DE69532575T2

DE69532575T2 - CT-Vorrichtungen

Info

Publication number: DE69532575T2
Application number: DE69532575T
Authority: DE
Inventors: Dale J. Painesville Bendula; Heang K. Chesterland Tuy
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1994-12-06
Filing date: 1995-11-09
Publication date: 2004-12-16
Anticipated expiration: 2015-11-10
Also published as: DE69532575D1; EP0715830A1; US5592523A; JPH08229030A; EP0715830B1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Computer-Tomographie-Scanner (CT-Scanner).
Bisher umfassten CT-Scanner eine Vielzahl von diskreten Strahlungsdetektoren, die die Röntgenstrahlung, die den Untersuchungsbereich eines Patienten durchquert hat, in elektronische Signale umwandeln. Jeder Strahlungsdetektor umfasste eine strahlungsempfindliche Fläche, die die empfangene Strahlung in eine entsprechende Lichtmenge umwandelt, zum Beispiel einen Szintillationskristall. Eine Festkörper-Photodiode war vorgesehen, um das von dem Szintillationskristall emittierte Licht in analoge elektrische Signale umzuwandeln, die die Intensität des vom Kristall emittierten Lichts und damit die Intensität der empfangenen Strahlung angeben.
Die Strahlungsdetektoren waren separat auf einer Leiterplatte angeordnet. Jede Leiterplatte war mit einem linearen Photodioden-Array und angebrachten Szintillationskristallen bestückt. Darüber hinaus war ein Vorverstärker auf der Leiterplatte vorgesehen und mit jedem Photodetektorausgang verbunden, um den Photodiodenstrom in eine entsprechende Spannung innerhalb des Dynamikbereichs des Analog-Digital-Umsetzungssystems umzusetzen.
Die analogen Signale von der Leiterplatte wurden einem zentralen Verarbeitungsbereich zugeführt, wo sie von ihrem analogen Zustand in ein entsprechendes digitales Signal umgesetzt wurden. Die analogen Signale wurden über ein langes Bussystem, das sich um den Scanner herum erstreckte, an den zentralen Verarbeitungsbereich weitergeleitet.
Ein Problem bezieht sich auf die Verschlechterung der analogen Signale auf ihrem Weg über das lange Bussystem zwischen den Strahlungsdetektoren und dem zentralen Verarbeitungsbereich.
CT-Scanner arbeiten in einer Umgebung mit einer Fülle von elektromagnetischen Hochfrequenz-Störsignalen, deren Frequenzen über ein breites Band schwanken. Zu den Quellen von Störsignalen zählen in der Nähe betriebene elektrische Bauteile, Anlagen, Signale von anderen Detektoren und Ähnliches. Die langen Bussysteme enthalten lange Leitungsdrähte, die unbeabsichtigt als Antennen fungieren, indem sie elektromagnetische Störsignale aufnehmen und in analoge Signale umwandeln. Die analogen Störsignale werden den analogen Signalen von den Detektoren überlagert und hiermit gemischt. Die überlagerten Störsignale treten bei der Rekonstruktion zu Bildern als Rauschen und fiktive Daten in Erscheinung. Die resultierenden Bilder werden durch Rauschen, Doppelkonturen und andere Artefakte beeinträchtigt.
Scanner nach dem Stand der Technik sammelten üblicherweise Daten von einer einzigen Schicht oder einer kleinen Anzahl an Schichten. Um ein Volumen abzutasten, wurde der Patient in Längsrichtung verschoben, und zwar entweder in Schritten nach jeder Schicht, um eine Vielzahl von parallelen Schichten zu erzeugen, oder kontinuierlich für eine Wendelabtastung. Die wiederholte Rotation des Röntgenstrahlenbündels um das Objekt war zeitaufwändig und belastend für die Röntgenröhre und den Röntgengenerator. Eine derartige Vorrichtung wird zum Beispiel in der US-amerikanischen Patentschrift US-A-4719100 beschrieben. Insbesondere wird hier ein Tomographie-Scanner entsprechend der Definition in der Einleitung von Anspruch 1 geschildert.
Die vorliegende Erfindung hat zur Aufgabe, einen CT-Scanner zu schaffen, in dem die oben beschriebenen Probleme gemildert werden.
Die Aufgabe der Erfindung wird durch einen Computer-Tomographie-Scanner nach Anspruch 1 gelöst.
Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass die durch die Strahlungsdetektor-Arrays ausgegebenen Signale in digitaler Form vorliegen und unempfindlich gegen die Effekte der umgebenden Störstrahlung sind.
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie die Gewinnung eines hochwertigen Signals mit einer sehr hohen Geschwindigkeit erleichtert. Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass das Szintillationskristall-Array, das Photodetektor-Array, der Verstärker und der Analog-Digital-Umsetzer integral mit dem Substrat gebildet werden können, um mit Hilfe von herkömmlichen Herstellungsverfahren eine voll integrierte Hybridschaltung zu schaffen.
Ein erfindungsgemäßer CT-Scanner wird im Folgenden unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beispielhaft beschrieben. Es zeigen:
1 den CT-Scanner;
2 eine Gruppierung von Detektor-Arrays des CT-Scanners aus 1 zur Aufnahme von kegelförmigen Röntgenstrahlenbündeln;
3 ein Szintillationskristall-Array und ein Photodetektor-Array eines Detektor-Arrays aus 2 in Kombination mit einer integrierten Schaltung;
4 ein Blockschaltbild mit einer Ausführungsform der integrierten Schaltung aus 3; und
5 ein Blockschaltbild mit einer zweiten Ausführungsform der integrierten Schaltung aus 3.
In 1 bildet der CT-Scanner 10, der für den Einsatz in der medizinischen diagnostischen Bildgebung vorgesehen ist, selektiv Regionen eines Patienten (nicht abgebildet), der auf einem Patiententisch 12 in einem Abtastkreis oder dem Untersuchungsbereich 14 liegt, ab. Der Patiententisch 12 ist in Längsrichtung positionierbar. Der CT-Scanner hat eine Röntgenröhre 16, die ein Röntgenstrahlenbündel auf den zu untersuchenden Teil des Patienten emittiert. Ein Kollimator 18 kollimiert die Röntgenstrahlung zu einem kegelförmigen Strahlenbündel. Wenn der Untersuchungsbereich 14 mit Röntgenenergie bestrahlt wird, wird ein Prozentsatz der Röntgenstrahlung, die den Untersuchungsbereich 14 erreicht, durch den Körper des Patienten absorbiert. Der Umfang der Absorption hängt von der Dichte der Knochen oder des Gewebes ab, auf die/das die Röntgenstrahlung auftrifft. Die Röntgenenergie der Röntgenstrahlen, die den Körper des Patienten verlassen, stellt entlang jedes Strahlengangs eine lineare Integration der Strahlungsabsorption jedes inkrementellen Patientenelements entlang des Strahlengangs dar. Die Absorption weist auf die relativen Gewebe- und Knochendichten hin.
Weiterhin unter Bezugnahme auf 1 und mit weiterer Bezugnahme auf 2 empfängt eine Vielzahl von Detektor-Arrays 20 Strahlung, die den Untersuchungsbereich 14 durchquert hat. In dem dargestellten Ausführungsbeispiel sind dreizehn Arrays angeordnet, um einen Strahlenkegel mit kreisförmigem oder rechteckigem Querschnitt zu empfangen. Jedes Array 20 ist entlang einer Ebene senkrecht zur Mittellinie des kegelförmigen Röntgenstrahlenbündels angeordnet und für die Rotation mit dem Röntgenstrahlenbündel montiert. Kegelförmige Strahlenbündel ermöglichen die Abbildung einer größeren volumetrischen Region des Patienten pro Zeiteinheit als im Vergleich zu einer Patientenregion, die mit herkömmlichen fächerförmigen Strahlenbündeln abgebildet wird.
Weiterhin Bezug nehmend auf 2 und mit weiterem Bezug auf 3 umfasst jedes Detektor-Array 20 ein n × m Array von Szintillationskristallen 22 und ein n × m Array von Photodetektoren 24, die mit einer integrierten Schaltung 26 verbunden oder vorzugsweise in diese integriert sind. Das Szintillationskristall/Photodetektor-Array 20 ist mit einer hellen opaken, röntgendurchlässigen Beschichtung (nicht abgebildet) versehen, um zu verhindern, dass störendes Licht die Kristalle 22 oder Photodetektoren 24 erreicht. Die Szintillationskristall- und Photodetektor-Arrays 22, 24 sind vorzugsweise unter Verwendung von konventionellen Festkörper-Bauelement-Herstellungsverfahren voll mit der integrierten Schaltung 26 integriert. Wie weiter unten beschreiben, können die Szintillationskristalle 22 und Photodetektoren 24 jedoch alternativ mit Hilfe herkömmlicher Bonding-Verfahren mit der integrierten Schaltung 26 verbunden sein.
Die Szintillationskristalle 22 sind aus Kadmiumwolframat oder anderen ähnlichen Werkstoffen gebildet, die in der Lage sind, nach der Anregung mit Röntgenstrahlung sichtbares Licht zu erzeugen. Für ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel werden 16 × 16 Arrays von Szintillationskristallen 22 mit einer Fläche von 1 Quadratmillimeter verwendet. Es ist darauf hinzuweisen, dass eine größere oder kleinere Anzahl von Szintillationskristallen 22 von unterschiedlicher Breite ebenfalls verwendet werden kann, ohne von dem erfinderischen Konzept der vorliegenden Anmeldung abzuweichen. Jeder Szintillationskristall 22 eines 16 × 16 Arrays ist optisch mit konventionellem optischen Kopplungszement oder Ähnlichem mit einem entsprechenden Photodetektor eines 16 × 16 Arrays von Photodetektoren 24 gekoppelt.
Während einer typischen Röntgenuntersuchung wird der Patient zwischen die Röntgenquelle 16 und die Detektorarrays 20 gebracht. Die Szintillationskristalle 22 wandeln die Röntgenstrahlung, die durch den Untersuchungsbereich geleitet wird, in entsprechende Lichtphotonen um. Die Photodetektoren 24 wandeln die Lichtphotonen in elektrische Signale um, die die integrierte Röntgenabsorption entlang des entsprechenden Strahlengangs angeben.
Röntgenstrahlen, die den Untersuchungsbereich 14 durchquert haben, werden durch die Vorderseite eines Szintillationskristalls 22 empfangen. Der Szintillationskristall 22 wandelt diese Röntgenstrahlen in sichtbares Licht mit einer charakteristischen Wellenlänge um. Das sichtbare Licht verlässt jedes Szintillationskristall 22 über eine Fläche, die optisch mit einem der Photodetektoren 24 gekoppelt ist. Alle Flächen der Szintillationskristalle 22, mit Ausnahme der Fläche, die optisch mit einem Photodetektor 24 gekoppelt ist, sind mit einer röntgendurchlässigen, optischen hellen opaken Beschichtung (nicht abgebildet) überzogen, z. B. einer Aluminiumbeschichtung. Vorzugsweise ist die Beschichtung reflektierend, so dass im Wesentlichen alles Licht auf den Photodetektor 24 reflektiert wird. Räumliche Intensitätsmuster des von den Szintillationskristall-Arrays emit tierten Lichts sind proportional zu den räumlichen Mustern der Röntgenstrahlung, die den Untersuchungsbereich 14 durchquert hat.
Jeder der Szintillationskristalle 22 ist auf einem Photodetektor eines 16 × 16 Arrays von Photodetektoren 24 montiert, um das von dem Szintillationskristall 22 emittierte Licht in diskrete elektrische Ladung umzuwandeln. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird ein 16 × 16 Array von Photodetektoren 24 mit jeweils einer Fläche von einem Quadratmillimeter verwendet. Es ist zu beachten, dass auch andere Anzahlen von Photodetektoren 24 und Szintillationskristallen 22 benutzt werden können. Die Technologie der Bildung eines 16 × 16 Arrays von Photodetektoren ist problemlos verfügbar. Photodetektoren in Form von Photodioden werden im Allgemeinen in einer kontinuierlichen Folie hergestellt, die eine einzelne sehr große Photodiode bildet. Durch Ätzen oder Schneiden der Oberflächenschicht, aber nicht des Substrats, wird die große Photodiodenfolie in ein Array von kleinen Photodioden unterteilt.
Es ist zu beachten, dass die Photodetektoren 24 durch andere Einrichtungen als Photodioden gebildet werden können. Photokondensatoren, Photowiderstände, ladungsgekoppelte Elemente (Charge-coupled devices, CCD) und Ähnliches sind mögliche Alternativen.
Licht von jedem Szintillationskristall 22 wird durch den zugehörigen Photodetektor 24 in einen entsprechenden Ladungswert umgewandelt. In einer Photodiode schaffen Lichtphotonen Ladungspaare in einer aktiven Oberflächenschicht. Die Ladung wird von der aktiven Schicht durch Detektionsschaltungen zum Substrat geführt, um einen Ausgangsstrom zu erzeugen, der proportional zu der Anzahl der empfangenen Lichtphotonen ist. In einem ladungsgekoppelten Element wird jede Zelle auf ein vorgegebenes Niveau geladen. Jedes empfangene Lichtphoton gibt eine entsprechende Einheitsladung ab. Die Differenz zwischen der anfänglichen Ladung und der verbleibenden Ladung ist proportional zu der Anzahl der empfangenen Lichtphotonen.
Bezug nehmend auf 4 ist unterhalb des Photodetektor-Arrays und mit diesem gebondet eine integrierte Schaltung 26 angeordnet, die sowohl analoge als auch digitale Signale verarbeitet. Die integrierte Schaltung 26 ist auf einem Substrat 50 gebildet und umfasst Ladungsspeicherelemente 52, von denen mehrere Zellen gezeigt sind, und Signalverarbeitungsschaltkreise 54. In der Ausführungsform aus 4 sammeln und speichern die Ladungsspeicherelemente 52 Ladung von den Ausgangsströmen der Photodetektoren, bis sie durch die nachgeschalteten Verarbeitungsschaltkreise ausgelesen wird.
Jeder Photodetektor 24 ist mit Ladungsspeicherelementzellen von zwei verschiedenen Gruppen von Ladungsspeicherelementen 56, 58 verbunden. Die Ladungsspeicherelemente „sammeln" Photodetektorladung, indem sie während eines Röntgenbelichtungsintervalls Ladung speichern. Sowohl die erste als auch die zweite Gruppe 56, 58 der Ladungsspeicherelemente 52 arbeitet in einem Doppelpuffermodus, bei dem eine Gruppe, während sie angeschlossen ist, Ladung von entsprechenden Photodetektoren sammelt, während auf die andere Gruppe durch die nachgeschalteten Schaltkreise der integrierten Schaltung zugegriffen wird, was im Folgenden ausführlicher beschrieben wird. Es ist zu beachten, dass der Doppelpuffermodus eine schnellere Datenausgabe von dem Strahlungsdetektor-Array liefert.
Die erste und die zweite Ladungsspeicherelementgruppe 56, 58 haben vorzugsweise die Form von ersten und zweiten Kondensatorgruppierungen, die integral auf dem Substrat gebildet sind. Um Ausgabe der angesammelten Ladung zu vereinfachen, werden Kondensatorreihen in einer Gruppierung sequentiell auf einen gemeinsamen Bus (nicht abgebildet) geschaltet, wobei auf die gespeicherten angesammelten Ladungen in jeder Reihe durch nachgeschalteten Schaltkreise seriell zugegriffen wird, während die Kondensatoren in der anderen Gruppierung weiterhin Ladung ansammeln.
In einer alternativen Ausführungsform haben die erste und die zweite Gruppe 56, 58 der Ladungsspeicherelemente 52 die Form von Ladungsinjektions-Bauelementen (englisch: charge injected device, CID) oder ladungsgekoppelten Bauelementen (charge coupled device, CCD). Die CCDs oder CIDs sind in Reihen miteinander verbunden, um ein analoges Schieberegister zu bilden. Gesammelte Ladungen in jeder Reihe werden seriell verschoben, bis sie von den nachgeschalteten Schaltkreisen gelesen werden. Wieder sammelt eine der Gruppen 56, 58, die erste oder die zweite, vom Photodetektor erzeugte Ladungen, während die andere Gruppe die gesammelte Ladung zu den nachgeschalteten Schaltkreisen verschiebt.
Die oben genannten Strahlungsdetektor-Arrays 20 wurden als ein Array von Photodetektoren 24 enthaltend beschrieben, die jeweils abwechselnd mit den entsprechenden Speicherelementen 52 in der ersten und der zweiten Gruppe 56, 58 verbunden sind. In anderen Ausführungsformen (nicht abgebildet) könnte jeder Photodetektor selektiv mit einem einzelnen Ladungsspeicherelement verbunden sein, ohne von dem erfinderischen Konzept der vorliegenden Erfindung abzuweichen. Um den oben beschriebenen Doppelpuffermodus aufrechtzuerhalten, dienen die Photodetektoren in dieser Ausführungsform zusätzlich zu ihrer Funktion als Element zum Umwandeln von Licht in elektrische Ladung auch als Ladungsspeicherelemente. Photodetektoren in Form von Photokondensatoren sammeln zum Beispiel die hierdurch während eines Röntgenuntersuchungsintervalls erzeugte Ladung. Am Ende des Röntgenuntersuchungsintervalls werden die angesammelten Ladungen in jedem Photokondensator an ein entsprechendes Ladungsspeicherelement übertragen. Anschließend werden die in dem Ladungsspeicherelement gespeicherten Ladungen sequentiell durch nachgeschaltete Schaltkreise ausgelesen, während die Photokondensatoren weiter elektrische Ladung aus umgewandeltem Licht sammeln.
Die integrierte Schaltung 26 umfasst ferner einen oder mehrere Analog-Digital-Umsetzer 62, die integral auf dem Substrat 50 gebildet sind und mit den nachgeschalteten Schaltkreisen verbunden sind, wobei analoge Signale, die den gesammelten Ladungen entsprechen, in digitale Signale umgesetzt werden. Die durch ein Detektor-Array 20 ausgegebenen digitalen Signale werden durch einen oder mehrere Schleifringe (nicht abgebildet) von der rotierenden Gantry des CT-Scanners 10 an die stationäre Gantry übertragen. Optional wird eine Datenkompressionsschaltung verwendet, um das Volumen der zwischen der rotierenden und der stationären Gantry übertragenen digitalen Daten zu reduzieren.
Die integrierte Schaltung 26 umfasst weiterhin einen oder mehrere Multiplexer 64 und einen oder mehrere Verstärker 66, die integral auf dem Substrat 50 gebildet sind. Die Verstärker 66 sind jeweils mit den Ladungsspeicherelementen 52 verbunden und verstärken die durch die darin gesammelten Ladungen erzeugten analogen Signale.
Die Verstärker 66 sind so mit den Ladungsspeicherelementen 52 verbunden, dass gesammelte Ladungen von unterschiedlichen Ladungsspeicherelementen durch die gleichen Verstärker 66 verstärkt werden können. Ladungsspeicherelemente 52 sind zum Beispiel auf dem Substrat in Arrays von Spalten und Reihen angeordnet. Jede Reihe der Ladungsspeicherelemente 52 ist selektiv mit einem entsprechenden Verstärker verbunden. Insbesondere ist jeder gemeinsame Bus, auf den eine Reihe von Ladungsspeicherkondensatoren sequentiell geschaltet wird, mit einem Eingang eines entsprechenden Verstärkers 66 verbunden. In dieser Anordnung werden gesammelte Ladungen in der Reihe seriell in die angeschlossenen Verstärker 66 eingegeben. Auf ähnliche Weise kann jedes analoge Schieberegister, das durch Verbinden einer Reihe von ladungsgekoppelten Bauelementen oder Ladungsinjektions-Bauelementen gebildet wird, mit dem Eingang eines entsprechenden Verstärkers 66 verbunden sein. Bei dieser Anordnung können die gesammelten Ladungen zwischen benachbarten Ladungsspeicherelementen verschoben werden, bis sie an einen Verstärker 66 weitergegeben werden. Bei jeder der beiden Anordnungen ist zu beachten, dass die Verstärker 66 analoge Signale parallel ausgeben.
Bezug nehmend auf 5 ist in einer alternativen Ausführungsform jeder Verstärker 66 abwechselnd mit zwei Reihen 56, 58 von Ladungsspeicherelementen 52 verbunden, die in der Doppelpufferkonfiguration mit einer gemeinsamen Reihe von Photodetektoren 54 verbunden sind. Bei dieser Anordnung werden gesammelte Ladungen von einer Reihe 56 oder 58 von Ladungsspeicherelementen 52 seriell einem entsprechenden Verstärker 66 zugeführt, während die andere Reihe 58 oder 56 von den Photodetektoren 54 erzeugte Ladung ansammelt. Es ist anzumerken, dass die Anzahl der Verstärker 66 auf der integrierten Schaltung 26 bei dieser Anordnung verringert wird, was zu Einsparungen bei der Leistungsaufnahme führt, weil Verstärker typischerweise relativ große Ströme erfordern, um effizient zu arbeiten.
Optional sind Multiplexer 64 zwischen die Verstärker 66 und den Analog-Digital-Umsetzer 62 geschaltet. Jeder Multiplexer 64 ist integral auf dem Substrat 50 gebildet. Bei dieser Anordnung werden die durch die Verstärker 66 ausgegebenen analogen Signale auf eine einzelne Leitung gemultiplext, bevor sie in digitale Signale umgesetzt werden.
Wie oben beschrieben, setzt der Analog-Digital-Umsetzer 62 analoge Signale in entsprechende digitale Ausgangssignale um. Diese digitalen Ausgangssignale werden über den Schleifring an die stationäre Gantry weitergeleitet.
Das Bonden der Photodetektoren an eine integrierte Schaltung führt oft zu Photodetektoren mit ungleichen Eigenschaften. Die Ungleichheit der Photodetektoren kann darin bestehen, dass sie Vorspannungs-Offsets erzeugen, die in die angesammelte Ladung innerhalb des Detektors selbst oder eines angeschlossenen Ladungsspeicherelements aufgenommen werden können. Der Vorspannungs-Offset kann leicht oder extrem sein. Die Offset-Vorspannung ist jedoch typischerweise von Detektor zu Detektor verschieden. Im Extremfall führt die Offset-Vorspannung dazu, dass analoge Signale außerhalb des dynamischen Bereichs der Verstärker liegen. In diesem Fall könnten Wechselspannungsanteile des analogen Signals, die der auf die Szintillationskristalle auftreffenden Röntgenstrahlung entsprechen, unbeabsichtigt durch den Verstärker herausgefiltert werden.
Das Substrat 50 umfasst weiterhin Gatter (nicht abgebildet) zum Verbinden der Ladungsspeicherelemente 52 mit den Verstärkern 66. In dem CCD-Ausführungsbeispiel ist die Schaltung zum sequentiellen Takten der Ladungswerte über das Array zu den Verstärkern 66 auf dem Substrat 50 montiert.
Die digitalen Daten von den Detektoren 20 werden in einem Datenspeicher 80 gesammelt. Ein Kegelstrahlenbündel-Rekonstruktionsprozessor 82 rekonstruiert die Daten zu einer volumetrischen Bilddarstellung, die in einem Bildspeicher 84 gespeichert wird. Ein geeignetes Kegelstrahlenbündel-Rekonstruktionsverfahren ist in „An Inversion Formula for Cone-Beam Reconstruction", SIAM Journal of Applied Mathematics, Tuy, H. K., S. 546–552 (1983) beschrieben. Ein Videoprozessor 86 greift selektiv auf die Daten aus dem Bildspeicher zu, um Schichtbilder, 3D-Wiedergaben und andere vom Benutzer geforderte Darstellungen für die Anzeige auf einem Videomonitor 88 zu erzeugen, wie dies in der Technik üblich ist.
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auch auf Scanner der vierten Generation. Durch die Anbringung eines Rings aus den oben beschriebenen 16 × 16 Arrays um die stationäre Gantry werden Daten von sechszehn Schichten gleichzeitig aufgenommen. Selbstverständlich können Arrays mit anderer Größe, zum Beispiel 4 × 6 Arrays, ebenfalls verwendet werden. Text in der Zeichnung Figur 1

Data memory Datenspeicher

Recon proc. Rekonstruktionsprozessor

Image memory Bildspeicher

Video proc. Videoprozessor

Figur 4 und 5

Multiplexer Multiplexer

Analog to digital converter Analog-Digital-Umsetzer

Claims

Computer-Tomographie-Scanner mit – einer Röntgenstrahlungsquelle (16) zum selektiven Emittieren von eindringender Röntgenstrahlung, die einen Untersuchungsbereich (14) durchquert, und – einem Bildrekonstruktionsmittel (82) zum Rekonstruieren von Bildern, die ein Objekt in dem Untersuchungsbereich (14) darstellen, mit Hilfe digitaler Signale, – einer Vielzahl von Strahlungsdetektor-Arrays (20), die gegenüber der Strahlungsquelle (16) angeordnet sind, wobei jedes Detektor-Array (20) Folgendes umfasst: – (i) eine Vielzahl von Szintillationskristallen (22), die in einem n × m Array angeordnet sind, wobei m und n Ganzzahlen sind und jeder der genannten Szintillationskristalle Röntgenstrahlung in sichtbares Licht umwandelt, – (ii) ein Substrat (50), und – (iii) eine Vielzahl von mit dem Substrat (50) verbundenen Photodetektoren (24), die in einem n × m Array angeordnet sind und optisch mit dem Szintillationskristall-Array gekoppelt sind, wobei jeder Photodetektor (24) sichtbares Licht in elektrische Ladung umwandelt; – einer Vielzahl von auf dem Substrat (50) gebildeten Ladungsspeicherelementen (52) zum Sammeln und Speichern von Ladung, wobei jeder Photodetektor (24) selektiv mit einem entsprechenden Ladungsspeicherelement (52) verbunden ist, um die hiermit gespeicherte analoge Ladung entsprechend der in Reaktion auf das empfangene Licht erzeugten Ladung zu verändern; – einer Vielzahl von auf dem Substrat (50) gebildeten Verstärkern (66), die mit den Ladungsspeicherelementen (52) verbunden sind, um die gespeicherten analogen Ladungen selektiv zu verstärken, wobei der Scanner gekennzeichnet ist durch: – einen auf dem Substrat (50) gebildeten Analog-Digital-Umsetzer (62), der mit den Verstärkern (66) verbunden ist, um die verstärkten analogen Ladungen in digitale Signale zur Rekonstruktion umzuwandeln; und dadurch, dass – das Substrat unterhalb des Photodetektor-Arrays angeordnet ist.
Scanner nach Anspruch 1, wobei die Ladungsspeicherelemente (52) eine erste und eine zweite Gruppe (56, 58) von Ladungsspeicherelementen (52) umfassen und wobei jeder der Photodetektoren (24) für die abwechselnde Verbindung mit einem entsprechenden der Ladungsspeicherelemente (52) der ersten Gruppe (56) und einem entsprechenden der Ladungsspeicherelemente (52) der zweiten Gruppe (58) vorgesehen ist, so dass die Photodetektoren (24), während die Verstärker (66) ein analoges Signal von den Ladungsspeicherelementen (52) von einer der beiden Gruppen (56, 58) erzeugen, die Ladung in den Ladungsspeicherelementen (52) der anderen Gruppe (56, 58) verändern.
Scanner nach Anspruch 1 oder 2, wobei jedes Strahlungsdetektor-Array (20) weiterhin Folgendes umfasst: einen auf dem Substrat (50) gebildeten Multiplexer (64), der selektiv mit den Verstärkern (66) verbunden ist und mit dem Analog-Digital-Umsetzer (62) verbunden ist.
Scanner nach Anspruch 1, wobei jedes Strahlungsdetektor-Array (20) Folgendes umfasst: – eine erste und eine zweite Gruppe (56, 58) von Ladungsspeicherelementen (52), wobei jeder Photodetektor (24) für eine abwechselnde Verbindung mit einem der Ladungsspeicherelemente (52) aus der ersten Gruppe (56) und der zweiten Gruppe (58) vorgesehen ist; – eine zweite Vielzahl von Verstärkern (66), die mit der zweiten Gruppe (58) der Ladungsspeicherelemente (52) verbunden ist; – einen auf dem Substrat (50) gebildeten Multiplexer (64), der selektiv mit den Verstärkern (66) verbunden ist; und – mindestens einen zweiten auf dem Substrat (50) gebildeten Analog-Digital-Umsetzer (62), der mit einem Ausgang des Multiplexers (64) verbunden ist, wobei der erste und der zweite Analog-Digital-Umsetzer (62) für den parallelen Betrieb vorgesehen sind.
Scanner nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die Ladungsspeicherelemente (52) integral in Spalten und Reihen auf dem Substrat (50) gebildet sind und die Ladungsspeicherelemente (52) jeder Reihe selektiv miteinander verbunden sind, um eine Verschiebung der angesammelten Ladung zwischen benachbarten Ladungsspeicherelementen (52) zu erlauben und die den Verstärkern (66) zugeführten gespeicherten Ladungen zu serialisieren.
Scanner nach einem der Ansprüche 1 bis 5 mit Vorspannungs-Offset-Korrekturmitteln.
Scanner nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Photodetektoren (24), die Ladungsspeicherelemente (52) und die Verstärker (6) integral auf dem Substrat (50) gebildet sind.
Scanner nach Anspruch 9, wobei die Szintillationskristalle (22) ebenfalls integral auf dem Substrat gebildet sind.
Scanner nach Anspruch 1, wobei die Detektor-Arrays (20) selbst in einem Array angeordnet sind.
Scanner nach Anspruch 9, wobei die eindringende Röntgenstrahlung, die selektiv von der Röntgenquelle (16) emittiert wird, ein kegelförmiges Strahlenbündel bildet und das Array aus Strahlungsdetektor-Arrays (20) einem Querschnitt des kegelförmigen Strahlenbündels in Querrichtung entspricht.