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Die
Erfindung betrifft einen Röntgendetektor mit mehreren gleichartigen Detektorelementen.
Die Erfindung betrifft weiterhin ein Röntgengerät,
insbesondere ein Computertomographiegerät, mit einem solchen
Röntgendetektor sowie ein Verfahren zur Erfassung einer
Röntgenstrahlung.
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Ein
Röntgendetektor umfasst üblicherweise mehrere
Detektormodule, die nach Art eines Arrays oder einer Matrix angeordnet
sind. Ein Detektormodul setzt sich in der Regel aus mehreren auf
einem Modulträger befestigten Detektorelementen zusammen,
vor denen Kollimatoren zum Erzeugen eines parallelen Strahlenverhalts
angeordnet sind.
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Zur
Realisierung eines Detektorelements gibt es grundsätzlich
zwei unterschiedliche Konzepte-Szintillationsdetektoren und Detektoren
auf reiner Halbleiter-Basis. Ein Szintillationsdetektorelement weist
an einer einer Röntgenquelle zugewandten Vorderseite ein
Szintillator oder Detektorarray auf, das von den Gammaquanten der
auftreffenden Röntgenstrahlung angeregt wird und Licht
erzeugt. Dem Szintillator ist zur Messung der erzeugten Lichtmenge
ein Photodiodenarray nachgeschaltet, das die gleiche Array- oder
Mosaikstruktur wie der Szintillator aufweist. Vor dem Szintillator
ist üblicherweise ein Kollimator angeordnet, der mehrere
auf einen Fokuspunkt der Röntgenstrahlenquelle ausgerichtete
Kollimatorbleche umfasst, mit deren Hilfe Streustrahlungsanteile
absorbiert werden.
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Alternativ
können Halbleitermaterialien als Detektorelemente vorgesehen
sein, so dass beim Auftreffen der Röntgenquanten auf das
Detektorelement unmittelbar elektrischer Strom erzeugt wird, der gemessen
wird.
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In
der
DE 10 2004
006 547 A1 ist eine Röntgendetektoranordnung mit
in zwei Lagen übereinander-angeordneten Detektorelementen
beschrieben. In der oberen Lage wird hauptsächlich der
niederenergetische Teil des Röntgenspektrums absorbiert und
in Licht umgewandelt. Die höherenergetischen Röntgenquanten
durchdringen die obere Lage und werden überwiegend in der
unteren Lage absorbiert. Damit ergibt sich eine unterschiedliche
spektrale Empfindlichkeit der beiden Lagen.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine verbesserte
Auflösung bei Röntgenaufnahmen zu ermöglichen.
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Die
Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch
einen Röntgendetektor mit mehreren gleichartigen Detektorelementen,
wobei jedes Detektorelement in mehrere Pixelbereiche aufgeteilt
ist und wobei den unterschiedlichen Pixelbereichen eines Detektorelements
unterschiedliche Filter zugeordnet sind, die einen definierten Spektralbereich
des Energiespektrums der Röntgenstrahlung durchlassen.
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Die
Erfindung basiert auf der Überlegung, dass eine höhere
Auflösung bei einer medizinischen Aufnahme mittels Röntgenstrahlung
möglich ist, indem jedes der Detektorelemente in Unterbereiche, die
hier als Pixelbereiche bezeichnet werden, aufgeteilt ist, welche
Pixelbereiche dafür ausgebildet sind, unterschiedliche,
vorgegebene Spektralbereiche der Röntgenstrahlung zu erfassen.
Dies wird erreicht, indem der Pixelbereiche verschiede Filter zugeordnet sind,
die einen Teil der Röntgenstrahlung hinter einem zu untersuchenden
Objekt herausfiltern. Die Filter sind daher entweder direkt auf
dem Detektorelement oder zwischen dem zu untersuchenden Körper und
dem Detektorelement, insbesondere in unmittelbarer Nähe
des Detektorelements angeordnet. Aufgrund der Filter erfolgt eine
Zerlegung der Röntgenstrahlung, so dass Information über
den durchstrahlten Körper in verschiedenen Spektralbereichen
des Röntgen-Energiespektrums erhalten wird. Dabei ist es
unerheblich, ob die Detektorelemente Szintillatoren oder Halbleiter-Detektorelemente
sind; die Zerlegung der Röntgenstrahlung in unterschiedliche
Spektralbereiche lässt sich bei beiden Detektor-Konzepten
umsetzen.
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Dank
der Filter, welche die Zerlegung der Röntgenstrahlung hinter
dem zu untersuchenden Objekt ermöglichen, ist die gleichzeitige
Erfassung von Messdaten in mehreren Spektralbereichen während
einer einzigen Röntgenbestrahlung möglich. Damit
können Artefakte vermieden werden, die bei der Erfassung
der unterschiedlich spektral gewichteten Messdaten mit zwei getrennten
Röntgenaufnahmen auftreten können. Darüber
hinaus lässt sich auch eine Dosisreduktion erreichen, da
nur eine einzige Aufnahme für den Erhalt von mehreren Messdatensätzen
ausreichend ist.
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Gemäß einer
bevorzugten Ausgestaltung sind die Pixelbereiche streifenförmig
in einer definierten Reihenfolge nebeneinander angeordnet. Dadurch
wird eine besonders gute Verteilung der Pixelbereiche bzw. eine
hohe Sensitivität in allen Bereichen des Röntgendetektors
erreicht, da entlang des Detektors eine alternierende Reihe von
unterschiedlichen Pixelbereichen ausgebildet ist. Für eine
besonders gute Statistik bei der Auswertung der Messsignale der
einzelnen Pixelbereiche weisen diese außerdem insbesondere
die gleiche Größe auf.
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Gemäß einer
weiteren bevorzugten Ausgestaltung umfasst jedes Detektorelement
weniger als zehn Pixelbereiche, insbesondere zwischen zwei und fünf
Pixelbereiche. Es können auch mehr als zehn Pixelbereiche
pro Detektorelement vorgesehen sein, bei einer sehr hohen Anzahl
von Pixelbereichen weisen die letzteren jedoch eine sehr kleine
Größe auf, so dass die Zählrate der auf
die Pixelbereiche auftreffende Röntgenquanten immer kleiner
wird, d. h. das empfangene Signal wird immer schwächer.
Als besonders geeignet hat sich eine Anzahl von etwa zwei bis fünf
Pixelbereichen pro Detektorelement herausgestellt.
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Zweckdienlicherweise
umfasst jedes Detektorelement drei Pixelbereiche. Dies ist insbesondere für
die Auswertung und Visualisierung des empfangenen Signals besonders
vorteilhaft.
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Für
eine optimale Auflösung sind die einem Detektorelement
zugeordneten Filter vorzugsweise derart ausgebildet, dass die mittels
des Detektorelements erfassten Spektralbereiche aneinander anschließend
oder ineinander enthalten sind. Das heißt, dass wenn die
mittels eines Detektorelements erfassten Spektralbereiche zusammengefügt
werden, dass dies zu einem ununterbrochenen Spektrum ohne „black
boxes" führen wurde.
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Nach
einer bevorzugten Variante ist der Filter nach Art eines Absorbermaterials,
z. B. aus Kupfer und/oder Eisen, in Strahlungsrichtung vor dem Pixelbereich
angeordnet. Eine Zerlegung der Röntgenstrahlung lässt
sich somit hinter dem untersuchten Objekt und vor dem Detektor selbst
erreichen. Als Absorbermaterial kommen auch andere Werkstoffe in
Frage, welche die Röntgenstrahlung teilweise ausfiltern
können und einen eingeschränkten Spektralbereich
durchlassen.
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Im
Hinblick auf eine besonders hohe Stabilität ist das Absorbermaterial
ortsfest direkt an der Oberfläche des jeweiligen Pixelbereichs
angebracht.
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Ein
erweiterter Einsatz des Detektors ist möglich, indem das
Absorbermaterial auf einer verfahrbaren Filtervorrichtung angeordnet
ist, welche vor dem Pixelbereich positionierbar ist. Hierbei kann der
Detektor bzw. das Röntgengerät wahlweise mit Filtern
für eine Zerlegung des Energiespektrums der Röntgenstrahlung
oder ohne Filter als ein herkömmliches Röntgengerät
eingesetzt werden.
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Gemäß einer
alternativen bevorzugten Variante ist der Filter nach Art eines
im Material des Detektors beigemischten Absorbermaterials ausgebildet.
Hierbei können die einzelnen Pixelbereiche eines Detektorelements
ausgebildet werden, indem unterschiedliche Absorbermaterialien im
Material des Detektors beigemischt werden und/oder indem der Anteil
an Absorbermaterial variiert wird. Das beigefügte Absorbermaterial
kann außerdem innerhalb des Detektormaterials eine oder
mehrere Schichten bilden. Diese Variante zeichnet sich durch ihre
minimale Platzanforderungen aus, da für die Filter keine zusätzliche
Vorrichtung oder auf der Detektoroberfläche aufgebrachte
Materialschicht erforderlich ist.
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Vorteilhafterweise
ist jedem Pixelbereich eine Messvorrichtung zur quantitativen Erfassung der
Röntgenstrahlung zugeordnet. Hierbei können die
Signale von allen Pixelbereichen eines Detektorelements gleichzeitig
und parallel gemessen und ausgewertet werden. Beispielweise im Falle
eines Szintillators als Detektorelement stellen die Photodioden
die Messvorrichtung dar, wobei jedem Pixelbereich ein Photodiodenkanal
zugeordnet wird.
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Weiterhin
von Vorteil ist, dass vor einem Pixelbereich eines Detektorelements
kein Filter vorgesehen ist. Dies stellt eine besonders materialsparende
und einfache Ausführung dar, bei der eine minimierte Anzahl
von Filtern vorgesehen ist.
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Die
Aufgabe wird weiterhin erfindungsgemäß gelöst
durch ein Röntgengerät umfassend eine Röntgenquelle,
einen Röntgendetektor nach einer der vorhergehenden Ausführungen
sowie eine Auswerteeinrichtung. Die in Bezug auf den Röntgendetektor
aufgeführten Vorteile und bevorzugten Ausführungsformen
lassen sich sinngemäß auf das Röntgengerät übertragen.
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Die
von der Röntgenquelle ausgestrahlte Röntgenstrahlung
durchstrahlt im Betrieb des Röntgengeräts den
zu untersuchenden Körper und wird von den Filtern in unterschiedlichen
Spektralbereichen zerlegt und von dem Röntgendetektor erfasst. Die
Auswerteeinrichtung ist hierbei derart ausgebildet, dass sie das
von jedem Pixelbereich empfangene Signal einzeln auswerten kann,
so dass die Zählrate der auf die einzelnen Pixelbereiche
auftreffenden Röntgenquanten jederzeit gemessen werden kann.
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Die
Auswerteeinrichtung ist bevorzugt dafür ausgebildet, bei
der Auswertung des vom Röntgendetektor empfangen Signals
je dem Pixelbereich innerhalb eines Detektorelements einen Farbanteil
zuzuordnen. Das Gesamtsignal des Detektorelements wird dabei als
eine Summierung bzw. Überlagerung der Farbanteile auszugeben.
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Vorzugsweise
umfasst das Röntgengerät zudem ein Anzeigeelement
zur Visualisierung von insbesondere farbigen Röntgenaufnahmen.
Nach der Auswertung können somit die erhaltenen Farbinformationen
von allen Detektorelementen visualisiert werden. Das Ergebnis dieser
Vorgehensweise ist eine Darstellung des zu untersuchenden Objekts,
bei der die verschiedenen Organe und Gewebearten in Abhängigkeit
von ihrer Dichte in verschiedenen Farben angezeigt sind.
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Die
Aufgabe wird außerdem erfindungsgemäß gelöst
durch ein Verfahren zur Erfassung einer Röntgenstrahlung,
bei dem ein Röntgendetektor mehrere Detektorelemente umfasst,
die in unterschiedliche Pixelbereiche aufgeteilt sind und wobei unterschiedliche
Spektralbereiche des Energiespektrums der Röntgenstrahlung
mittels der unterschiedlichen Pixelbereiche erfasst werden. Wie
bereits beschrieben, erfolgt hierbei eine Zerlegung des Energiespektrums
der Röntgenstrahlung in kleinere Spektralbereiche, welche
von den unterschiedlichen Pixelbereichen eines Detektormoduls erfasst
werden. Die einzelnen Pixelbereiche liefern dabei Information darüber,
wie groß die Zählrate der erfassten Röntgenquanten
von dem entsprechenden Spektralbereich ist. Da die unterschiedlichen
durchgestrahlten Gewebearten in Abhängigkeit von ihrer
Absorptionsrate bzw. ihrer Dichte in den einzelnen Spektralbereiche
des Röntgenspektrums ein unterschiedliches Signal liefern,
lässt sich somit eine bessere Auflösung bzw. eine
genauere Bestimmung der Art des Gewebes erreichen.
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Nach
einer bevorzugten Ausführungsform wird jedem Spektralbereich
ein Farbanteil zugeordnet und bei einer Visualisierung des von einem
Detektorelement empfangenen Signals wird eine Endfarbe aus den einzelnen
Farbanteilen zusammengesetzt. Kleine Änderungen im empfangenen
Signal lassen sich somit ganz einfach visualisieren und sind vom
menschlichen Auge leicht erkennbar. Eine farbige Aufnahme mit einer
hohen Farbauflösung kann dabei durch einen einzigen Scan
erhalten werden. Die auf diese Weise gewonnen Farbaufnahmen können
zudem mit schwarz-weiß-Aufnahmen vom selben Blickwinkel
kombiniert werden, welche schwarz-weiß-Aufnahmen in der
Regel durch eine höhere Ortsauflösung gekennzeichnet
sind.
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Nach
einer weiteren bevorzugten Ausführungsform wird das empfangene
Signal in drei Spektralbereiche aufgeteilt, welchen die Farben rot,
grün und blau zugeordnet werden. Es erfolgt hierbei eine Umwandlung
des empfangenen Signals in eine Farbdarstellung gemäß dem
gebräuchlichen RGB-Prinzip, bei dem die Farben, die das
menschliche Auge sehen kann, sich aus den Grundfarben rot, grün
und blau addieren lassen.
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Vorteilhafterweise
werden die Gewebearten aufgrund ihrer Endfarbe bei der Visualisierung
automatisch bestimmt. Bei einem Kalibriervorgang können
den unterschiedlichen Gewebearten, die aufgrund ihres charakteristischen
Absorptionsverhaltens in unterschiedlichen Farben angezeigt werden, definierte
Farben zugeordnet werden. Bei späteren medizinischen Untersuchungen
kann somit die Art des Gewebes anhand seiner Endfarbe automatisch identifiziert
werden.
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Nach
einer vorteilhaften Weiterbildung wird zur Kalibrierung ein Referenzsignal
der ursprünglichen Röntgenstrahlung gemessen,
welches Referenzsignal aus den empfangen Signalen aller Pixelbereiche
eines Detektorelements zusammengesetzt ist. Als „ursprüngliche
Röntgenstrahlung" wird die Röntgenstrahlung direkt
aus der Röntgenquelle verstanden, ohne dass sie geschwächt
wird, indem sie durch ein Objekt durchdringt. Es erfolgt bei der
Kalibrierung lediglich eine Zerlegung der Röntgenstrahlung
mittels der Filter des Detektors. Diesem Referenzsignal wird bei
der Auswertung und Darstellung die Farbe weiß zugeordnet.
Das Referenzsignal kann als das Verhältnis der von den
einzelnen Pixelbereichen eines Detektorelements erfassten Zählraten
der Röntgenstrahlung dargestellt werden.
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Bei
der Auswertung und Visualisierung der Ergebnisse wird nämlich
das Verhältnis zwischen den Zählraten der einzelnen
Spektralbereiche des Referenzsignales berücksichtigt und
mit den während der medizinischen Untersuchung gewonnenen Ergebnissen
verglichen. Die Messung des Referenzsignals kann grundsätzlich
auf zwei Weisen erfolgen. Einerseits ist eine Messung der ursprünglichen
Röntgenstrahlung ohne ein zu durchstrahlendes Objekt zwischen
der Röntgenquelle und dem Röntgendetektor möglich.
Andererseits kann ein zusätzliches Messelement direkt nach
der Röntgenquelle vorgesehen sein, welches die gleiche
Pixelstruktur als die Detektorelemente des Röntgendetektors
aufweist und die ausgestrahlte Röntgenstrahlung erfasst
bevor sie den zu untersuchenden Körper erreicht hat.
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Ausführungsbeispiele
der Erfindung werden im Folgenden anhand einer Zeichnung näher
erläutert. Hierin zeigen:
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1 in
schematischer Darstellung ein Computertomographiegerät,
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2 in
stark schematisierter Darstellung ein Detektorelement des Computertomographiegeräts
gemäß 1,
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3 eine
Draufsicht auf mehrere Detektorelemente, die jeweils in drei Pixelbereiche
aufgeteilt sind,
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4 die
Spektralbereiche von drei Pixelbereichen eines Detektorelements
gemäß 3,
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5 eine
erste Ausführungsvariante eines Detektorelements mit fest
an seiner Oberfläche angebrachten Filtern,
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6 eine
zweite Ausführungsvariante eines Detektorelements mit fest
an seiner Oberfläche angebrachten Filtern,
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7 eine
verschiebbare Filtervorrichtung für einen Detektor, und
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8 ein
Detektorelement mit beigemischten Filtern.
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Gleiche
Bezugszeichen haben in den verschiedenen Figuren die gleiche Bedeutung.
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In 1 ist
ein Computertomographiegerät 2 gezeigt, das eine
Röntgenstrahlenquelle 4 umfasst, von deren Fokus
F ein Röntgenstrahlenbündel 6 ausgeht.
Das Röntgenstrahlenbündel 6 wird mit
in 1 nicht dargestellten, aber an sich bekannten
Blenden beispielsweise fächerförmig oder pyramidenförmig verformt.
Das Röntgenstrahlenbündel 6 durchdringt ein
zu untersuchendes Objekt 8 und trifft auf einen Röntgendetektor 10 auf.
Die Röntgenstrahlenquelle 4 und der Röntgendetektor 10 sind
einander gegenüberliegend an einer Gantry (hier nicht gezeigt)
des Computertomographiegeräts 2 angeordnet, welche Gantry
in eine φ-Richtung um eine Systemachse Z (= Patientenachse)
des Computertomographiegeräts 2 drehbar ist. Die φ-Richtung
stellt also die Umfangsrichtung der Gantry und die Z-Richtung die
Längsrichtung des zu untersuchenden Objekts 8 dar.
Im Betrieb des Computertomographiegeräts 2 drehen sich
die an der Gantry angeordneten Röntgenstrahlenquellen 4 und
Röntgendetektor 10 um das Objekt 8, wobei
aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen Röntgenaufnahmen
von dem Objekt 8 gewonnen werden. Pro Röntgenprojektion
trifft auf den Röntgendetektor 10 durch das Objekt 8 hindurchgetretene
und dadurch geschwächte Röntgenstrahlung auf den
Röntgendetektor 10 auf. Dabei erzeugt der Röntgendetektor 10 Signale,
welche der Intensität der aufgetroffenen Röntgenstrahlung
entsprechen. Aus den mit dem Röntgendetektor 10 ermittelten
Signalen berechnet anschließend eine Auswerteeinheit 12 in
an sich bekannter Weise eines oder mehrere zwei- oder dreidimensionale
Bilder des Objekts 8, welche auf einem Anzeigeelement 14 darstellbar sind.
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Der
Röntgendetektor 10 weist im vorliegenden Beispiel
eine Vielzahl von Detektormodulen 16 auf, die in φ-Richtung
nebeneinander auf einem nicht näher dargestellten, an der
Gantry befestigten Detektorbogen angeordnet sind. Jedes der Detektormodule 16 umfasst
mehrere sich in Z-Richtung erstreckende Detektorelemente 17.
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Die
Detektorelemente 17 sind in diesem Ausführungsbeispiel
nach Art Szintillationsdetektoren ausgebildet. Der Aufbau eines
Detektorelements 17 ist in stark vereinfachter Weise in 2 exemplarisch dargestellt.
Das Detektorelement 17 umfasst eine Detektorplatte, die
als ein Szintillatorarray 18 ausgebildet ist, welches über
einem Photodiodenarray 20 angeordnet ist. Das Photodiodenarray 20 ist
wiederum auf einer nur abschnittsweise gezeigten Leiterplatine 22 angeordnet,
auf der Elektronikkomponenten zur Signalverarbeitung der mit dem
Photodiodenarray 20 erzeugten elektrischen Signale vorhanden sind.
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Anstelle
des Szintillatorarrays 18 und des Photodiodenarrays 20 kann
das Detektormodul 16 auch ein Array von Detektorelementen
umfassen, die aus einem die Röntgenstrahlung direkt konvertierenden
Halbleitermaterial ausgebildet sind. Auf derartige Detektorelemente
auftreffende Röntgenstrahlung wird dann direkt in elektrische
Signale umgewandelt, die mit der nachgeschalteten Auswerteelektronik weiter
verarbeitet werden.
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Wie
auch immer die Detektorelemente 17 des Detektormoduls 16 ausgebildet
sind, weist jedes Detektorelement 17 einen Kollimator 24 auf,
der derart relativ zu dem Szintillatorarray 18 angeordnet
ist, dass nur Röntgenstrahlung einer bestimmten Raumrichtung
auf das Szintillatorarray 18 treffen kann. Der Kollimator 24 hat
dabei die Funktion zu verhindern, dass die Bildgebung negativ beeinflussende
Röntgenstrahlung, also beispielsweise Röntgenstrahlung, die
an Objekten gestreut wurde, auf das Szintillatorarray 18 trifft.
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In 3 ist
eine zweireihige Anordnung von Detektorelementen 17 gezeigt,
welche Detektorelemente in dem gezeigten Ausführungsbeispiel
jeweils in drei Pixelbereiche 26a, 26b, 26c aufgeteilt
sind. Die Pixelbereiche 26a, 26b, 26c sind
hierbei im Szintillatorarray 18 ausgebildet und weisen
eine Dicke von wenigen Millimetern auf. Die Pixelbereiche 26a, 26b, 26c sind
streifenförmig in φ-Richtung aneinander angereiht
und bilden ein sich wiederholendes Muster. Den Pixelbereichen 26a, 26b, 26c sind
Filter 28, 30 zugeordnet (siehe 4 bis 8),
welche nur einen vorgegebenen Spektralbereich der Röntgenstrahlung
durchlassen.
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In
der gezeigten Ausführung ist einem der Pixelbereiche 26a von
jedem Detektorelement 17 kein Filter 28 zugeordnet.
Die Filter 28 der weiteren Pixelbereiche 26a, 26b unterschieden
sich in ihrer Zusammensetzung und/oder Größe,
so dass durch jeden Filter 28 ein anderer Spektralbereich
der Röntgenstrahlung durchgelassen wird. Somit wird die
Röntgenstrahlung, nachdem sie durch das Objekt 8 hindurchgetreten
ist, vor dem Auftreffen auf die Pixelbereiche 26a, 26b, 26c des
Detektorelements 17 zerlegt und die Signale der unterschiedlichen
Pixelbereiche 26a, 26b, 26c werden separat
ausgewertet.
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Der
Verlauf der Spektralbereiche und das Prinzip ihrer Auswertung werden
im Folgenden anhand der Darstellung in 4 erläutert.
In den drei Diagrammen I, II und III ist die verbleibende Energieverteilung
nach Passieren des zu untersuchendes Objekts dargestellt, wie sie
von den drei Pixelbereichen 26a, 26b, 26c gemessen
wird. Die y-Achse stellt die Intensität IN der gemessenen
Strahlung und die x-Ache stellt das Energiespektrum E bis 150 keV dar.
Die vom ersten Pixelbereich 26a, vor dem kein Filter angeordnet
ist, erfasste Strahlung erstreckt sich im nieder-, mittel- und im
hochenergetischen Bereich (Abschnitte a, b, c) bis 150 keV und ist
durch eine relativ hohe Intensität IN gekennzeichnet. Aufgrund
des Filters 28, der über dem zweiten Pixelbereich 26b angeordnet
ist, ist werden die niederenergetischen Teile der Röntgenstrahlung
im Abschnitt a herausgefiltert. Zudem ist die Intensität
IN um einen Schwächungskoeffizient k1 (k1 < 1)
schwächer. Beim Hindurchtreten der Röntgenstrahlung
durch den zweiten Filter 30, der dem Pixelbereich 26c zugeordnet
ist, wird sie weiterhin um einen Koeffizienten k2 (k2 < 1)
schwächer und die mittelenergetischen Teile im Abschnitt
b werden ebenfalls herausgefiltert.
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Im
gezeigten Ausführungsbeispiel wird bei der Auswertung und
Visualisierung der gemessenen Röntgenstrahlung jedem der
Pixelbereiche
26a,
26b,
26c ein Farbanteil
zugeordnet. Dem Pixelbereich
26a ohne Filter wird ein roter
Farbanteil, dem Pixelbereich
26b ein grüner und
dem Pixelbereich
26c ein blauer Farbanteil zugeordnet.
Das Detektorelement
17 kann daher als ein Pixel bei der
Visulisierung mittels des RGB-Farbmodels betrachtet werden. Durch
Addieren der drei Farbanteile wird eine Endfarbe des Pixels erhalten,
so dass die vom Detektorelement
17 gemessene Strahlung
farbig sichtbar gemacht wird. Die tatsächlichen Farbanteile
für die drei Pixelbereiche
26a,
26b,
26c werden
hierbei auf die folgende Weise ermittelt:
(Abschnitt c gemäß dem
dritten Diagramm auf dem Intensitätsniveau gemäß dem
ersten Diagramm)
(Abschnitt b minus Abschnitt
c gemäß dem zweiten Diagramm, beide auf dem Intensitätsniveau
gemäß dem ersten Diagramm)
(Abschnitt a minus Abschnitte
b und c, alle auf dem geleichen Intensitätsniveau)
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Die
Idee zum Konvertieren der Röntgenstrahlung basiert somit
auf dem Prinzip der Pixelstruktur eines Farbmonitors, bei dem die
angezeigte, farbige Röntgenaufnahme durch Addition von
drei Grundfarben erzeugt wird. Die Umsetzung des Röntgenspektrums
erfolgt dabei durch die Anwendung von Filter 28, 30,
weiterhin auch Absorbermaterialien genannt, die in der Lage sind
Teile der Röntgenstrahlung zu absorbieren. Als Absorbermaterialien
kommen z. B. Kupfer, Eisen oder Blei in Frage. Sie werden wie in 4, 5 und 6 gezeigt
direkt an der Oberfläche des Detektorelements 17 angebracht, können jedoch
auch an einer verfahrbaren Vorrichtung gemäß 7 angeordnet
sein oder gar im Material des Detektorelements 17 beigemischt
sein, wie in 8 gezeigt. Die Absorbermaterialien
zerlegen die Röntgenstrahlung direkt vor dem Auftreffen
auf die Pixelbereiche 26a, 26b, 26c in
mehrere Spektralbereiche, denen die Farbanteile zugeordnet werden. Der
Anzahl der Pixelbereiche 26a, 26b, 26c ist
nach oben kein Limit gesetzt, allerdings bedeutet eine immer kleinere
Granulierung des Detektormoduls 17 in Pixelbereiche 26a, 26b, 26c eine
Verschlechterung der Statistik, da die Zählrate der auf
die Pixelbereiche 26a, 26b, 26c auftreffende
Röntgenquanten immer kleiner wird.
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Zum
Kalibrieren des Computertomographiegeräts 2 ist
eine Messung eines Referenzsignales erforderlich, bei der die Röntgenstrahlung
erfasst wird, ohne dass sie durch das Objekt 8 durchdringt.
Dabei werden die von allen drei Pixelbereichen 26a, 26b, 26c eines
Detektorelements 17 gemessenen Zahlenraten der auftreffenden
Röntgenquanten bestimmt. Das Verhältnis der Zahlenraten
bei dem Kalibriervorgang definiert die Farbe weiß. Bei
Abweichungen von diesem Verhältnis während der
medizinischen Untersuchung werden die Röt-, Grün-
und Blau-Farbanteile entsprechend geändert, was zu einer
anderen Endfarbe führt. Wenn während der Untersuchung das
Verhältnis der Zählraten dem des Referenzsignales
entspricht, die Intensität der empfangenen Strahlung jedoch
schwächer ist, wird das als einen entsprechenden Grauton
dargestellt.
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Alternativ
zu einer Messung des Referenzsignales in Abwesenheit des Objekts 8 ist
auch möglich, während der medizinischen Untersuchung
die Röntgenstrahlung direkt nach der Röntgenquelle 4 zu
messen, bevor sie das Objekt 8 durchdringt. Dafür ist
ein hier nicht dargestelltes Messelement erforderlich, welches die
gleiche Pixelstruktur als die Detektorelemente 17 des Röntgendetektors 10 aufweist.
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Bei
der Ausführung der Filter 28, 30 sind mehrere
Konstruktionen möglich. Gemäß 5 und 6 sind
die Filter 28, 30 nach Art Schichten aus Absorbermaterial
ausgebildet, welche eine Dicke im Millimeterbereich und weniger
aufweisen, die kleiner ist als die Dicke eines herkömmlichen
Szintillators. Im Hinblick auf eine hohe Stabilität sind
die Filter 28, 30 ortsfest an dem Szintillatormaterial
der Pixelbereiche 26b, 26c angebracht. Zwischen
den Pixelbereichen 26a, 26b, 26c sowohl
auf der Höhe der Filter 28, 30 als auch
der Szinitallormaterialien sind Trennlinien 32 vorgesehen,
die z. B. aus Sägebasis ausgebildet sind. Unter den Pixelbereichen 26a, 26b, 26c ist
in 5 ein Photodiodenarray 20 gezeigt, welches
die gleiche Mosaikstruktur wie der Szintillator aufweist.
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Der
wesentliche Unterschied zwischen der Ausführungsvarianten
gemäß 5 und 6 besteht
darin, dass die Pixelbereiche 26a, 26b, 26c nach 6 alle
die gleiche Höhe aufweisen und die Filter 28, 30,
welche in diesem Ausführungsbeispiel unterschiedlich dick
ausgebildet sind, aus der Detektorebene hinausragen.
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Bei
den Ausführungsvarianten gemäß 5 und 6 sind
außerdem hier nicht gezeigte Kollimatoren vorgesehen, welche
in Strahlungsrichtung sowohl vor den Filtern 28, 30 als
auch zwischen den Filtern 28, 30 und den Pixelbereichen 26b, 26c angeordnet
werden können. Möglich ist auch, dass die Filter 28, 30 in
den Kollimatoren zwischen den einzelnen Kollimatorblechen eingebaut
sind. Besonders wichtig bei dieser Ausgestaltung ist, dass Kollimatorbleche
genau auf den Pixelgrenzen aufsitzen und somit die Filter 28, 30 voneinander
trennen.
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Bei
der Anordnung gemäß 7 sind die
Filter 28, 30 auf eine externe, mobile Filtervorrichtung 34 angeordnet
und können in den Strahlengang hinein- und herausgefahren
werden. Wenn die Filtervorrichtung 34 vor den Detektorelementen 17 des
Detektors 10 positioniert ist, werden farbige Aufnahmen nach
dem oben beschrieben Prinzip gewonnen. Um den Detektor 10 auch
im schwarz-weiß-Modus zu betrieben, wird die Filtervorrichtung
aus dem Strahlengang herausgefahren.
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Bei
der Ausgestaltung der Pixelbereiche 26a, 26b, 26c gemäß 8 ist
das Absorbermaterial in dem Szintillatormaterial der Pixelbereiche 26b, 26c beigemischt.
In Abhängigkeit von der Menge und/oder Art des Absorbermaterials
unterschieden sich somit die Pixelbereiche 26a, 26b, 26c in
ihrer Durchlässigkeit für die Röntgenstrahlung
und erzeugen unterschiedliche Spektralbereiche. Eine Beimischung
von Absorbermaterial ist auch möglich, wenn anstelle der
Szinitillatoren Halbleiter-Detektoren verwendet werden. Bei der
Zugabe des Absorbermaterials sind auch Ausführungen realisierbar,
bei welchen das Absorbermaterial schichtweise innerhalb des Detektors
angeordnet ist.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- - DE 102004006547
A1 [0005]
(Abschnitt b minus Abschnitt c gemäß dem zweiten Diagramm, beide auf dem Intensitätsniveau gemäß dem ersten Diagramm)
(Abschnitt a minus Abschnitte b und c, alle auf dem geleichen Intensitätsniveau)