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Die Erfindung betrifft einen Flachbilddetektor und ein Verfahren zum erzeugten medizinischer digitaler Bilder, wobei insbesondere indirekt-konvertierende Röntgenflachdetektoren zur Bilderzeugung optimiert ausgestaltet sind bzw. werden.
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Hintergrund der Erfindung
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Zur diagnostischen Untersuchung und für interventionelle Eingriffe z. B. in der Kardiologie, der Radiologie sowie der Neurochirurgie werden zur Bildgebung Röntgensysteme eingesetzt.
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In 1 wird beispielhaft ein solches Röntgensystem bzw. eine solche Röntgendiagnostikeinrichtung gezeigt, die zumindest einen an einem Ständer drehbar gelagerten C-Bogen bzw. C-Arm 4, an dessen Enden eine Röntgenstrahlungsquelle 6, beispielsweise eine Röntgenstrahler bzw. -röhre, und ein Röntgenbilddetektor 5 angebracht sind, und einen Hochspannungsgenerator zur Erzeugung der Röhrenspannung aufweist. Der den C-Bogen haltenden Ständer kann am Fussboden, Decke oder Seitenwand befestigt sein. Der C-Bogen 4 kann auch durch einen Roboter 8 gesteuert bzw. geführt werden.
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Der Röntgenbilddetektor 5 kann ein rechteckiger oder quadratischer, flacher Halbleiterdetektor sein, der vorzugsweise aus amorphem Silizium (aSi) erstellt ist.
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Im Strahlengang der Röntgenstrahlungsquelle 6 befindet sich ein Patientenlagerungstisch 3 zur Aufnahme eines zu untersuchenden Bereichs eines Patienten 7. An der Röntgendiagnostikeinrichtung ist ein Bildsystem 2 angeschlossen, dass die Bildsignale des Röntgenbilddetektors 5 empfängt und verarbeitet. Die verarbeiteten Bildsignale können dann an einer am Bildsystem 2 angeschlossenen Anzeigevorrichtung 1 angezeigt werden.
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Die Röntgenstrahlungsquelle 6 emittiert einen von einem Strahlenfokus der Röntgenstrahlungsquelle 6 ausgehendes Strahlenbündel, das auf den Röntgenbilddetektor 5 trifft.
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Die Röntgenstrahlungsquelle 6 und der Röntgenbilddetektor 5 laufen jeweils so um den zu untersuchenden Bereich herum, dass sich die Röntgenstrahlungsquelle 6 und der Röntgenbilddetektor 5 auf entgegengesetzten Seiten des Bereichs gegenüberliegen.
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Zur Erstellung von 3-D-Datensätzen wird der drehbar gelagerte C-Bogen 4 mit Röntgenstrahler und Röntgenbilddetektor 5 derart gedreht, dass sich auf einer Umlaufbahn der Röntgenstrahlungsquelle 6 sowie einer Umlaufbahn der Röntgenbilddetektor 5 um ein zu untersuchenden Bereich (z. B. Leber) des Patienten 7 bewegen. Die Umlaufbahnen können zur Erstellung eines 3-D-Datensatzes vollständig oder teilweise durchfahren werden.
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Als Röntgendetektoren sind derzeit Röntgenflachdetektoren weitestgehend flächendeckend in vielen Bereichen der Röntgentechnik, beispielsweise in der Radiographie oder auch in der interventionellen Angiographie und Kardiologie, eingeführt. Die Fähigkeit heutiger Röntgenflachdetektoren die eintreffende Röntgenstrahlung R effizient für die Bilderzeugung zu nutzen ist hoch, erreicht jedoch nicht das theoretische Limit.
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Die 2 zeigt einen Röntgenflachbilddetektor 5, wie er z. B. in 1 verwendet wird. Der prinzipielle Aufbau eines solchen indirekt-konvertierenden Flachdetektors, bestehend aus Szintiallator, einer aus Fotodioden D und Schaltelement S bestehenden Array und einer aktiven Auslesematrix aus amorphem Silizium und Ansteuer- und Ausleseelektronik, die unter anderem einen Zeilentreiber Z und einen Verstärkermultiplexer M aufweist.
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Je nach Strahlenqualität liegt die Quanteneffizienz für einen Szintiallator SZ aus Cäsium Jodid (CsJ) mit einer Schichtdicke von z. B. 600 μm je nach Strahlenqualität zwischen etwa 50% und 80%, wie es beispielsweise aus
M. Spahn, "Flat detectors and their clinical applications", Eur Radiol (2005), 15: 1934–1947, beschrieben ist. Die ortsfrequenzabhängige DQE(f) (= ”detective quantum efficiency”) wird hierdurch nach oben begrenzt und liegt für typische Pixelgrößen von z. B. 150–200 llm und für die Applikationen interessanten Ortsfrequenzen von 1–2 lp/mm (Linienpaare pro mm) noch deutlich darunter.
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Andere Konvertermaterialien, die in der Angiographie oder Radiographie eingesetzt werden, wie z. B. Szintialloren aus Gd2S20 oder Direktkonverter aus Se zeigen ähnliches grundsätzliches Verhalten, liegen vergleichbar für derzeit mögliche Detektoren sogar noch niedriger. Dabei gilt oberhalb der K-Kante grundsätzlich, dass mit zunehmend härterer Strahlung die Absorption und in Folge davon die DQE(f) abnimmt.
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Härtere Strahlung tritt in Anwendungen der interventionellen Kardiologie sehr häufig auf, einerseits bei dicken Patienten aber auch durch erforderliche Schrägprojektionen, die geometrisch eine Durchdringung eines Patienten bis zu 40 cm und mehr erfordern. Die Aufgabe eines Röntgensystems ist es auch in diesen Fällen noch immer Bilder akzeptabler Qualität zu liefern. Hier überlagern sich nun mehrere Effekte in nachteiliger Weise für die Bildqualität:
- • Stromlimitationen des Röntgenerzeugungssystems (Röhre, Generator) führen dazu, dass bei steilen Angulationen die vorgegebene Detektordosis nur durch Erhöhung der Quantenenergie überhaupt erzeugt werden kann. Spannungen von 100 kV oder mehr sind dann erforderlich.
- • Aufhärtung der Strahlung durch Vorfilterung
- • Weitere Aufhärtung der Strahlung bei der Durchdringung des Patienten, wodurch der Kontrast nochmals reduziert wird.
- • Limitierung der Patienteneingangsdosis wie in der Fluoroskopie, die bei vorgegebener Detektordosis und zunehmender Objektdicke (z. B. steile Angulationen) nur durch zunehmende Aufhärtung der Strahlung erreicht werden kann.
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Aufgehärtete Strahlung führt jedoch – wie vorstehend beschrieben – zu einer geringen Quanteneffizienz und daher suboptimaler Bildqualität.
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Einige der wichtigsten Eigenschaften von Szintillatoren sind folgende:
- • Hohe Quanteneffizienz, um die erzeugte Dosis optimal zu nutzen.
- • Hohe Zahl von Sekundärquanten pro absorbiertem Röntgenquant RQ (siehe 3) der Röntgenstrahlung R, um möglichst einen hohen Signal-zu-Rausch-Abstand zu gewährleisten (unter Rauschen ist hier das elektronische Rauschen zu verstehen).
- • Hohe optische Transparenz, um möglichst wenig des erzeugten Lichts wieder im Material zu reabsorbieren,
- • Schmale Punktbildfunktion (oder hohe MTF '=' Modulations Transfer Funktion), d. h. die Eigenschaft, dass das erzeugte Licht senkrecht zu Einfallsrichtung lokal beschränkt detektiert werden kann.
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Weitere Eigenschaften sind z. B. Schnelligkeit oder geringes Lag-Verhalten.
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Es gibt verschiedene Möglichkeiten Teilaspekte der oben genannten Eigenschaften von Szintillatoren zu realisieren.
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In üblicherweise verwendeten Flachdetektoren für die Angiographie und Radiographie wird beispielsweise nadelförmig strukturiertes, großflächiges CsJ von 600 μm Schichtdicke und mehr verwendet. Vorteile sind eine gute MTF, eine hohe Zahl von Sekundärquanten und eine gute Transparenz. Allerdings sind die Absorptionseigenschaften bei harter Strahlung suboptimal. Da sowohl die MTF mit größerer Schichtdicke leidet (längere Transmissionswege) als auch deutlich dickere Schichten schwieriger herzustellen bzw. weniger wirtschaftlich sind, ist dies keine geeignete Lösung.
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In der Computertomographie (CT) wird Gd2S2O eingesetzt mit deutlich besseren Absorptionseigenschaften. Allerdings weist das nichtstrukturierte Material deutlich schlechtere Auflösungseigenschaften (MTF) auf, die nur durch diskreten Aufbau (optische Trennung der Szintialltoren von Pixel zu Pixel) kompensiert werden können.
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Dies ist für typische CT-Pixelgrößen von etwa 1 mm realisierbar, nicht jedoch für Pixelgrößen von 150–200 μm, wie sie in der Angiographie/Radiographie verwendet werden. Der diskrete Aufbau der Szintialltorschicht in der Computertomographie erlaubt zudem dichtere Schichtdicken, so dass Quanteneffizienzen von 95% oder mehr erreicht werden.
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3(a)–(d) zeigt einige mögliche Ausführungen für Flachdetektoren in der Angiographie oder Radiographie. Die aktive Readout- bzw. Auslese-Matrix MX mit Photodioden ist auf der röntgenseitig abgewandten Seite. Im Folgenden sind die wesentlichen Vor- bzw. Nachteile dieser Ausführungen aufgeführt:
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3(a) zeigt einen unstrukturierten Szintillator SZ ohne Reflektor RF und relativ breite Punktbildfunktionen PBF (äquivalent zu einer „schlechten” MTF) durch fehlende Strukturierung.
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Die Absorptionshöhe beeinflusst die PBF (gilt für jede der 4 Varianten), wobei weniger Lichtausbeute durch Lichtverlust hervorgerufen wird.
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3(b) zeigt einen unstrukturierten Szintillator SZ mit Reflektor RF und relativ noch breitere Punktbildfunktionen PBF durch fehlende Strukturierung, wobei eine höhere Lichtausbeute durch den Reflektor erzeugt wird.
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3(c) zeigt einen strukturierten Szintillator SZ: Verbesserte PBF durch Strukturierung (ein Teil der Lichtquanten L wird innerhalb der längsförmigen Kristallen geleitet (innerhalb des Totalreflexionswinkels am Übergang CsJ-Luft). Dieser Lösungsansatz ist weniger wirtschaftlich durch die Strukturierung.
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3(d) zeigt einen strukturierten, dickeren Szintillator SZ mit Reflektor RF. Daraus resultieren eine höhere Absorption, geringere Wirtschaftlichkeit durch Strukturierung und eine höhere Dicke sowie eine höhere Lichtausbeute und breitere PBF (entspricht einer „schlechteren” MTF).
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Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, die vorstehend dargestellten Nachteile zu überwinden.
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Darstellung der Erfindung
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Die Aufgabe wird mit einem Verfahren sowie einer Vorrichtung gemäß den unabhängigen Patentansprüchen gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen des Verfahrens sowie der Vorrichtung sind Gegenstand der abhängigen Patentansprüche oder lassen sich aus der nachfolgenden Beschreibung sowie den Ausführungsbeispielen entnehmen.
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Ein Aspekt der Erfindung ist ein Flachbilddetektor, der insbesondere für ein medizinische Röntgengerät geeignet und mit mindestens einer aus Pixel-Ausleseeinheiten aufgebauten aktiven Matrix ausgestaltet ist, wobei das im Szintillator erzeugte Licht beidseitig in Richtung der eintreffenden Röntgenstrahlung vor und hinter dem Szintillator mit Hilfe jeweils einer solchen, auf jeder Seite des Szintillators angebrachten aktiven Matrix auslesbar ist.
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Der Flachbilddetektor ist vorzugsweise für den Einsatz in einem medizinischen Röntgengerät ausgebildet.
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Ein weiterer Aspekt der Erfingung ist ein Verfahren zum erzeugten medizinischer digitaler Bilder mit Hilfe mindestens einer aus Pixel-Ausleseeinheiten aufgebauten aktiven Matrix eines Flachbilddetektors, insbesondere nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das im Szintillator erzeugte Licht beidseitig in Richtung der eintreffenden Röntgenstrahlung vor und hinter dem Szintillator mit Hilfe jeweils einer solchen, auf jeder Seite des Szintillators angebrachten aktiven Matrix ausgelesen und gegebenenfalls dadurch zumindest ein medizinisches digitales Bild erzeugt wird.
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In einer vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung weisen die Ausleseheinheiten Fotodioden und Schaltelemente auf.
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In einer vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung erzeugen die aktiven Matrizen Bilder, die durch Addition oder Mittelung kombiniert, einzeln weiterverarbeitet werden oder durch geeignete Linearkombinationen verknüpft werden.
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In einer vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung ist zumindest ein Teil der aktiven Matrizen (MX, MX2) aus einem organischen leitenden Material oder aus einem organischen halbleitenden Material ausgebildet.
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In einer vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung ist der Szintillator (SZ) in einer unstrukturierten oder strukturierten Form ausgebildet.
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In einer vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung besteht eine Matrix (MX, MX2) aus amorphem Silizium, das auf einem Glassubstrat abgeschieden ist.
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In einer vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung ist das amorphe Silizium auf eine Lichtwellen- und/oder röntgentransparente Plastikfolie abgeschieden.
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Wird auf Plastik abgeschieden, dann hat das den Vorteil, dass die Schicht (da sehr viel dünner und auch aus anderem Material als Glas ist) röntgentransparenter ist. Solch eine a-Si-auf-Plastik-Schicht macht sich vorteilhaft auf der Röntgenquelle zugewandten Seite, da sie wenig der auftreffenden Röntgenstrahlung absorbiert bevor sie den Szintiallator trifft.
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Vorteilhafte Auswirkungen der Erfindung
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Es werden nun verschiedene Voraussetzungen für eine verbesserte DQE(f) per Design gleichzeitig optimiert:
- • Optimierung der Szintillatordicke zur Verbesserung der Absorption
- • Optimierung der Detektion der Sekundärquanten (Licht) – Maximierung des Signals
- • Optimierung der Ortsauflösung (Minimierung der Punktbildfunktion bzw. Maximierung der MTF(f))
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Beschreibung eines oder mehrerer Ausführungsbeispiele
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Weitere Vorteile, Einzelheiten und Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen in Verbindung mit den Zeichnungen. In der Zeichnung zeigt:
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1 das eingangs erwähnte Röntgensystem mit robotergesteuertem C-Arm (skizzenhaft) vorzugsweise für die Radiologie, Kardiologie oder Neurochirurgie,
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2 den eingangs beschriebenen schematischen Aufbau eines Röntgenflachbilddetektors bestehend aus Szintillator und aktiver Auslesematrix (Photodiode und Schaltelement),
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3 mehrere eingangs erläuterte, konventionelle Lösungsansätze mit Vor- und Nachteilen. (a) unstrukturierter Szintillator. Abhängigkeit der Punktbildfunktion vom Absorptionsort. (b) unstrukturierter Szintillator mit Reflektor (mehr Licht, schlechtere PBF). (c) Strukturierter Szintillator (bessere PBF). (d) Dickerer strukturierter Szintillator mit Reflektor (höhere Absorption, schlechtere PBF, mehr Licht),
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4 einen erfindungsgemäßen doppelseitigen Readout mit unstrukturiertem Szintillator,
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5 einen erfindungsgemäßen doppelseitigen Readout mit strukturiertem Szintillator,
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6 einen erfindungsgemäßen doppelseitigen Readout, bei dem der röntgenseitige Readout (Photodiode, aktive Pixel-Matrix) aus einer gering (Röntgen-)absorbierender Folie gefertigt ist und
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7 einen erfindungsgemäßen doppelseitigen Readout, bei dem beide Readouts (Photodiode, aktive Matrix) aus einer gering (Röntgen-)absorbierender Folie gefertigt sind.
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Die 4 bis 7 zeigen beispielhaft in einer Prinzipdarstellung mögliche Ausführungsformen der Erfindung.
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Die vorstehend beschriebene Optimierung wird dadurch ermöglicht, dass das im Szintillator SZ erzeugte Licht beidseitig ausgelesen wird, d. h. in Richtung der eintreffenden Röntgenstrahlung R vor und hinter der Szintillatorschicht (siehe 4 bis 7). Dazu wird auf beiden Seiten eine aktive Auslesematrix, bestehend aus einer Pixelmatrix MX, MX2 aus Photodioden und Schaltelementen angebracht. Dadurch entstehen zwei Bilder.
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Durch das beidseitige Auslesen wird das Signal maximiert ohne Verwendung von Reflexionsschichten. Durch Vermeidung von Reflexionsschichten wird ausserdem die MTF optimiert, da das Licht kürzestmögliche Wege vor der Absorption in den Photodioden (in MX oder MX2) zurücklegt. Durch die Optimierung der Ortsauflösung kann wiederum die Szintillatorschichtdicke vergrößert werden und damit die Röntgenabsorption optimiert werden.
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Die in beiden Auslesematrizen erzeugten digitalen Bilder können nun entweder durch Addition oder Mittelung kombiniert werden, einzeln weiterverarbeitet werden oder auch, allgemeiner gefasst, durch eine oder beliebige Linearkombinationen verknüpft werden.
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Die Erfindung schließt jede Form von Szintillatoren ein, z. B. unstrukturierte (wie z. B. in 4 gezeigt) oder strukturierte (wie z. B. in den 5 bis 7 dargestellt).
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Es besteht keine Einschränkung in der Ausführungsform der Auslesematrizen.
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In einer Ausführungsform können übliche Auslesematrizen aus amorphem Silizium verwendet werden, die auf einem Glassubstrat abgeschieden sind (siehe 4, 5).
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Eine andere Ausführung, die den Nachteil dieser Ausführung der Teil-Absorption von Röntgenstrahlung im Glassubstrat vor Eintritt in den Szintillator im wesentlichen umgeht, verwendet zumindest eine dünne, Lichtwellen (LW)-, röntgentransparente Plastikfolie, auf die das amorphe Silizium abgeschieden ist (siehe 6, 7). Diese können z. B. auf Basis von Polyethylen-Terephtalat (PET), Polyethylen-Naphtalat (PEN), Polyimid (z. B. Dupont Kapton), Polysulfonäther oder Polykarbonat ausgeführt sein.
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Dabei sind folgende Ausführungsformen möglich: Verwendung der Auslesematrix aus Plastikfolie (siehe 6) auf der Röntgenstrahlung zugewandten Seite und Verwendung der üblichen auf Glassubstrat abgeschiedenen Auslesematrizen aus amorphem Silizium.
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Verwendung der Auslesematrix aus Plastikfolie (siehe 7) auf der Röntgenstrahlung zugewandten und abgewandten Seite.
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Weiterhin können Auslesematrizen auf Basis von organischen Halbleitern eingesetzt werden, die sich auch auf dünnen, LW-, röntgentransparenten Substraten auftragen lassen.
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Bezugszeichenliste
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- 1
- Anzeigevorrichtung
- 2
- Bildsystem
- 3
- Patiententisch
- 4
- C-Bogen
- 5
- Röntgenflachbilddetektor
- 6
- Röntgenquelle
- 7
- Patient
- 8
- Roboter
- D
- Fotodiode
- L
- Lichtquant
- M
- Verstärker Multiplexer
- MX, MX2
- (Pixel-)Matrix
- PBF
- Punktbildfunktion
- R
- Röntgenstrahlung
- RF
- Reflektor
- RQ
- Röntgenquant
- S
- Schalter, Schaltelement
- SZ
- Szintillator
- Z
- Zeilentreiber
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- M. Spahn, ”Flat detectors and their clinical applications”, Eur Radiol (2005), 15: 1934–1947 [0011]
