DE102009013301A1

DE102009013301A1 - Röntgen- oder Gammadetektorarray

Info

Publication number: DE102009013301A1
Application number: DE102009013301A
Authority: DE
Inventors: Björn Dr. Heismann; Jürgen Leppert
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Priority date: 2009-03-16
Filing date: 2009-03-16
Publication date: 2010-09-30
Also published as: US20100232568A1

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Röntgen- oder Gammadetektorarray mit mindestens einer Zelle von Detektorelementen (20), die mindestens eine Schicht (21) aus einem Röntgen- oder Gammastrahlung absorbierenden Konversionsmaterial aufweisen. Das Konversionsmaterial ist zumindest zum Teil aus einem chemischen Element mit einer Kernladungszahl ≧ 72, bevorzugt > 82, zusammengesetzt. Ein derartiges Röntgen- oder Gammadetektorarray ermöglicht eine erhöhte räumliche und spektrale Auflösung sowie eine bessere Dosisnutzung.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Röntgen- oder Gammadetektorarray mit mindestens einer Zeile von Detektorelementen, die mindestens eine Schicht aus einem Röntgen- oder Gammastrahlung absorbierenden Konversionsmaterial aufweisen.
Röntgen- oder Gammadetektorarrays werden beispielsweise in der medizinischen Bildgebung eingesetzt, um Aufnahmen vom Körperinneren eines Patienten zu erhalten. Auch im Bereich der Sicherheitstechnik, beispielsweise zur Gepäckdurchleuchtung, sowie in anderen technischen Bereichen können Röntgen- oder Gammadetektorarrays Verwendung finden.
In der Computer-Tomographie (CT) werden derzeit in der Regel CT-Geräte mit Szintillatordetektoren eingesetzt. Die Detektorelemente eines Szintillatordetektors weisen eine Schicht aus einem Röntgenstrahlung absorbierenden Konversionsmaterial auf, das die absorbierte Röntgenstrahlung in optische Strahlung wandelt, die dann über entsprechende Fotodetektoren unterhalb der Schicht des Konversionsmaterials detektiert werden kann. Bekannte Konversionsmaterialien für Szintillatordetektoren sind GdOS, YGO oder LuTAG. Weiterhin befinden sich derzeit Detektoren mit Cd(Zn)Te Halbleitermaterialien in der Entwicklung. Mit diesen Halbleitermaterialien kann die absorbierte Röntgenstrahlung direkt in elektrische Signale gewandelt werden. Diese Art von Detektoren wird daher auch als Direktwandler bezeichnet.
Sowohl bei den bisher bekannten Direktwandlern als auch bei den bekannten Szintillatordetektoren tritt jedoch das Problem des so genannten Fluoreszenzübersprechens auf. Darunter wird verstanden, dass bei der Absorption eines Röntgenquants ein Teil der Röntgenenergie als Sekundärquant in weiter entfernt liegende Bereiche der Schicht des Konversionsmaterials gelangen kann und so von einem anderen Detektorelement des Detek torarrays detektiert wird. Das sekundäre Röntgenquant hat hierbei eine erhebliche mittlere Reichweite, die beispielsweise in GdOS ca. 300 bis 400 μm beträgt. Das Sekundärquant kann auch den Detektor verlassen und wird dann nicht detektiert.
Durch das Fluoreszenzübersprechen sinkt die räumliche und spektrale Auflösung des Detektorarrays. Auch die Dosisnutzung wird durch diesen Effekt beeinträchtigt, da durch den Energieübertrag auf benachbarte Detektorelemente oder den Verlust des Sekundärquants ein Energieverlust auftritt.
Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Röntgen- oder Gammadetektorarray mit einer erhöhten räumlichen Auflösung bereitzustellen, bei dem das Problem des Fluoreszenzübersprechens nicht oder zumindest nur in verminderter Stärke auftritt.
Die Aufgabe wird mit dem Röntgen- oder Gammadetektorarray gemäß Patentanspruch 1 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen des Detektorarrays sind Gegenstand der abhängigen Patentansprüche oder lassen sich der nachfolgenden Beschreibung sowie dem Ausführungsbeispiel entnehmen.
Das vorgeschlagene Röntgen- oder Gammadetektorarray umfasst mindestens eine Zeile von Detektorelementen, die mindestens eine Schicht aus einem Röntgen- oder Gammastrahlung absorbierenden Konversionsmaterial aufweisen. Das Detektorarray zeichnet sich dadurch aus, dass das Konversionsmaterial zumindest zum Teil aus einem chemischen Element mit einer Kernladungszahl ≥ 72, bevorzugt > 82, zusammengesetzt ist.
Das chemische Element mit dieser hohen Ordnungszahl oder Kernladungszahl bildet die Hauptkomponente des Konversionsmaterials für die Absorption der Röntgen- oder Gammastrahlung. Durch die hohe Kernladungszahl hat dieses Material eine obere K-Kante, deren Energie höher als die Energien der K-Kanten der bisher für das Konversionsmaterial eingesetzten chemischen Elemente liegt. Durch die hohe K-Kante wird das Maß des Fluoreszenzübersprechens deutlich reduziert. Dies kann bei Röntgensystemen durch Anpassung der Beschleunigungsspannung der Röntgenröhre an die Lage der K-Kante noch optimiert werden. Die Beschleunigungsspannung der Röntgenröhre wird dabei zur Erzeugung von Röntgenstrahlung mit einer Maximalenergie eingestellt, die unterhalb der K-Kante dieses chemischen Elementes mit hoher Kernladungszahl liegt. Typische Beschleunigungsspannungen von Röntgenröhren in der Computer-Tomographie liegen im Bereich zwischen 80 und 140 kV. Ein Betrieb dieser Röntgenröhren bei Beschleunigungsspannungen im unteren Bereich, insbesondere bei ≤ 90 kV, führt daher zu einer nochmaligen Reduktion des Fluoreszenzübersprechens bei dem genannten Konversionsmaterial, dessen obere K-Kanten-Energien oberhalb von 80 keV liegen.
Die Nutzung eines derartigen Konversionsmaterials in einem Röntgen- oder Gammadetektorarray führt damit aufgrund des reduzierten Fluoreszenzübersprechens zu einer erhöhten räumlichen Auflösung, die auch eine Verkleinerung der Detektionsflächen der Detektorelemente, auch als Pixelgröße bezeichnet, vor allem bei zählenden Detektoren ermöglicht. Hierbei sind Größen der Detektionsflächen mit Abmessung von ≤ 250 μm in beiden Dimensionen möglich. Mit diesem Konversionsmaterial wird auch die Dosisnutzung der Detektoren und bei zählenden Detektoren zusätzlich die Energieauflösung verbessert.
In einer bevorzugten Ausgestaltung setzt sich das Konversionsmaterial aus einer Kombination von mindestens zwei unterschiedlichen chemischen Elementen zusammen. Das erste chemische Element weist dabei die Kernladungszahl von ≥ 72 bzw. von > 82 auf, während das zweite chemische Element eine Kernladungszahl von ≤ 53, vorzugsweise ≤ 16, aufweist. Die K-Kante des leichteren chemischen Elementes liegt hierbei bei ≤ 30 keV (K-Kante von Jod) und damit bei CT-Geräten im Bereich des niederenergetischen Endes des emittierten Röntgenenergiespektrums. Bewegt sich das Röntgenenergiespektrum, dessen energetische Lage durch die Beschleunigungsspannung an der Röntgenröhre eingestellt werden kann, im Energiebereich zwischen den beiden K-Kanten der im Konversionsmaterial eingesetzten chemischen Elemente, beispielsweise zwischen 30 und 90 keV, so kann das Fluoreszenzübersprechen nahezu vollständig vermieden werden. Selbst bei höheren Energien, beispielsweise von bis zu 140 keV in der Computer-Tomographie oder bei SPECT Tracern, ergibt sich noch eine Verbesserung in der räumlichen Auflösung gegenüber den bisher bekannten Röntgen- oder Gammadetektorarrays.
Vorzugsweise wird das Konversionsmaterial aus einer Kombination eines oder mehrerer der chemischen Elemente W, Tl, Hg, Pb oder Bi mit den chemischen Elementen O, S, Se, Te, I gebildet. Röntgen- oder Gammadetektorarrays mit diesen Elementkombinationen lassen sich ohne weiteres realisieren und bieten die oben genannten Vorteile.
Das vorgeschlagene Detektorarray kann sowohl als Direktwandler, bei Verwendung von geeigneten Halbleitermaterialien, als auch als Szintillatordetektor ausgeführt sein. Es kann sich sowohl um einen integrierenden Detektor als auch um einen zählenden Detektor handeln. Zählende Detektoren bieten den Vorteil eines verschwindenden Elektronikrauschens, eines guten Kontrast-Rausch-Verhältnisses sowie einer intrinsisch vorhandenen Energieauflösung. Dem Fachmann sind die Unterschiede im elektronischen Aufbau von zählenden und integrierenden Detektoren bekannt, da derartige Detektoren zum Stand der Technik zählen.
Das vorgeschlagene Röntgen- oder Gammadetektorarray lässt sich in allen technischen Bereichen einsetzen, in denen Röntgen- oder Gammastrahlung räumlich aufgelöst erfasst werden soll. Ein derartiges Detektorarray lässt sich beispielsweise als Kombi-Detektor in der PET/CT (PET: Positronen-Emissions-Tomographie) oder der SPECT/CT (SPECT: Single-Photon-Emissions-Computertomographie) verwenden. Auch für die PET an sich kann ein derartiges Detektorarray als Direktwandler eingesetzt werden. Die Absorptionsfähigkeit der für das Konversi onsmaterial eingesetzten schweren chemischen Elemente liegt deutlich über der von CdTe, so dass die Detektoren mit einer dünneren Konversionsschicht und damit gegebenenfalls auch kostengünstiger ausgeführt werden können. Bis zur K-Kante des schweren chemischen Elementes, beispielsweise 90 keV für Bi, findet keinerlei Fluoreszenzübersprechen im Detektor statt. Dies erhöht die räumliche und spektrale Auflösung des Detektorarrays maßgeblich.
Das vorgeschlagene Röntgen- oder Gammadetektorarray wird nachfolgend anhand eines Ausführungsbeispiels in Verbindung mit den Zeichnungen nochmals kurz erläutert. Hierbei zeigen:
1 ein Beispiel für den Aufbau eines CT-Geräts mit dem vorgeschlagenen Detektorarray; und
2 ein Beispiel für den Aufbau des vorgeschlagenen Detektorarrays im Querschnitt.
1 zeigt eine schematische Darstellung eines Computertomographen 1, in dem ein Detektorarray der gemäß der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden kann. Der Computertomograph 1 weist in bekannter Weise ein Abtastsystem auf, das einen Drehrahmen 5 mit einer daran befestigten Röntgenröhre 2 und dem der Röntgenröhre gegenüberliegenden Röntgendetektorarray 3 umfasst. Zwischen der Röntgenröhre 2 und dem Röntgendetektorarray 3 ist eine Aufnahmeöffnung 8 vorgesehen, in die ein Patient 7, der auf einer fahrbaren Patientenliege 6 gelagert ist, entlang der Systemachse 4 durch die Aufnahmeöffnung 8 geschoben und dabei abgetastet werden kann.
Die Steuerung des Computertomographen erfolgt durch eine Steuer- und Recheneinheit 9, die über eine Steuer- und Datenleitung 10 mit dem Abtastsystem verbunden ist und auch den Vorschub der Patientenliege 6 steuert. Die bei der Abtastung des Patienten 7 mit dem Detektorarray 3 aufgezeichneten Detektorausgangsdaten werden durch die Steuer- und Datenleitung 10 zur Steuer- und Recheneinheit 9 geleitet und dort zu einem Bild rekonstruiert, so dass eine Schnittbild- oder Volumendarstellung eines interessierenden Bereiches des Patienten 7 an einem Monitor 11 der Steuer- und Recheneinheit 9 ausgegeben werden kann.
2 zeigt im Querschnitt eine stark schematisierte Darstellung eines Ausschnitts aus dem vorgeschlagenen Detektorarray 3. Der grundsätzliche Aufbau des Dektektorarrays entspricht dem bereits bekannter Detektorarrays mit anderen Konversionsmaterialien. Ein derartiges Detektorarray weist die einzelnen Detektorelemente 20 auf, die spalten- und gegebenenfalls zeilenweise nebeneinander angeordnet sind. Jedes Detektorelement 20 umfasst eine Schicht 21 aus dem Konversionsmaterial, die im Falle eines Direktwandlers mit Elektrodenkontaktierungen 22 versehen ist. Bei Anlegen einer Spannung an diese Elektrodenkontaktierungen werden dann über eine geeignete elektronische Schaltung 23 die von einfallenden Röntgen- oder Gammaquanten erzeugten Ladungspulse detektiert und gezählt. Das Konversionsmaterial der Schicht 21 ist in diesem Beispiel aus der Elementkombination TlI (Thalliumiodid) gebildet. Durch die Wahl des zweiten chemischen Elementes mit einer K-Kante im unteren energetischen Bereich von ≤ 30 keV weist das Konversionsmaterial keine K-Kanten im energetischen Bereich der Röntgenstrahlung auf. Damit kann Fluoreszenzübersprechen mit dem damit verbundenen Dosisverlust vermieden werden.
Ein derartiger Direktwandler ist mit dem vorgeschlagenen Konversationsmaterial besonders vorteilhaft, da damit deutlich kleinere Detektionsflächen bzw. Pixel ausgebildet werden können, als dies bisher realistisch erscheint. Dies hat zunächst den unmittelbaren Vorteil der höheren räumlichen Auflösung und der damit, beispielsweise in der CT-Rekonstruktion, stark verbesserten Dosisnutzung. Weiterhin lassen sich hierbei Pixelgrößen realisieren, die beispielsweise 25-, 36- oder 64-fach kleiner sind als bisher in der Computer-Tomographie eingesetzte Pixelgrößen von 1 mm². Die maximale Röntgenintensität wird dadurch stärker untersetzt. So kann der Maximalfluss durch die um einen Faktor 2 bis 4 verringerte Maximalzählrate pro Pixel genauer oder gegebenenfalls überhaupt erst vermessen werden.
In Summe lassen sich mit einem derartigen Detektorarray beispielsweise CT-Geräte in der Auflösung, Dosisnutzung, Genauigkeit der Energiemessung und Hochflussfähigkeit verbessern.

Claims

Röntgen- oder Gammadetektorarray mit mindestens einer Zeile von Detektorelementen (20), die mindestens eine Schicht (21) aus einem Röntgen- oder Gammastrahlung absorbierenden Konversionsmaterial aufweisen, dadurch gekennzeichnet, dass das Konversionsmaterial zumindest zum Teil aus einem chemischen Element mit einer Kernladungszahl ≥ 72, bevorzugt > 82, zusammengesetzt ist.
Röntgen- oder Gammadetektorarray nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Konversionsmaterial aus einer Kombination aus dem chemischen Element mit einer Kernladungszahl ≥ 72, bevorzugt > 82, mit einem oder mehreren weiteren chemischen Elementen zusammengesetzt ist, die eine Kernladungszahl ≤ 53 aufweisen.
Röntgen- oder Gammadetektorarray nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass das oder die weiteren chemischen Elemente eine Kernladungszahl ≤ 16 aufweisen.
Röntgen- oder Gammadetektorarray nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Konversionsmaterial aus einer Kombination aus mindestens einem der chemischen Elemente 14, Tl, Hg, Pb, oder Bi mit mindestens einem der chemischen Elemente O, S, Se, Te oder I zusammengesetzt ist.
Röntgen- oder Gammadetektorarray nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Konversionsmaterial ein Halbleitermaterial für eine direkte Konversion der Röntgen- oder Gammastrahlung in elektrische Signale ist.
Röntgen- oder Gammadetektorarray nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Konversionsmaterial ein Szintillatormaterial ist.
Röntgen- oder Gammadetektorarray nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass das Röntgen- oder Gammadetektorarray als zählendes Detektorarray ausgebildet ist.
Röntgen- oder Gammadetektorarray nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektorelemente (20) eine Detektionsfläche mit Abmessungen von ≤ 250 μm in beiden Dimensionen aufweisen.
Computertomograph zur Erzeugung eines CT-Bildes eines Objektes, der über mindestens eine Röntgenquelle (2) und ein Röntgendetektorarray (3) verfügt, die an einem Drehrahmen (5) angeordnet sind, wobei das Röntgendetektorarray (3) nach einem der Ansprüche 1 bis 8 ausgebildet ist.