintillatorzellen entstandenen Zwischenräume ein reflektierendes Material gespritzt. Das reflektierende Material sollte geeignet gespritzt werden, so dass die Schnittstelle zwischen den Szintillatoren vollständig gefüllt ist, wie im Falle der Schnittstelle zwischen benachbarten Bereichen des auflösbaren Materials. Dem gespritzten reflektierenden Material wird anschließend erlaubt zu härten, und dieses kann dann einer beliebigen Weiterverarbeitung zugeführt werden, um ein angemessenes Reflexionsvermögen und dergleichen sicherzustellen. Nachdem das gespritzte reflektierende Material gehärtet ist, wird das auflösbare Material in Schritt 110 aufgelöst. Das Verfahren zum Auflösen des Materials hängt von dem Typ des verwendeten auflösbaren Materials ab. Das auflösbare Material kann beispielsweise in einem Lösungsmittel angeordnet und chemisch aufgelöst werden, oder auf eine spezielle Temperatur erwärmt werden, um das auflösbare Material weitgehend "wegzuschmelzen". Nach Vollendung des Auflösungsprozesses, ergibt sich ein Szintillatorarray mit einem integrierten gespritzten Reflektor. Besonders zu beachten ist, dass jedes zwischen den Szintillatoren befindliche Reflektorelement über den Szintillator hinausragt, d. h. eine größere Länge als die Szintillatoren aufweist. Der über den Szintillator hinausragende Abschnitt des Reflektors wirkt als eine Reflektorplatte, wie sie oben beschrieben ist. Die offenen Zellen, die sich zwischen den Reflektorplatten ergeben, definieren einen Lichtübertragungshohlraum und werden in Schritt 112 mit einem optischen Epoxidharz gefüllt. Das optische Epoxidharz erlaubt die Übertragung von Licht zwischen dem Szintillator und der Photodiode, während es gleichzeitig ein Adhäsionszwischenglied bildet, das dazu dient, den Szintillator an die Photodiode anzukoppeln. Dementsprechend werden das Photodiodenarray und das Szintillatorarray in Schritt 114 aneinander gekoppelt. Dieser Abschnitt des CT-Detektorherstellungsverfahrens ist dann vollendet und der Rest der CT-Detektorfertigung wird nach 116 fortgesetzt.

Der anhand 6 beschriebene und gemäß dem Verfahren nach 7 hergestellte CT-Detektor veranschaulicht lediglich ein Beispiel der vorliegenden Erfindung. Ein ähnlicher CT-Detektor, der die Vorteile des anhand 6 beschriebenen CT-Detektors verkörpert und nach Verfahren hergestellt ist, die sich von dem in 7 dargestellten unterscheiden, wird in Betracht gezogen und liegt innerhalb des Schutzumfangs dieser Erfindung. Zum Zwecke einer Darstellung und nicht zur Beschränkung werden weitere Herstellungsverfahren und die sich daraus ergebenden Strukturen anhand 8-10 beschrieben.

Nun Bezug nehmend auf 8, beginnt ein anderes CT-Herstellungsverfahren 118 in Schritt 120 mit der Erzeugung eines Blocks aus Szintillatormaterial. Der Block wird anschließend in Schritt 122 auf einem Block aus einem thermoplastischen Material angeordnet. Der Szintillatorblock und der thermoplastische Block werden danach gemäß bekannter Würfelschnittverfahren in Schritt 124 in Würfel geschnitten. Vorzugsweise wird lediglich ein Abschnitt des thermoplastischen Blocks 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 zwischen den aus dem Würfelschnittverfahren sich ergebenden Szintillatorzellen gelegt. Im Gegensatz zu dem gemäß 7 konstruierten CT-Detektor, wird zwischen den durch den gespritzten Reflektor gebildeten Reflektorplatten kein optisches Epoxidharz verwendet. Da das thermoplastische Material während des Würfelschneidens nicht vollständig durchgeschnitten wird, bleibt, wie oben erörtert, eine dünne thermoplastische Schicht erhalten, die anstelle eines optischen Epoxidharzes verwendet wird, um das Szintillatorarray an dem Photodiodenarray zu befestigen. Das Verfahren 118 endet bei 128, wonach der CT-Detektor einer zusätzlichen Verarbeitung und Fertigung gemäß bekannter Techniken unterworfen wird.

Die oben beschriebenen Prozesse sind mit Änderungen an dem Szintillatorarray verbunden. Im Gegensatz dazu erzeugt das Verfahren nach 9 die Reflektorplatten durch ein Ätzen des Photodiodenarrays. Insbesondere beginnt ein Verfahren 130 in Schritt 132 mit der Bildung eines Photodiodenarrays. In Schritt 134 wird das Photodiodenarray mit einem Film aus einem Halbleitermaterial oder anderen geeigneten Werkstoffen beschichtete. Vorzugsweise wird eine dünne Schicht aus Silizium aufgebracht oder thermisch gezüchtet, und es wird dieser erlaubt auf der Lichtempfangsfläche der Photodiode auszuhärten. Es sollten Halbleitermaterialien verwendet werden, die die Lichtsammelfähigkeiten des Photodiodenarrays nicht negativ beeinflussen. Die Fläche des Photodiodenarrays wird anschließend in Schritt 136 mittels Standardverfahren der Halbleiterherstellung maskiert und plasmageätzt, um ein Raster zu bilden. Vielfältige Halbleiterherstellungsverfahren kommen in Betracht, beispielsweise chemisches Ätzen, mechanisches Ätzen, Ionenstrahlfräsen, und dergleichen. Das Ergebnis des Ätzverfahrens sollte eine Reihe durch das Halbleitermaterial gebildeter offener Zellen sein. Die offenen Zellen sollten vertikal mit den Lichtdetektionsflächen des Photodiodenarrays fluchten. Die offenen Zellen werden anschließend in Schritt 138 mit einem optischen Epoxidharz gefüllt, um in Schritt 140 das Photodiodenarray an dem Szintillatorarray zu befestigen. Die sich ergebende Anordnung wird anschließend einer Nachverarbeitung nach Standardverfahren unterworfen, woraufhin das Verfahren in Schritt 142 beendet ist.

Das in 10 veranschaulichte Verfahren verwendet ein Zwischenelement, das nicht mit dem Szintillatorarray oder dem Photodiodenarray integriert ist. Ein Herstellungsverfahren 144 beginnt in Schritt 146 mit der Bildung eines Szintillatorarrays und eines Photodiodenarrays gemäß bekannter Fertigungstechniken. In Schritt 148 wird anschließend aus einer Platte aus dünnem Metall oder einem anderen Material ein Raster geätzt. Das Raster definiert eine Anzahl von Zellen deren Abmessungen äquivalent zu denjenigen der Szintillatoren und Photodioden sind. Ferner weist das Raster vorzugsweise eine Höhe auf, die gleich der gewünschten Höhe der bisher beschriebenen Lichtübertragungshohlräume ist. Dementsprechend werden die in dem Raster ausgebildeten offenen Zellen in Schritt 150 entweder mit den Szintillatoren des Szintillatorarrays oder mit den Photodioden des Photodiodenarrays fluchtend ausgerichtet. Das Raster wird anschließend in Schritt 152 an den ausgewählten Array gebunden. Die von dem Raster gebildeten offenen Zellen oder Hohlräume können anschließend in Schritt 154 mit einem optischen Epoxidharz gefüllt werden. Das optische Epoxidharz wird anschließend in Schritt 156 verwendet, um das ausgewählte Array an dem anderen Array zu befestigen. Alternativ können die offenen Zellen leer bleiben und das Raster an das andere Array gebunden werden. Das Verfahren endet danach in Schritt 158.

Jedes der oben beschriebenen Herstellungsverfahren bringt einen CT-Detektor mit einem nicht berührenden optischen Koppler hervor, und vermeidet dadurch die Nachteile, die mit einer berührenden optisch koppelnden Schicht verbunden sind. Jedes der Verfahren erzeugt einen CT-Detektor, in dem ein Lichtübertragungshohlraum gebildet wird, der dazu dient, von einem Szintillator ausgehende Lichtemissionen in Richtung einer Photodiode zu bündeln. Der Hohlraum kann mit einem optischen Koppelepoxidharz gefüllt sein oder leer bleiben, und der Szintillator kann an das Photodiodenarray gebunden werden. Bevorzugt ist, dass die Hohlräume mit Epoxidharz gefüllt werden, da dies eine bessere optische Übertragung und die Ausbildung einer festeren Bindung zwischen dem Szintillator und der Photodiode bewirkt.

Nun Bezug nehmend auf 11, umfasst ein Paket/Gepäck-Inspizierungssystem 160 einen drehbaren Gantryrahmen 162 mit einer Öffnung 164 darin, durch die Pakete oder Gepäckstücke befördert werden. Der drehbare Gantryrahmen 162 beherbergt eine Quelle 166 hochfrequenter elektromagnetischer 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 und fortlaufend zu untersuchende Pakete oder Gepäckstücke 176 durch die Öffnung 164 zu bewegen. Objekte 176 werden durch die Öffnung 164 mittels des Förderbands 172 zugeführt, anschließend werden Bildgebungsdaten gewonnen, und das Förderband 172 entfernt die Pakete 176 aus der Öffnung 164 in einer gesteuerten und fortlaufenden Weise. Auf diese Weise ist es Paketkontrolleuren, Gepäckabfertigungspersonal und sonstigem Sicherheitspersonal möglich, den Inhalt der Pakete 176 nach Explosivstoffen, Messern, Waffen, Schmuggelware, usw. nicht invasiv zu durchsuchen.

Dementsprechend enthält ein CT-Detektor gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung eine Vielzahl von Szintillatoren, die in einem Array angeordnet sind, um Röntgenstrahlen zu empfangen und in Antwort auf die empfangenen Röntgenstrahlen Licht auszustrahlen. Mehrere Lichtdetektionselemente sind in einem Array angeordnet, das hinsichtlich der Abmessungen dem Szintillatorarray ähnelt, und sind konfiguriert, um von den Szintillatoren ausgestrahltes Licht zu detektieren. Ein nicht berührender optischer Koppler dient dann dazu, die Vielzahl von Szintillatoren an den vielen Lichtdetektionselementen zu befestigen.

Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung umfasst ein CT-System einen drehbaren Gantryrahmen mit einer darin angeordneten zentrischen Öffnung und einer Liege, die sich innerhalb der Öffnung vor- und zurückbewegen lässt und konstruiert ist, um ein Objekt für eine CT-Datenerfassung zu positionieren. Eine Quelle zur Projektion hochfrequenter elektromagnetischer Energie wird innerhalb des drehbaren Gantryrahmens positioniert und ist konstruiert, um elektromagnetische Energie hoher Frequenz in Richtung des Objekts zu projizieren. Das CT-System enthält ferner ein innerhalb des drehbaren Gantryrahmens angeordnetes Detektorarray, das konfiguriert ist, um die durch die Projektionsquelle projizierte und auf das Objekt auftreffende elektromagnetische Energie hoher Frequenz zu erfassen. Das Detektorarray enthält eine Vielzahl von Szintillatoren, die in einem Szintillatorarray angeordnet sind, sowie eine Vielzahl von Photodioden, die in einem Photodiodenarray angeordnet sind. Zwischen dem Szintillatorarray und dem Photodiodenarray ist ein Lichtkollimator angeordnet, der eine Vielzahl von Lichtübertragungshohlräumen aufweist.

Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung umfasst ein Verfahren zur Herstellung eines CT-Detektors die Schritte: Ausbilden eines Szintillatorarrays mit einer Vielzahl von Szintillatoren und Ausbilden eines Photodiodenarrays mit einer Vielzahl von Photodioden. Ein offene Zellen aufweisender Kollimator wird anschließend zwischen den Arrays angeordnet. Die sich ergebende Anordnung wird anschließend in sich befestigt.

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.

Die vorliegende Erfindung wurde anhand des bevorzugten Ausführungsbeispiels beschrieben, und es ist klar, dass äquivalente, alternative und modifizierte Ausführungsbeispiele neben den ausdrücklich genannten möglich sind und im Schutzumfang der beigefügten Ansprüche liegen.


Anspruch[de]
  1. CT-Detektor (20), der aufweist:

    eine Vielzahl von Szintillatoren (57), die in einem Array (82) angeordnet sind, um Röntgenstrahlen (16) zu empfangen und in Reaktion auf den Empfang von Röntgenstrahlen Licht (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

    einen nicht berührenden optischen Koppler, um die Vielzahl von Szintillatoren (57) an der Vielzahl von Lichtdetektionselementen (60) zu befestigen.
  2. CT-Detektor (20) nach Anspruch 1, bei dem der nicht berührende optische Koppler eine Vielzahl von integrierten Reflektorelemente (88) umfasst.
  3. CT-Detektor (20) nach Anspruch 2, bei dem die Vielzahl von integrierten Reflektorelementen (88) geeignet angeordnet 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 jede optische Kopplungszelle ein optisches Epoxidharz (112) enthält.
  5. CT-Detektor (20) nach Anspruch 3, bei dem jede optische Kopplungszelle ein thermoplastisches Material (122) enthält.
  6. CT-Detektor (20) nach Anspruch 1, bei dem der nicht berührende optische Koppler einen rasterartigen Schirm enthält, der zwischen der Vielzahl von Szintillatoren (57) und der Vielzahl von Lichtdetektionselementen (60) eine Vielzahl von Lichtübertragungshohlräumen (90) definiert.
  7. CT-Detektor (20) nach Anspruch 6, bei dem der rasterartige Schirm ein geätztes metallenes Raster (148) umfasst, das an die Vielzahl von Szintillatoren (57) gebunden ist.
  8. CT-Detektor (20) nach Anspruch 6, bei dem die Lichtübertragungshohlräume (90) eine optisches koppelndes Epoxid (154) enthalten.
Es folgen 9 Blatt Zeichnungen






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