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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Detektormodul für Röntgen- oder
Gammastrahlung, bei dem die einfallende Röntgen- oder Gammastrahlung über ein
oder mehrere Wandlermaterialien in optische Strahlung umgewandelt
wird.
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Das
vorliegende Detektormodul findet vor allem Anwendung in Computer-Tomographen,
wie sie beispielsweise in der medizinischen Bildgebung eingesetzt
werden, um Bilder des Körperinneren
eines Patienten zu erhalten. Ein Computer-Tomograph umfasst u.a.
eine Einrichtung zur Erzeugung von Röntgenstrahlung, einen Röntgendetektor
und einen Patientenlagerungstisch, mit dem das Untersuchungsobjekt
während
der Untersuchung entlang einer Systemachse, der Z-Achse, im Untersuchungsvolumen bewegt
werden kann. Die Einrichtung zur Erzeugung von Röntgenstrahlung erzeugt ein
Röntgenstrahlbündel, das
von einem um das Untersuchungsvolumen rotierenden Röntgenfokus
ausgeht. Das in einer Schichtebene des Untersuchungsvolumens (X-Y-Ebene)
senkrecht zur Systemachse fächerförmig aufgeweitete
Röntgenstrahlbündel durchdringt bei
Untersuchungen eine Schicht des Untersuchungsobjektes, beispielsweise
eine Körperschicht eines
Patienten, und trifft auf die dem Röntgenfokus gegenüberliegenden
Detektorelemente des Röntgendetektors.
Der Winkel, unter dem das Röntgenstrahlbündel die
Körperschicht
des Patienten durchdringt, und gegebenenfalls die Position des Patientenlagerungstisches
verändern
sich während
der Bildaufnahme mit dem Computer-Tomographen in der Regel kontinuierlich.
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Der
rotierende Röntgenfokus
wird bei Computer-Tomographen der dritten Generation durch eine
Röntgenröhre erzeugt,
die ebenso wie der Röntgendetektor
an einem um das Untersuchungsvolumen rotierbaren Drehrahmen befestigt
ist. Die Rotationsgeschwindigkeit des Drehrahmens wurde in den letzten
Jahren zunehmend erhöht,
um schnellere Scan-Geschwindigkeiten bei der Bildaufzeichnung zu
erreichen. Für
neue Anwendungen der Computer-Tomographie, wie beispielsweise die
Untersuchung des Herzens oder der Durchblutung von Gefäßen, sind
jedoch noch höhere
Scan-Geschwindigkeiten erforderlich. Bei Computer-Tomographen der dritten
Generation ist aus Gründen
der mechanischen Stabilität
und Sicherheit inzwischen eine Grenze erreicht, die aufgrund der
zu bewegenden Massen und der daraus resultierenden hohen Beschleunigungskräfte keine
deutliche Steigerung der Rotationsgeschwindigkeit des Drehrahmens
mehr zulässt.
Aus diesem Grunde wurde in letzter Zeit die Zeilenzahl des eingesetzten
Röntgendetektors
erhöht,
um pro Umdrehung des Drehrahmens ein größeres Volumen erfassen zu können. Dies
erhöht
jedoch das Gewicht und die Kosten des Detektors.
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Aus
der
DE 103 02 565
A1 ist ein weiterer Computer-Tomograph bekannt, bei dem
zwei Röntgenröhren und
zwei Röntgendetektoren
gleichzeitig eingesetzt werden. Auch eine derartige Konstruktion erhöht jedoch
das Gewicht der rotierenden Komponenten und die Gesamtkosten des
Computer-Tomographen.
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Zur
Vermeidung rotierender Komponenten sind inzwischen Computer-Tomographen
der fünften Generation
bekannt, bei denen sowohl die Einrichtung zur Erzeugung von Röntgenstrahlung
als auch der Röntgendetektor
stationär
angeordnet sind. Bei diesen Computer-Tomographen wird ein Target
eingesetzt, das das Untersuchungsvolumen des Computer-Tomographen
in einer Ebene zumindest teilweise umschließt. Auf diesem Target wird
ein sich um das Untersuchungsvolumen bewegender Röntgenfokus
erzeugt, von dem die Röntgenstrahlung
ausgeht. Diese Computer-Tomographen
kommen somit vollständig
ohne eine mechanisch bewegte Röntgenröhre aus.
Das Target erstreckt sich hierbei entweder vollständig oder
zumindest über
einen Winkel von mehr als 180° um
das Untersuchungsvolumen. In gleicher Weise umschließt der Röntgendetektor
das Untersuchungsvolumen entweder vollständig oder über einen Winkel von zumindest
180°. So
zeigen beispielsweise die
US
4,158,142 oder die
US 4,352,021 Computer-Tomographen
der fünften
Generation, bei denen das Target und der Röntgendetektor das Untersuchungsvolumen
jeweils vollständig bzw. über einen
Winkel von 210° umschließen.
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In
nahezu allen Computer-Tomographen werden Detektormodule als Röntgendetektoren
eingesetzt, die im Wesentlichen eine parallele Architektur aufweisen.
Die einfallende Röntgenstrahlung
wird hierbei für
jedes Detektorelement bzw. jeden Detektorkanal entweder direkt oder
indirekt über
optische Strahlung in elektrische Signale gewandelt. Die elektrischen
Signal werden in elektronischen Schaltkreisen integriert und digitalisiert,
die unmittelbar an den Detektorelementen angeordnet sind. Die digitalen Daten
werden anschließend über einen
Hochgeschwindigkeits-Schleifring vom rotierenden zum stationären Teil
des Computer-Tomographen übertragen,
in dem in einem Bildrechner die Bildrekonstruktion stattfindet.
Durch diese parallele Architektur steigen die Detektorkosten proportional
mit der Anzahl an Detektorkanälen
bzw. Detektorzeilen. Die Kosten für ein mehrzeiliges Detektormodul
bei Computer-Tomographen der fünften
Generation sind daher erheblich.
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Die
Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Detektormodul
für Röntgen- oder Gammastrahlung
bereitzustellen, das sich mit mehreren Detektorzeilen bei geringen
Kosten realisieren lässt,
ein geringes Gewicht aufweist und insbesondere für den Einsatz in Computer-Tomographen
der dritten oder fünften
Generation geeignet ist.
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Die
Aufgabe wird mit dem Detektormodul gemäß Patentanspruch 1 oder Patentanspruch
2 gelöst.
Vorteilhafte Ausgestaltungen des Detektormoduls sind Gegenstand
der Unteransprüche
oder lassen sich der nachfolgenden Beschreibung sowie den Ausführungsbeispielen
entnehmen. Die Erfindung betrifft auch die bevorzugte Verwendung
eines derartigen Detektormoduls in einem Computer-Tomographen.
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Das
vorliegende Detektormodul für
Röntgen- oder
Gammastrahlung umfasst ein oder mehrere optische Wellenleiterabschnit te,
die zur Bildung ein oder mehrerer Detektorzeilen nebeneinander angeordnet
und seriell optisch miteinander verbunden sind. Die Wellenleiterabschnitte
beinhalten ein oder mehrere Wandlermaterialien für die Umwandlung einfallender
Röntgen- oder Gammastrahlung
in optische Strahlung. In einer Alternative des vorliegenden Detektormoduls
sind die Wellenleiterabschnitte so ausgebildet, dass in jeweils
benachbarten Bereichen entlang der Wellenleiterabschnitte bei Einfall
von Röntgen-
oder Gammastrahlung optische Strahlung unterschiedlicher Wellenlänge erzeugt
wird. Die Wellenleiterabschnitte weisen somit in dieser Alternative eine
Ortscodierung auf, so dass aufgrund der Wellenlänge der am Ende der verbundenen
Wellenleiterabschnitte ankommenden optischen Strahlung auf den Entstehungsort
der optischen Strahlung geschlossen werden kann. Vorzugsweise ist
dabei jeder eine Detektorzeile bildende Wellenleiterabschnitt so
codiert, dass in unterschiedlichen Bereichen des Wellenleiterabschnitts
optische Strahlung unterschiedlicher Wellenlänge erzeugt wird. Dies kann
durch Variation der eingesetzten Wandlermaterialien in diesem Wellenleiterabschnitt
erfolgen. Vorzugsweise sind hierbei die Wellenleiterabschnitte,
die die unterschiedlichen Detektorzeilen bilden, identisch aufgebaut.
Die unterschiedlichen Zeilen können
hierbei durch den unterschiedlichen Austrittszeitpunkt der optischen
Strahlung aus dem Wellenleiter unterschieden werden. Auf diese Weise
ist es auch möglich,
in einem eine Detektorzeile bildenden Wellenleiterabschnitt unterschiedliche
Teilabschnitte zu bilden, die jeweils identisch codiert sind. Auch
hier kann der Entstehungsbereich bzw. Teilabschnitt, aus dem die
optische Strahlung kommt, über
den Austrittszeitpunkt aus dem Wellenleiter bestimmt werden.
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Bei
der zweiten Alternative des vorliegenden Detektormoduls wird als
Wandlermaterial ein optisch stimulierbares Phosphormaterial eingesetzt,
wie es aus der Radiographie, beispielsweise aus der
US 4,258,264 , bekannt ist. Ein derartiges
Material speichert die Information über die Intensität der auftreffenden
Röntgenstrahlung
und gibt diese Information bei Stimulation mit einem Lichtstrahl,
insbesondere einem Laser strahl geeigneter Wellenlänge, als
optische Strahlung wieder ab. Bei dieser zweiten Alternative des
Detektormoduls kann somit durch Abscannen der einzelnen Detektorzeilen
mit einem Licht- bzw. Laserstrahl geeigneter Wellenlänge die
Information über
die Intensität
der eingefallenen Röntgen- oder
Gammastrahlung, seriell wieder ausgelesen werden. Die Ortsinformation
wird dabei über
den momentanen Auftreffpunkt des Laserstrahls auf den Wellenleiterabschnitt
erhalten.
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Das
vorliegende Detektormodul arbeitet in beiden Alternativen nach dem
Prinzip eines Lichtkollektors. Die einfallende Röntgen- oder Gammastrahlung
wird in den Wellenleiterabschnitten absorbiert und durch Wandlermaterialien,
beispielsweise Szintillatormaterialien oder Phosphormaterialien,
die im Wellenleitermaterial enthalten sind, in optische Strahlung
konvertiert. Die in den optisch seriell miteinander verbundenen
Wellenleiterabschnitten erzeugte und geführte optische Strahlung wird
am Ausgang des verbundenen Wellenleiters einer einzelnen Frequenz und/oder
Zeit auflösenden
Lichtmesseinrichtung zugeführt.
Je nach Alternative und Ausgestaltung des Detektormoduls kann dann
der Entstehungsort der optischen Strahlung entlang der Wellenleiterabschnitte
anhand der Frequenz und/oder der zeitlichen Position der eintreffenden
optischen Strahlung bestimmt werden. Für die Frequenzauflösung wird
im einfachsten Fall ein Gitter eingesetzt, das die optische Strahlung
frequenzabhängig
räumlich
aufspaltet und auf ein Photodetektorarray, beispielsweise ein CCD-Array,
abbildet.
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Das
vorliegende Detektormodul lässt
sich sehr vorteilhaft als Röntgendetektor
in Computer-Tomographen der dritten Generation einsetzen, da es auch
bei einer großen
Anzahl an Detektorzeilen ein geringes Gewicht aufweist und mit geringen
Kosten realisierbar ist. Insbesondere wird für die Aufzeichnung des Bildes
nur eine Lichtmesseinrichtung, beispielsweise in Form eines Gitters
und eines CCD-Arrays, benötigt,
die zudem am stationären
Teil des Computer-Tomographen angeordnet werden kann. Die optische
Strahlung kann dabei von den verbundenen Wellenleiterabschnitten über einen
optischen Slipring direkt an den stationären Teil übertragen werden. Aufgrund
der geringeren Kosten eignet sich ein derartiges Detektormodul auch
hervorragend für Computer-Tomographen
der fünften
Generation mit Teilring- oder Vollringdetektoren oder für ein System mit
mehreren Röntgenquellen
und Röntgendetektoren.
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So
lässt sich
insbesondere ein Vollring-Detektor, bei dem sich die Detektionsfläche um 360° um das Untersuchungsvolumen
erstreckt, sehr einfach und kostengünstig realisieren. Hierzu wird
beim vorliegenden Detektormodul ein einzelner Wellenleiter spiralförmig angeordnet,
so dass die einzelnen Spiralwindungen die die Detektorzeilen bilden.
Die Kosten pro Detektorzeile sind hierbei erheblich geringer als
bei den bisher eingesetzten Detektormodulen.
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Die
Erstreckung der einzelnen Wellenleiterabschnitte senkrecht zu ihrer
Längsachse
entspricht beim vorliegenden Detektormodul der Breite einer Detektorzeile,
d.h. beim Einsatz in einem Computer-Tomographen der Dicke einer
Schicht. Die Länge eines
(virtuellen) Detektorelementes hängt
bei dem ortscodierten Wellenleiter von der Größe der Änderung der Wellenlängen der
erzeugten optischen Strahlung über
die Länge
des Wellenleiterabschnittes und der Auflösung ab, mit der die unterschiedlichen
Wellenlängen
in der Lichtmesseinrichtung unterschieden werden können. Im
Falle des stimulierbaren Phosphormaterials ist die Länge eines
Detektorelementes durch die Ortsauflösung des auslesenden Laserstrahls
gegeben.
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Vorzugsweise
weisen die eingesetzten Wellenleiterabschnitte eine rechteckige
Querschnittsform auf, so dass sie unmittelbar aneinander grenzend
angeordnet werden können,
um ein mehrzeiliges Detektormodul zu bilden. Bei einem teilringförmigen Detektormodul
sind die einzelnen Wellenleiterabschnitte hierbei über optische
Umlenkelemente, vorzugsweise Prismen, an ihren Enden seriell miteinander
verbunden, so dass sie einen einzelnen verbundenen Wellenleiter
bilden. Selbstverständlich
ist es auch möglich,
mehrere dieser Detektormodule parallel zu betreiben, wobei dann
jedoch für
jedes Detektormodul eine gesonderte Lichtmesseinrichtung vorgesehen
sein sollte.
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Das
vorliegende Detektormodul wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen
in Verbindung mit den Zeichnungen ohne Beschränkung des durch die Patentansprüche vorgegebenen Schutzbereichs
nochmals näher
erläutert.
Hierbei zeigen:
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1 ein
Beispiel für
die Anordnung der optischen Wellenleiterabschnitte des Detektormoduls;
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2 ein
Beispiel für
die farbliche Ortscodierung der Wellenleiterabschnitte eines Detektormoduls;
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3 ein
Beispiel für
eine spiralförmige
Anordnung der Wellenleiterabschnitte eines Detektormoduls;
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4 ein
Beispiel für
das Auslesen eines Wellenleiterabschnittes, der ein stimulierbares
Phosphormaterial beinhaltet;
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5 ein
weiteres Beispiel für
das Auslesen eines Wellenleiterabschnittes, der ein stimulierbares Phosphormaterial
beinhaltet;
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6 ein
Beispiel für
einen Wellenleiterabschnitt eines Detektormoduls, der stimulierbare Phosphormaterialien
mit unterschiedlicher Emissionswellenlänge zur Ortscodierung des Wellenleiterabschnittes
beinhaltet; und
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7 ein
weiteres Beispiel für
ein Detektormodul mit einem spiralförmig angeordneten Wellenleiter.
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1 zeigt
ein Beispiel für
ein Detektormodul 1 gemäß der vorliegenden
Erfindung, bei dem mehrere optische Wellenleiterabschnitte 2 mit
einem rechteckigen Querschnitt so nebeneinander angeordnet sind,
dass sie mehrere Detektorzeilen bilden. Das gesamte Detektormodul 1 ist
hierbei für
eine Anwendung in einem Computer-Tomographen unter einem Radius
gebogen, der dem Abstand zum Röntgenfokus 4 der
Röntgenquelle
des im Computer-Tomographen eingesetzten Röntgendetektors entspricht.
Die einzelnen Wellenleiterabschnitte 2 sind jeweils an
ihren Enden über
optische Prismen miteinander verbunden, die in der Figur nicht erkennbar sind.
Auf diese Weise wird ein durchgängiger
Wellenleiter gebildet, an dessen Ende 5 die durch einfallende
Röntgenstrahlung
erzeugte optische Strahlung austritt. In der 1 ist hierbei
ein pyramidenförmiges
Röntgenstrahlbündel 3 gezeigt,
wie es beim Betrieb des Computer-Tomographen auf ein derartiges Detektormodul
auftrifft. Die Röntgenstrahlung
wird durch das Wandlermaterial der Wellenleiterabschnitte 2 in
optische Strahlung gewandelt, die aufgrund des durch die verbundenen
Wellenleiterabschnitte gebildeten durchgängigen optischen Kanals zu
unterschiedlichen Zeiten aus dem Ende 5 des Wellenleiters
austritt, je nach dem, in welcher Detektorzeile die Strahlung erzeugt
wurde. Durch farbliche Ortscodierung der Wellenleiterabschnitte 2 kann über die Wellenlänge der
empfangenen optischen Strahlung auch auf den Ort der Entstehung
innerhalb jeder Detektorzeile geschlossen werden.
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2 zeigt
ein Beispiel für
eine farbige Ortscodierung eines derartigen Wellenleiterabschnittes 2, auf
den das Röntgenstrahlbündel 3 trifft,
in schematischer Darstellung. Hierbei ist dieser Wellenleiterabschnitt 2 im
linken Teil mit einem Szintillatormaterial dotiert, das die Röntgenstrahlung
in optische Strahlung im roten Wellenlängenbereich umwandelt. Auf der
rechten Seite wird ein Szintillatormaterial eingesetzt, das die
einfallende Röntgenstrahlung
in optische Strahlung des blauen Wellenlängenbereiches wandelt. Zwischen
diesen beiden Extremen ist der Wellenleiterabschnitt 2 so
dotiert, dass sich über
diesen Wellenleiterabschnitt die erzeugte optische Strahlung vom
roten Wellenlängenbereich
kontinuierlich in den blauen Wellenlängenbereich verschiebt. Dies
kann durch eine sich linear ändernde
Dotierung des Wel lenleitermaterials entlang des Wellenleiterabschnittes
mit geeigneten Szintillatorpartikeln erfolgen.
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Das
an den verschiedenen Orten im Wellenleiterabschnitt 2 emittierte
Licht tritt am Ende 5 des Wellenleiterabschnittes 2 aus
und wird von einem kompakten Licht-Messsystem 6 gemessen.
Aufgrund der linearen Positionscodierung, die in Form einer sich
linearen ändernden
Dotierung mit Szintillatormaterial entlang des Wellenleiterabschnittes
erzeugt wurde, kann optische Strahlung, die von unterschiedlichen
virtuellen Pixeln bzw. Detektorelementen entlang des Wellenleiterabschnittes
eintrifft, unterschieden werden. Der vorliegende Gradient verschiebt
die Wellenlänge
des durch das Szintillatormaterial emittierten Lichtes entsprechend
der linearen Position entlang des Wellenlängenabschnittes. Im vorliegenden
Beispiel umfasst das Licht-Messsystem 6 ein Spektrometer
mit einer Frequenzauflösung,
die an die Änderung
der Wellenlänge
entlang dem Wellenleiterabschnitt angepasst ist. Im einfachsten
Fall besteht dieses Spektrometer aus einer fokussierenden Linse 7,
einem Littrow-Gitter 8, das das auftreffende Licht spektral
räumlich
zerlegt, und einem linearen Photodetektorarray 9, beispielsweise
einem CCD-Streifen, auf den das räumlich zerlegte Licht abgebildet
wird.
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In
einer Weiterbildung kann jedes virtuelle Pixel, d.h. jeder Bereich
mit unterschiedlicher Wellenlänge,
auch als resonante Kavität
realisiert werden. Hierzu wird ein lokales resonantes Gitter 9 in
den Wellenleiterabschnitt, beispielsweise in den Faserkern einer
optischen Faser, eingeschrieben, wobei sich die Gitterperiode über die
Länge des
Wellenleiterabschnitts ändert
und jeweils lokal an die benötigte Wellenlänge des
dort emittierten Lichtes angepasst ist. Jedes virtuelle Pixel bildet
in diesem Fall einen DFB (distributed feedback)-Laser mit der Röntgenstrahlung
als Pumpquelle. DFB-Laser benötigen
keine Endspiegel und weisen eine Wellenlängenselektivität von etwa
0,2 nm auf.
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3 zeigt
stark schematisiert eine spiralförmige
Anordnung eines Wellenleiters, durch die die benachbarten Wellenleiterabschnitte 2 gebildet
werden (in der Figur auseinander gezogen dargestellt). Bei dieser
Ausgestaltung wird sowohl die farbliche Ortscodierung wie bei 2 als
auch die zeitliche Abfolge der an der Licht-Messeinrichtung eintreffenden
optischen Strahlung ausgenutzt. Strahlung aus unterschiedlichen
Detektorzeilen (= Spiralwindungen) trifft hierbei zu unterschiedlichen
Zeiten in der Lichtmesseinrichtung ein.
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Ein
derartiges Detektormodul ist vor allem für Computer-Tomographen der fünften Generation geeignet,
bei denen eine gepulste Röntgenstrahlquelle eingesetzt
wird. Die Pulsdauer muss dabei kleiner sein als die Zeit, die das
Licht für
die Propagation entlang einer Spiralwindung (ca. 15 ns) benötigt. Eine derartige
Röntgenstrahlquelle
kann beispielsweise ein lasergeneriertes Plasma, das Röntgenstrahlung emittiert,
oder eine Röntgenröhre mit
einer laseraktivierbaren Photokathode sein.
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Bei
diesem Detektormodul tritt aus dem Wellenleiter bei jedem Röntgenpuls
eine zeitliche Abfolge von in der Wellenlänge variierenden optischen Strahlungspulsen
aus. Der zeitlich als erstes eintreffende Strahlungspuls stammt
von der dem Wellenleiterende am nächsten liegenden Spiralwindung,
gefolgt vom optischen Strahlungspuls aus der zweiten Spiralwindung
usw. Mit einem zeitauflösenden
Spektrum-Analysator, beispielsweise einer Streak-Kamera, mit einer
zeitlichen Auflösung
von < 15 ns können die
aus unterschiedlichen Spiralwindungen stammenden optischen Signale
unterschieden werden. Im einfachsten Fall setzt sich die Streak-Kamera
aus einer fokussierenden Linse 7, einem Littrow-Gitter 8 und
einer Photodetektor-Matrix 10 zusammen,
auf die die optische Strahlung vom Gitter 8 spektral räumlich zerlegt
abgebildet wird. Die Photodetektor-Matrix 10 weist eine
Anzahl von Zeilen auf, die zumindest der Anzahl der Spiralwindungen
entspricht, und eine Anzahl von Pixel pro Zeile, die zumindest der
Detektorauflösung
hinsichtlich der Anzahl der virtuellen Pixel pro Spiralwindung entspricht.
Während einer
Integrationsperiode treffen viele Röntgenpulse auf das Detektormodul,
so dass über
die dabei erhaltenen und spektral zerlegten Lichtpulse in den jeweiligen
Photodetektorzeilen integriert wird.
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4 zeigt
ein weiteres Beispiel eines Wellenleiterabschnittes 2,
wie er beim vorliegenden Detektormodul eingesetzt werden kann. Der
Wellenleiterabschnitt 2 ist hierbei mit einem stimulierbaren Phosphormaterial
dotiert, wie es aus der Radiographie bekannt ist. Das stimulierbare
Phosphormaterial speichert die Röntgenenergie
für eine
unbegrenzte Zeit und gibt bei optischer Stimulierung optische Strahlung
ab, die der gespeicherten Röntgendosis proportional
ist. Im Bereich der konventionellen Radiologie wird ein derartiges
Phosphormaterial mit rotem Licht einer Wellenlänge von 633 nm oder im Bereich
zwischen 600 und 700 nm stimuliert, wobei die Sekundäremission
bei einer Wellenlänge
von 390 nm oder im Bereich zwischen 300 und 500 nm liegt. Der Vorteil
dieser Technik besteht darin, dass die Leistung des stimulierenden
Lichtes das emittierte Lichtsignal verstärkt.
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Im
Beispiel der 4 wird neben dem Wellenleiterabschnitt
mit dem stimulierbaren Phosphormaterial ein spezieller Stimulations-Wellenleiter 11 eingesetzt,
der neben dem Wellenleiterabschnitt 2 angeordnet ist. Durch
Erzeugen einer entlang des Stimulations-Wellenleiters 11 wandernden
Auskoppelstelle 12 für
eingekoppeltes stimulierendes Laserlicht eines Stimulationslasers 14 kann
das Phosphormaterial des Wellenleiteranschnitts 2 an der
jeweiligen momentanen Auskoppelstelle 12 zur Emission der
optischen Strahlung stimuliert werden. Auf diese Weise können die
einzelnen virtuellen Pixel des Wellenleiterabschnittes 2 nacheinander
durch lokale Beleuchtung ausgelesen werden. Das Belichten mit der Röntgenstrahlung
und das Auslesen können
dabei simultan oder nacheinander erfolgen.
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Für die Erzeugung
der wandernden Auskoppelstelle können
unterschiedliche Techniken eingesetzt werden. In einer Technik, wie
sie im Beispiel der 4 gezeigt ist, koppelt ein akustischer
Wandler 13 an den Stimulations-Wellenleiter 11 an.
Dieser akustische Wandler 13 erzeugt einen nur kurzen akustischen
Impuls, durch den eine temporäre
Gitterstruktur in dem Wellenleiter 11 erzeugt wird, die
sich entlang des Wellenleiters 11 ausbreitet. Die Gitterperiode
und damit die akustische Frequenz werden so gewählt, dass sie an die Wellenlänge des
eingekoppelten Laserlichtes angepasst sind, so dass dieses an der
Gitterposition aus dem Wellenleiter austritt. Das Laserlicht breitet
sich in dem Stimulations-Wellenleiter aus und wird dann an der jeweils
momentanen Gitterposition aus dem Wellenleiter ausgekoppelt. An dieser
Stelle trifft das Laserlicht auf den benachbarten Wellenleiterabschnitt 2 und
stimuliert dort das Phosphormaterial zur Emission der gespeicherten Röntgenstrahlenergie
als sichtbares Licht. Im vorliegenden Beispiel breiten sich der
akustische Impuls und die Laserstrahlung in entgegengesetzter Richtung
im Stimulations-Wellenleiter 11 aus.
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Die
Schallgeschwindigkeit in Fused-Silica-Glas beträgt 6 m/ms. Daher ist die maximale
Länge des
Wellenleiters für
eine Integrationsperiode von 400 μs
auf 2,4 m beschränkt.
Materialien mit größerer Schallgeschwindigkeit
werden für
längere
Wellenleiterabschnitte benötigt.
Im Falle eines Detektormoduls mit einem spiralförmigen Wellenleiter reicht
ein Stimulations-Wellenleiter aus, der gerade eine Windung umfasst.
Dieser Wellenleiter kann alle Windungen des Detektormoduls gleichzeitig
stimulieren. In diesem Falle wird ein Photodetektor eingesetzt,
dessen zeitliche Auflösung
ausreichend ist, um zwischen der optischen Strahlung zu differenzieren,
die nacheinander von stimulierten Stellen unterschiedlicher Windungen
eintrifft. Der Stimulationslaser 14 sollte hierbei gepulst
betrieben werden und eine Impulsdauer aufweisen, die geringer als
das Zeitintervall ist, das das Licht für die Propagation in einer
Windung benötigt
(ca. 15 ns).
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5 zeigt
eine weitere Ausgestaltung eines Wellenleiterabschnitts 2 mit
einem stimulierbaren Phosphormaterial, bei dem das Auslesen mit
einem speziell ausgestalteten Stimulations-Wellenleiter 11 erfolgt. Der
Stimulations-Wellenleiter 11 weist hierbei eine permanente
und kontinuierlich über
seine Länge in
der Periode variierende Gitterstruktur auf. Diese Gitterstruktur
ist so ausgebildet, dass sie an jeder longitudinalen Position des
Stimulations-Wellenleiters 11 für eine andere Wellenlänge die
Resonanzbedingung erfüllt,
bei der ein Teil der im Wellenleiter geführten Laserstrahlung dieser
Wellenlänge
an dieser longitudinalen Position aus dem Stimulations-Wellenleiter 11 herausgebeugt
wird. Der in der Wellenlänge
verstimmbare Laser 16 wird hierbei während des Betriebs innerhalb
eines Wellenlängenbereichs periodisch
verstimmt. Durch diesen Wellenlängen-Sweep
wandert die Auskoppelstelle im Stimulations-Wellenleiter 11 entsprechend
der über
die Länge
variierenden Gitterperiode. Jede Wellenlänge des verstimmbaren Lasers 16 spricht
somit ein anderes virtuelles Pixel im Wellenleiterabschnitt 2 mit
dem Phosphormaterial an. Wenn die Laserwellenlänge des im Wellenleiter 11 geführten Laserstrahls
die Gitterperiode des eingeprägten
Gitters trifft, so wird es an dieser Stelle auf den Wellenleiterabschnitt 2 mit dem
Phosphormaterial abgelenkt und stimuliert dieses zur Emission der
optischen Strahlung. Auch auf diese Weise werden durch die periodische
Wellenlängen-Verstimmung
des Lasers 16 die einzelnen virtuellen Pixel des Wellenleiterabschnitts 2 wiederholt nacheinander
ausgelesen.
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In
einer weiteren Ausgestaltung des vorliegenden Detektormoduls gemäß 6 werden
stimulierbare Phosphormaterialien eingesetzt, die abhängig von
der longitudinalen Position im Wellenleiterabschnitt 2 optische
Strahlung unterschiedlicher Wellenlänge erzeugen. Diese Sekundäremission
hängt von
der Zusammensetzung der Phosphormaterialien ab und lässt sich über einen
Wellenlängenbereich zwischen
300 und 700 nm variieren. Im vorliegenden Beispiel wird ein Farbgradient
entlang der Wellenleiterabschnitte erzeugt, so dass jedes virtuelle
Pixel entlang eines Wellenleiterabschnittes 2 bei Stimulation
des Phosphormaterials optische Strahlung einer anderen Wellenlänge emittiert.
Bei einer Wellenlängenauflösung von
0,2 nm ist für
2320 virtuelle Pixel entlang des Wellenleiterabschnitts 2 ein
Wellenlängenbereich
von 464 nm für
die Variation der Sekundäremission
erforderlich, bei einer Wellenlängenauflösung von
0,1 nm ein Wellenlängenbereich
von 232 nm. Alle Pixel eines derartigen Wellenleiterabschnittes 2 werden
gleichzeitig mit Laserlicht eines Stimulationslasers 14 stimuliert,
das aus einem benachbart angeordneten, leckbehafteten Stimulations-Wellenleiter 17 austritt.
Dieser Stimulations-Wellenleiter 17 kann bspw. als leckbehaftete
Faser ausgebildet sein, die viele Streustellen für den Austritt eingekoppelter Laserstrahlung
aufweist.
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Die
Erfassung der emittierten optischen Strahlung erfolgt mit einem
Licht-Messsystem, das durch ein Spektrometer (Littrow-Gitter 8 und
Photodetektor 18) gebildet wird, das eine an die farbliche Auflösung entlang
des Wellenleiterabschnitts 2 angepasste Wellenlängenauflösung aufweist.
Die Röntgenbestrahlung
und der Auslesevorgang können
simultan erfolgen. Weiterhin können
auch in dieser Ausgestaltung Gitterstrukturen in den Wellenleiterabschnitt 2 eingebracht
werden, die als DFB-Laser
wirken. Der DFB-Laser wird dabei durch das Stimulationslicht gepumpt.
Das Stimulationslicht wird somit zur Verstärkung der Phosphoremission
genutzt.
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7 zeigt
schließlich
ein weiteres Beispiel, bei dem die Wellenleiterabschnitte 2 durch
einen spiralförmig
angeordneten Wellenleiter gebildet werden. Auch in diesem Beispiel
weist der Wellenleiter ein stimulierbares Phosphormaterial auf,
das einfallende Röntgenstrahlungsenergie
speichert, bis sie durch Einstrahlung von Laserlicht wieder abgegeben
wird. Die Röntgenstrahlung
wird auch hier mit einer Pulsdauer erzeugt, die geringer ist als
die Zeit, die das emittierte Licht für den Durchlauf einer Spiralwindung benötigt. Nach
jeder Röntgenbestrahlung
wird ein Ausleselaser 19 in den Wellenleiter eingekoppelt,
der einen sehr kurzen Laserpuls erzeugt. Die Pulsdauer bestimmt
die Größe der virtuellen
Pixel. Eine Pulsdauer von 5 ps ergibt eine longitudinale Pixelauflösung von
1 mm. Während
dieser Stimulationspuls entlang des Wellenleiters propagiert, löst er die
gespeicherte Röntgenenergie
als optische Strahlung aus, die in entgegengesetzter Richtung propagiert und
dort auf einen Photodetektor 18 trifft. Jeder lokale Lichtimpuls
erreicht den Photodetektor 18 mit einer Verzögerung,
die vom Abstand des auslösenden
Pixels vom Photodetektor 18 abhängt. Diese Verzögerung umfasst
auch die Zeit, die der Stimulationspuls benötigt, um an die jeweilige Pixelposition
zu propagieren. Bei einer geeigneten Zeitauflösung ist der Photodetektor 18 in
der Lage, Pulse, die von unterschiedlichen Pixelpositionen entlang
des Wellenleiters stammen, zu unterscheiden. Eine derartige Zeitauflösung wird
beispielsweise mit einem optischen Hochgeschwindigkeitsoszilloskop
oder mit einer Streak-Kamera erreicht. Optional kann auch noch ein optischer
Faserverstärker
(OFA) 21 das optische Signal von den virtuellen Pixeln
verstärken,
wobei ein zusätzlicher
Pumplaser 20 für
den Faserverstärker 21 eingesetzt
wird. Optische Verstärkung
ist rauschfrei und kann auch eine logarithmische Konversion zur
Reduzierung des dynamischen Bereiches ermöglichen, die für den Einsatz
einer Streak-Kamera als Photodetektor 18 erforderlich ist.
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Ein
besonderer Vorteil des vorliegenden Detektormoduls besteht darin,
dass der Ausgang der optischen Wellenleiterabschnitte 2 oder
Wellenleiter direkt mit einem optischen Schleifring verbunden werden
kann, der das gemultiplexte optische Signal von den virtuellen Detektorpixeln
direkt an den stationären
Teil eines CT-Drehrahmens überträgt. Ein Beispiel
für einen
derartigen optischen Schleifring kann bspw. der WO 03/069392 A2
entnommen werden. In diesem Fall ist das elektrisch vollkommen passive
Detektormodul mit einem elektrisch passiven optischen Schleifring
verbunden, so dass ein Computer-Tomograph der dritten Generation
mit einem elektrisch passiv rotierenden Röntgendetektor realisiert wird.
Das gemultiplexte optische Signal wird erst im stationären Teil
decodiert und digitalisiert. Dies reduziert das Gewicht der Detektorkomponenten
am rotierenden Teil erheblich. Alle elektrischen Teile für die Detektion
können
am stationären Teil
angeordnet werden. Das reduziert Kosten, Gewicht und EMI-Probleme
(EMI: Elektromagnetische Interferenz) sowie den Raum für den Detektor
am rotierenden Drehrahmen.