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Die
Erfindung betrifft einen Röntgendetektor mit
einem Szintillator, durch den Röntgenstrahlung
in Licht umwandelbar ist, und mit einem nachgeordneten Fotosensor,
durch den das im Szintillator erzeugte Licht detektierbar ist.
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Ein
derartiger Röntgendetektor
ist beispielsweise in dem Aufsatz ”Flachbilddetektoren in der Röntgendiagnostik” aus ”Der Radiologe” 5*2003, Seiten
340–350,
Springer-Verlag, bekannt. Im bekannten Fall umfasst der Röntgendetektor
einen Szintillator, durch den Röntgenstrahlung
in Licht (Szintillatorlicht) umwandelbar ist, und einen nachgeordneten
Fotosensor, durch den das im Szintillator erzeugte Licht ortsaufgelöst detektierbar
ist. Der Szintillator ist beispielsweise aus Cäsiumjodid (CsJ) gefertigt und
auf einem Substrat aufgebracht. Das vom Fotosensor erfasste Licht
wird anschließend
als elektrisches Signal ausgelesen und verarbeitet. Der Fotosensor
ist hierzu als aktive Matrix aus amorphem Silizium ausgeführt und
bildet ein Detektorarray mit einer Vielzahl von Detektorelementen.
Jedem Detektorelement ist zur Erfassung der Signale ein Transistor
als Schaltelement zugeordnet.
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Während der
Röntgenbestrahlung
werden nicht alle Röntgenquanten
vom Szintillator absorbiert, sondern dringen in den darunter liegenden
Fotosensor ein (ca. 30% der Röntgenstrahlung)
und erzeugen dort Elektron-Loch-Paare (Direktkonversionen im Fotosensor)
sowie Strahlungsschäden.
Die im Fotosensor erzeugten Elektron-Loch-Paare führen zu
einem beträchtlichen
Störsignal,
das sich wiederum als starkes Rauschen darstellt. Um diese unerwünschte Röntgenstrahlung
im Fotosensor zu vermeiden oder zumindest zu verringern, sind zwei Maßnahmen
bekannt.
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Eine
bekannte Maßnahme
zur Verhinderung bzw. zur Verminderung unerwünschter Röntgenstrahlung im Fotosensor
ist die Erhöhung der Schichtdicke
des Szintillators. Damit soll erreicht werden, dass nur noch wenige
Röntgenquanten
auf den Fotosensor treffen, also die unerwünschte Röntgenstrahlung im Fotosensor
stark verringert wird. Diese Maßnahme
hat den Nachteil, dass mit steigender Schichtdicke des Szintillators
die Auflösung
und der Konversionskoeffizient schnell abnehmen.
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Aus
der Veröffentlichung ”OPDIMA:
Large-area CCD-based X-ray image sensor for spot imaging and biopsy
control in mammography” in
Proc. SPIE 3659, 150–158
(1999), ist eine weitere Maßnahme
zur Verhinderung bzw. zur Verminderung unerwünschter Röntgenstrahlung im Fotosensor
bekannt. Bei dem aus dieser Veröffentlichung
bekannten Röntgendetektor
ist zwischen dem Szintillator und dem Fotosensor eine Faseroptik
(Glasfaserplatte, FOP – Fiber
Optical Plate) angeordnet. Durch die Faseroptik wird einerseits
die optische Kopplung zwischen Szintillatorschicht und Fotosensor
sichergestellt, andererseits wird durch die Faseroptik der Anteil
der Röntgenstrahlung
(ca. 30%) geschwächt,
der auf den Fotosensor auftrifft. Bei einer ausreichenden Dicke
der Faseroptik (1 bis 5 mm) werden Strahlungsschäden sowie Direktkonversionen
im Fotosensor, die zu einem starken Rauschen im Fotosensor und damit
zu einer Verschlechterung der Bildqualität führen, weitgehend vermieden.
Durch die notwendige Dicke der Faseroptik entstehen Lichtkopplungsverluste,
Moire und Auflösungsverluste.
Zudem wirkt sich die notwendige Dicke der Faseroptik ungünstig auf
Bauhöhe,
Gewicht und Kosten des Röntgendetektors
aus.
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Die
Veröffentlichung ”Evaluation
of scintillator afterglow for use in a combined optical and PET imaging
tomograph” von
A. Douraghy [u. a.] in Nuclear Instruments and Methods in Physics
Research A 569 (2006), Seiten 557–562, und die Veröffentlichung ”Readout
of the Optical PET (OPET) Detector” von D. L. Prout [u. a.] in
IEEE TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE, Vol. 52, No. 1 (2005), Seiten
28–32, offenbaren
jeweils Messmethoden, bei denen jeweils zwei gleichzeitig aufgenommene
(simultaneous acquisition) und deshalb überlagerte Signale von einander
getrennt werden. Bei den bekannten Messverfahren muss zunächst gewartet
werden, bis das erste (schnellere) Signal (Szintillatorsignal) abgeklungen ist,
um das zweite (langsamere) Signal (Biolumineszenzsignal) messen
zu können.
Dazu ist eine kurze Abklingzeit (sie bestimmt die ”Vetozeit”) eines
der beiden simultan aufgenommenen Signale erforderlich. Während der
Vetozeit wird nicht gemessen, sondern nur gewartet, bis das Szintillatorsignal
(erstes Signal) so niedrig ist, dass das Biolumineszenzsignal (zweites
Signal) dominant wird. Bei der Messung des zweiten Signals ist das
erste Signal also noch vorhanden.
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In
der
US-Patentschrift 4,362,946 sind
verschiedene Szintillatormaterialien beschrieben, ohne jedoch Abklingzeiten
zu nennen. Derartige Abklingzeiten sind in dem nach dem Anmeldetag
veröffentlichten
Artikel ”Scintillation
detectors for x-rays” von M.
Nikl in MEASUREMENT SCIENCE AND TECHNOLOGY 17 (2006), Seiten R37–R54, offenbart. Weitere
Abklingzeiten sind der Veröffentlichung ”ZnCdS:Ag/Cd(S,
Se):Cu mixed photoconductor system for electrophotography” von P.
K. C. Pillai [u. a.] in JOURNAL OF MATERIALS SCIENCE 21 (1986), Seiten
3259–3262,
genannt.
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Aufgabe
der vorliegenden Erfindung ist es einen kompakt aufgebauten Röntgendetektor
zu schaffen, mit dem Aufnahmen von Röntgenbildern in einer verbesserten
Qualität
ermöglicht
werden.
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Die
Aufgabe wird erfindungsgemäß durch
einen Röntgendetektor
gemäß Anspruch
1 gelöst.
Vorteilhafte Ausgestaltungen des Röntgendetektors gemäß Anspruch
1 sind jeweils Gegenstand Unteransprüch.
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Der
Röntgendetektor
nach Anspruch 1 umfasst einen Szintillator, durch den Röntgenstrahlung in
Licht umwandelbar ist, und einen nachgeordneten Fotosensor, durch
den das im Szintillator erzeugte Licht detektierbar ist. Erfindungsgemäß ist während einer
Bestrahlung des Szintillators mit Röntgenstrahlung für ein vorgebbares
Zeitintervall keine Erfassung des erzeugten Lichtes durch den Fotosensor
durchführbar
und die im Fotosensor erzeugten elektrischen Ladungen sind direkt
ableitbar. Nach dem Ende der Bestrahlung des Szintillators mit Röntgenstrahlung
ist der Fotosensor wieder zuschaltbar und ein Nachleuchten des Szintillators
durch den Fotosensor ist detektierbar. Als Szintillatormaterial
wird ein Material mit einer Abklingzeit, in der ein Nachleuchten
des Szinitillators detektierbar ist, von 100 μs bis ca. 10 s verwendet.
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Das
im Szintillator erzeugte Licht ist vorzugsweise ortsaufgelöst detektierbar.
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Dadurch,
dass das während
der Röntgenbestrahlung
im Szintillator erzeugte Licht (Szintillatorlicht) erfindungsgemäß vom Fotosensor
für einen vorgebbaren
Zeitraum nicht erfasst wird, werden von der Röntgenstrahlung im Fotosensor
erzeugte Elektron-Loch-Paare auch nicht als Störsignal erfasst. Das Nachleuchten
des Szintillators durch den Fotosensor wird damit weitgehend rauschfrei
detektiert.
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Das
Szintillatorlicht, das während
der Röntgenbestrahlung
entsteht, wird also vom Fotosensor für ein vorgebbares Zeitintervall
nicht erfasst, wodurch sich ein Verlust an Szintillatorlicht ergibt.
Bei Wahl eines geeigneten Szintillators mit einem entsprechend langen
Abklingverhalten wird dieser Verlust an Szintillatorlicht durch
das bessere Rauschverhalten jedoch mehr als kompensiert.
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Beispiele
für besonders
geeignete Szintillatormaterialien, also Szintillatormaterialien
mit einem entsprechend langen Abklingverhalten, sind u. a. mit Terbium
dotiertes Gadoliniumoxisulfid (Gd2O2S:Tb) oder mit Silber dotiertes Zinkcadmiumsulfid
(ZnCdS:Ag) oder mit Terbium dotiertes Lanthanoxibromid (LaOBr:Tb).
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Die
erfindungsgemäßen Maßnahmen
sind besonders vorteilhaft mit Fotosensoren auf CMOS- der CCD-Technologie
realisierbar, da diese im Mikrosekundenbereich aus und einschaltbar
sind.
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Durch
den Röntgendetektor
gemäß Anspruch
1 kann nicht nur ein Röntgenbild
erzeugt werden, das weitgehend frei von Störsignalen ist, sondern es kann
auch auf eine Faseroptik (Glasfaserplatte, FOP – Fiber Optical Plate) zwischen
dem Szintillator und dem Fotosensor verzichtet werden. Der Szintillator
kann also direkt auf dem Fotosensor aufgebracht werden. Damit erhält man kostengünstig herstellbare
Röntgendetektoren,
die einerseits einen konstruktiv einfacheren Aufbau und andererseits eine
geringere Bauhöhe
und ein geringeres Gewicht aufweisen.
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Aufgrund
der realisierbaren geringen Bauhöhe
und des geringen Gewichts ist der erfindungsgemäße Röntgendetektor besonders gut
für intraorale Anwendungen
und für
Anwendungen in der Mammografie geeignet.
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Weiterhin
ist es möglich,
bei dem erfindungsgemäßen Röntgendetektor
die Schichtdicke des Fotosensors so zu optimieren, dass man Röntgenbilder mit
einer verbesserten Auflösung
erhält.
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Um
den Anteil der bei einer Röntgenbestrahlung
des Szintillators erzeugten elektrischen Ladungen zu minimieren,
ist es vorteilhaft, den Röntgendetektor
nach Anspruch 2 auszubilden. Bei dieser Ausführungsform sind bereits mit
Beginn der Röntgenbestrahlung
die im Fotosensor erzeugten elektrischen Ladungen direkt ableitbar.
Mit Beendigung der Röntgenbestrahlung
ist der Fotosensor wieder zuschaltbar.
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Bei
einer Ausgestaltung des Röntgendetektors
nach Anspruch 3 sind unmittelbar vor Beginn der Röntgenbestrahlung
die im Fotosensor erzeugten elektrischen Ladungen direkt ableitbar.
Unmittelbar nach Beendigung der Röntgenbestrahlung ist der Fotosensor
wieder zuschaltbar. Bei dieser Variante wird der Anteil der bei
einer Röntgenbestrahlung
des Szintillators erzeugten elektrischen Ladungen nochmals minimiert,
da die Dunkeltastung des Fotosensors vor einem möglichen Eintritt der Röntgenquanten
in den Fotosensor erfolgt. Durch die Dunkeltastung unmittelbar vor
der Röntgenbildaufnahme
ist der Fotosensor immer vollständig
homogen entladen, bevor das nächste
Röntgenbild
aufgenommen wird. Ein so genanntes ”Ghosting” wird damit im Röntgenbild
zuverlässig
verhindert.
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Eine
weitere bevorzugte Ausführungsform des
erfindungsgemäßen Röntgendetektors
ist dadurch gekennzeichnet, dass die Bestrahlung des Szintillators
mit Röntgenstrahlung
und die Detektion des Nachleuchtens des Szintillators durch den
Fotosensor in kurzen Zeitabständen
wiederholbar sind.
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Nachfolgend
ist ein Ausführungsbeispiel
des erfindungsgemäßen Röntgendetektors
anhand der Zeichnung näher
erläutert.
Es zeigen in schematischer, nicht maßstabsgerechter Darstellung:
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1 eine
Ansicht eines Röntgendetektors,
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2 einen
Verlauf des nach einer Röntgenbestrahlung
vom Szintillator emittierten Lichts.
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In 1 ist
mit 1 ein Röntgendetektor
bezeichnet, der einen Szintillator 2 und einen nachgeordneten
Fotosensor 3 aufweist.
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Im
Szintillator 2 ist eine auftreffende Röntgenstrahlung in Licht (Szintillatorlicht)
umwandelbar und anschließend
vom Fotosensor 3 ortsaufgelöst detektierbar.
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Der
Szintillator 2 ist beispielsweise aus Gd2O2S:Tb (mit Terbium dotiertes Gadoliniumoxisulfid)
gefertigt und auf einem Substrat 4 aufgebracht. Das vom
Fotosensor 3 erfasste Licht wird anschließend als
elektrisches Signal ausgelesen und verarbeitet. Der Fotosensor 3 ist
hierzu im dargestellten Ausführungsbeispiel
als aktive Matrix aus einzelnen Fotodioden 5ausgeführt. Jeder
Fotodiode 5 ist eine integrierte Schaltung 6,
beispielsweise ein Transistor, als Schaltelement zugeordnet.
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Während der
Röntgenbestrahlung
werden nicht alle Röntgenquanten
vom Szintillator 2 absorbiert, sondern dringen in den darunter
liegenden Fotosensor 3 ein (ca. 30% der Röntgenstrahlung)
und erzeugen dort Elektron-Loch-Paare (Direktkonversionen im Fotosensor 3).
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Um
dadurch anstehende Störungen
zu vermeiden oder zumindest zu verringern, wird das während der
Röntgenbestrahlung
des Röntgendetektors im
Szintillator 2 erzeugte Licht (Szintillatorlicht) nicht erfasst
und ein nach dem Ende der Röntgenbestrahlung
vorhandenes Nachleuchten des Szintillators 2 durch den
Fotosensor 3 ortsaufgelöst
detektiert.
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2 zeigt
hierfür
beispielhaft einen Verlauf (Intensität I in Abhängigkeit von der Zeit t) des
nach einer Röntgenbestrahlung 7 vom
Szintillator 2 emittierten Lichts 8.
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Die
Nichterfassung des während
der Röntgenbestrahlung 7 im
Szintillator 2 erzeugten Lichts 8, ist auf einfache
Weise dadurch erreichbar, dass die während der Röntgenbestrahlung 7 des
Szintillators 2 im Fotosensor 3 erzeugten elektrischen
Ladungen in einem Zeitintervall Δt
direkt abgeleitet werden. Die direkte Ableitung der im Fotosensor 3 erzeugten elektrischen
Ladungen wird auch als ”Dunkeltastung” bezeichnet.
Diese Dunkeltastung des Fotosensors 3 wird bei der dem
in 2 dargestellten Verlauf mit Beginn der Röntgenstrahlung 7 vorgenommen
und mit Beendigung der Röntgenbestrahlung 7 wieder aufgehoben.
Der Fotosensor 3 ist damit im Zeitintervall Δt dunkel
getastet, erfasst also kein Szintillatorlicht 8, und wird
nach dem Ende des Zeitintervalls Δt wieder
zugeschaltet. Das Nachleuchten 8 des Szintillators 2 kann
damit vom Fotosensor 3 ohne Auftreten einer störenden Röntgenstrahlung 7 im
Fotosensor 3 ortsaufgelöst
detektiert werden. Durch eine Änderung
Lage und/oder der Breite des Zeitintervalls Δt ist bei der beschriebenen
Lösung
auf einfache Weise eine Anpassung an verschiedene Anwendungsfälle möglich.
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Im
Rahmen der Erfindung ist es auch möglich, den Röntgenpuls 7 oder
das Zeitintervall Δt
als Trigger für
das Zuschalten des Fotosensors 3 zu benutzen. Die Triggerung
kann dann – abhängig vom Anwendungsfall – mit Beginn
des Zeitintervalls Δt,
innerhalb des Zeitintervalls Δt
oder nach Beendigung des Zeitintervalls Δt erfolgen.
