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Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Detektion von Röntgenquanten, die in einer Röntgenröhre erzeugt werden und auf einen Multi-Pixel-Röntgendetektor mit einer zweidimensionalen Matrix aus messsignalerzeugenden Pixeln auftreffen.
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Röntgenstrahlung wird in den verschiedensten Anwendungsbereichen, unter anderem auch in der Medizin, genutzt, um die Struktur und/oder die Zusammensetzung von Objekten zu untersuchen. Neben einer geeigneten Röntgenquelle, typischerweise einer Röntgenröhre, wird ein Röntgendetektor für die auftreffende Röntgenstrahlung benötigt.
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Als Röntgendetektoren, insbesondere für die bildgebende Detektion von Röntgenstrahlung werden elektronische Detektoren genutzt, deren Messsignale über eine Ausleseelektronik erfasst und typischerweise digitalisiert werden.
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Besonders gebräuchlich sind dabei Detektoren, bei denen die Röntgenstrahlung genutzt wird, um in einem Szintillator Photonen mit einer Wellenlänge im Bereich des sichtbaren Lichts zu generieren. Diese Photonen werden dann von einer Matrix aus lichtempfindlichen Halbleiter-Sensoren, zum Beispiel CCD-Sensoren, erfasst und in ein elektronisches Messsignal umgewandelt. Ein wesentlicher Nachteil bei dieser Art der Detektion ist der Umstand, dass sich die für die Bildqualität wesentlichen Größen Kontrastauflösung und Ortsauflösung nicht unabhängig voneinander optimieren lassen.
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Für eine gute Kontrastauflösung ist es notwendig sicherzustellen, dass möglichst wenige Röntgenquanten den Szintillator passieren, ohne mit diesem zu interagieren. Da die Absorbtionswahrscheinlichkeit mit der Materialausdehnung zunimmt, ist dementsprechend für den Szintillator eine möglichst große Dicke zu wählen. Das im Szintillator erzeugte Licht breitet sich jedoch in alle Richtungen aus. Dies führt dazu, dass die Verteilung der Photonen, die ein Röntgenquant generiert hat, im Bereich der Kontaktfläche zwischen Szintillator und Sensormatrix mit zunehmender Dicke des Szintilltors breiter wird, was zu einer Reduzierung der Ortsauflösung führt. Im umgekehrten Fall verringert sich die Breite der Photonenverteilung mit geringer werdender Dicke des Szintillators. Wird darüber hinaus auch die Größe der einzelnen Pixel reduziert, so steigt dadurch die Ortsauflösung. Als Folge dieser Abhängigkeit wird bei der Auslegung eines derartigen Detektors stets ein Kompromiss zwischen Orts- und Kontrastauflösung eingegangen.
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Ein weiteres Problem ergibt sich aus der Verwendung von lichtempfindlichen Halbleiter-Sensoren. Je kleiner deren Abmessungen gewählt werden, desto ungünstiger fällt das Signal-Rausch-Verhältnis aus, so dass hierdurch die erreichbare Ortsauflösung zusätzlich begrenzt ist.
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Aufgabe der Erfindung ist es, ein besonders effektives Verfahren zur ortsaufgelösten Detektion von Röntgenquanten anzugeben. Es ist darüber hinaus Aufgabe der Erfindung einen Detektor anzugeben, mit dem ein solches Verfahren ausführbar ist.
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In Bezug auf das Verfahren wird diese Aufgaben erfindungsgemäß durch die Merkmale des Anspruchs 1 gelöst. Die rückbezogenen Ansprüche beinhalten teilweise vorteilhafte und teilweise für sich selbst erfinderische Weiterbildungen dieser Erfindung.
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Das Verfahren dient zur Detektion von Röntgenquanten, die in einer Röntgenröhre erzeugt werden und auf einen Multi-Pixel-Röntgendetektor mit einer zweidimensionalen Matrix aus messsignalerzeugenden Pixeln auftreffen. Dazu werden die Pixel, die innerhalb eines vorgegebenen Zeitintervalls ein Messsignal generieren und die zudem in einem zusammenhängenden Cluster aus mehreren Pixeln liegen, von einer Auswerteeinheit einem Eventcluster zugeordnet. Die Messsignale der Pixel eines solchen Eventclusters werden von der Auswerteeinheit als korreliert bewertet und infolgedessen zu Approximation der Position, an der das Röntgenquant mit dem Multi-Pixel-Röntgendetektor interagiert hat, herangezogen. Hierbei wird davon ausgegangen, dass das Auftreffen eines Röntgenquants in der Regel mehrere benachbarte Pixel beeinflusst, so dass diese jeweils ein Messsignal generieren. In der Folge werden diese Messsignale genutzt, um abzuschätzen, an welcher Stelle das Röntgenquant auf den Multi-Pixel-Röntgendetektor getroffen ist. Die Approximation erfolgt dabei insbesondere mit Hilfe eines geeigneten Algorithmus. Die Messsignale werden daher einer gemeinsamen Rechenoperation zur Ermittlung des Auftreffpunktes des Röntgenquants unterzogen.
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Besonders vorteilhaft ist eine Variante des Verfahrens bei der der Multi-Pixel-Röntgendetektor einen Szintillator, eine sich daran anschließende zweidimensionale Matrix aus lichtempfindlichen Pixeln zur Erzeugung der Messsignale und eine Auswerteeinheit zur Auswertung der von den Pixeln erzeugten Messsignale umfasst, wobei jedes Messsignal ein Maß für die Lichtmenge darstellt, die zur Generierung des entsprechenden Messsignals geführt hat. Aus den Messsignalen lassen sich somit zusätzliche Informationen gewinnen, die zur Erhöhung der Effektivität der ortsaufgelösten Detektion geeignet sind.
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Gemäß einer Weiterentwicklung des Verfahrens ist für das Zeitintervall ein Wert kleiner 1μs vorgegeben. Mit Hilfe des Zeitintervalls soll vermieden werden, dass mehrere Röntgenquanten zur Generierung eines Messsignals beitragen, da sich in diesem Fall eine Approximation wesentlich schwieriger gestaltet. Bei der Wahl eines möglichst vorteilhaften Zeitintervalls gilt es, zwei Gesichtspunkte zu berücksichtigen. Mit zunehmender Intensität der Röntgenstrahlung sollte die Größe des Zeitintervalls möglichst abnehmen, da die Wahrscheinlichkeit, dass mehrere Röntgenquanten sowohl ortsnah als auch zeitnah auf den Multi-Pixel-Röntgendetektor treffen, zunimmt.
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Gleichzeitig ist es in der Regel notwendig, für das Zeitintervall eine Mindestgröße vorzusehen, um sicherzustellen, dass die gewünschte Beeinflussung benachbarter Pixel durch ein Röntgenquant vollständig in die Generierung der Messsignale einfließt und dass eben diese Messsignale auch von der Auswerteeinheit als korreliert bewertet werden. Zu berücksichtigen sind dabei insbesondere Reaktionszeiten, Schaltzeiten oder Totzeiten von verwendeten elektronischen Bausteinen.
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Entsprechend einer weiteren sehr zweckmäßigen Verfahrensvariante erfolgt die Approximation der Position, an der das Röntgenquant mit dem Multi-Pixel-Röntgendetektor interagiert hat, nach dem Prinzip einer mathematischen Schwerpunktsbestimmung für eine endliche Menge diskreter Massepunkte. Dabei wird vorzugsweise für jedes Eventcluster eine eigene Schwerpunktsbestimmung vorgenommen. Als Ortsverteilung fungiert hierbei die relative Lage der einzelnen Pixel zueinander und als Masseverteilung dienen die von den Pixeln generierten Messsignale. Je nach Informationsgehalt der Messsignale ist es alternativ dazu vorgesehen, einzelne Informationenaus den Messsignalen als Masseverteilung zu verwenden, wie zum Beispiel das Maß für die Lichtmenge, die auf ein lichtempfindliches Pixel getroffen ist. Durch Nutzung eines derartigen Verfahrens zur ortsaufgelösten Detektion von Röntgenquanten ist es möglich, ein Auflösevermögen zu erreichen, das höher ist als das durch die Pixelgröße begrenzte Auflösevermögen der eingesetzten Pixelmatrix und damit eines Multi-Pixel-Röntgendetektors nach dem Stand der Technik. In einer vereinfachten Variante ist alternativ zur Schwerpunktsbestimmung beispielsweise eine geometrische Mittelpunktsbestimmung vorgesehen.
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Einer weiteren vorteilhaften Verfahrensvariante entsprechend wird eine maximale räumliche Eventclustergröße vorgegeben. Die Messsignale der Pixel, die innerhalb des Zeitintervalls ein Messsignal generieren und die in einem Eventcluster größer der maximalen räumlichen Eventclustergröße liegen, werden dann von der Auswerteeinheit als fehlerhafte Messsignale bewertet und nicht ausgewertet. Hierbei wird angenommen, dass mehrere Röntgenquanten innerhalb des Zeitintervalls nahe beinander auf den Multi-Pixel-Röntgendetektor aufgetroffen sind, so dass sich deren Eventcluster überlagern. Damit derartige Ereignisse nicht zu einer Verringerung der Ortsauflösung führen, müsste in einem solchen Fall eine Approximation zweier Positionen, also zweier Schwerpunkte, vorgenommen werden. Zugunsten einer möglichst einfachen Auswertung ist es stattdessen jedoch vorgesehen, die bei einem solchen Ereignis auftretenden Messsignale quasi zu ignorieren. Hierdurch bleibt die Ortsauflösung unbeeinflusst, während die Kontrastauflösung verringert wird. Je unwahrscheinlicher ein solches Ereignis ist, desto weniger fällt diese Kontrastverringerung allerdings ins Gewicht.
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Von Vorteil ist außerdem eine Verfahrensvariante, bei der eine minimale räumliche Eventclustergröße vorgegeben wird und bei der die Messsignale der Pixel, die innerhalb des Zeitintervalls ein Messsignal generieren und die in einem Eventcluster kleiner der minimalen räumlichen Eventclustergröße liegen, von der Auswerteeinheit als fehlerhafte Messsignale bewertet und nicht ausgewertet werden. Dieser Variante liegt die Überlegung zugrunde, dass derartige Messsignale nicht von einem Röntgenquant hervorgerufen werden, sondern beispielsweise durch Effekte wie Pixelrauschen.
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Bei einer besonders zweckmäßigen Verfahrensvariante werden ausschließlich die Messsignale eines Eventclusters mit einer räumlichen Eventclustergröße zwischen 2d und 6d sowie insbesondere zwischen 3d und 5d als nicht fehlerhafte Messsignale bewertet und ausgewertet. Dabei steht d für die Pixelgröße, welche durch den Durchmesser des Innenkreises der Form eines Pixels gegeben ist. Hierdurch wird der Zielvorgabe, die Approximation möglichst einfach zu gestalten, weiter Rechnung getragen.
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Darüber hinaus ist eine Verfahrensvariante vorteilhaft, bei der die Pixel eine Pixelgröße d kleiner 200μm und vorzugsweise kleiner 100μm aufweisen. Mit einer derartigen Pixelgröße d lässt sich einerseits eine gute Ortsauflösung realisieren während andererseits das Signal-Rausch-Verhältnis völlig ausreichend ist.
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Entsprechend einer weiteren besonders vorteilhaften Verfahrensvariante, ist die Dicke des Szintillators derart an die Pixelgröße d angepasst, dass bei Zugrundelegung einer „point spread function“ (Punktantwort) mindestens 80 % und vorzugsweise mindestens 90 % der von einem Röntgenquant erzeugten Lichtmenge auf ein Cluster benachbarter Pixel mit einer Größe von mindestens 2d und höchstens 6d sowie insbesondere zwischen 3d und 5d auftrifft. Ein typischer Szintillator ist zum Beispiel gegeben durch einen Ti-dotierten CsI-Halbleiterkristall. Insbesondere in diesem Fall ist vorzugsweise eine Dicke kleiner 2000μm vorgesehen. Der Szintillator ist somit allgemein wesentlich dicker gestaltet, als das bei Multi-Pixel-Röntgendetektoren nach dem Stand der Technik der Fall ist. Bei diesen ist die Dicke üblicherweise kleiner 600μm. Als Folge der erhöhten Dicke des Szintillators ist die Kontrastauflösung signifikant erhöht. Während also gemäß Stand der Technik die Dicke des Szintillators so gewählt wird, dass gemäß „point spread function“ etwa 90 % der Lichtmenge, die von einem Röntgenquant erzeugt wird, quasi auf ein einziges Pixel auftrifft, wird die Lichtmenge gemäß einem der Grundgedanken dieser Erfindung auf mehrere Pixel verteilt. Die Dicke des Szintillators ist allgemein größer 100μm, insbesondere größer 1500μm.
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Bei einer darüber hinaus vorteilhaften Verfahrensvariante sind die Pixel durch aktive Pixelsensoren (APS: Active Pixel Sensor), auch bekannt als CMOS-Sensoren, gegeben. Derartige Sensoren lassen sich auf besonders einfache Weise mit einer geeigneten Ausleseelektronik verknüpfen, so dass hierdurch ein zur Ausführung des Verfahrens geeigneter Multi-Pixel-Röntgendetektor mit einem verhältnismäßig geringen Kosten- und Fertigungsaufwand herzustellen ist.
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Entsprechend einer weiteren zweckmäßigen Verfahrensvariante weisen die Pixel die Form eines regelmäßigen Sechsecks auf. Hierbei liegen rein geometrische Überlegungen zugrunde. Bei einer flächenausfüllenden Matrix aus Pixeln mit der Form eines regelmäßigen Sechsecks weist die zu erwartende typische Eventclusterform in guter Näherung die Rotationssymmetrie der „point spread function“ auf.
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Die gestellte Aufgabe, einen geeigneten Detektor zur Ausführung des beschriebenen Verfahrens anzugeben, wird erfindungsgemäß durch die Merkmale des Anspruchs 12 gelöst. Der Detektor ist dabei als Multi-Pixel-Röntgendetektor ausgestaltet und umfasst eine zweidimensionale Matrix aus messsignalerzeugenden Pixeln sowie eine Auswerteeinheit, die derart ausgebildet ist, dass mit dieser das erfindungsgemäße Verfahren ausführbar ist.
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Die Erfindung wird nachfolgend anhand einer schematischen Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen:
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1 nach Art eines Blockschaltbildes einen Multi-Pixel-Röntgendetektor und eine Auswerteeinheit,
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2 eine „point spread function“ in Relation zur Pixelgröße,
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3 eine Pixelmatrix aus quadratischen Pixeln,
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4 eine graphische Darstellung verschiedener Eventcluster,
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5 eine graphische Darstellung einer Massepunktverteilung und
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6 eine Pixelmatrix aus sechseckigen Pixeln, sowie
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7 eine stark vereinfachte Blockbild-Darstellung einer Röntgenanlage.
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Einander entsprechende Teile sind in allen Figuren mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
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Die Ausführung des Verfahrens erfolgt vorzugsweise mit Hilfe einer in 1 skizzierten Vorrichtung 2, welche einen Multi-Pixel-Röntgendetektor 4 und eine damit signaltechnisch verbundene Auswerteeinheit 6 umfasst. Im Ausführungsbeispiel gemäß 1 weist der Multi-Pixel-Röntgendetektor 4 drei Schichten auf und ist als digitaler Röntgendetektor realisiert. Die erste Schicht fungiert als Basis- oder Trägerbauteil 8 und beherbergt einen nicht näher dargestellten Elektronikbaustein. An die erste Schicht schließt sich die zweite Schicht an, die aus einer zweidimensionalen Matrix 10 aus lichtempfindlichen und messsignalerzeugenden Pixeln P gebildet und mit dem Elektronikbaustein in der ersten Schicht signaltechnisch verbunden ist. Die dritte Schicht schließlich liegt auf der zweiten Schicht auf und ist als Szintillator 12 ausgebildet. Insbesondere ist sie durch einen Ti-dotierten CsI-Halbleiterkristall gegeben.
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Treffen nun Röntgenquanten auf den Szintillator 12, so interagieren diese mit dem Halbleiterkristall und generieren dabei Photonen mit einer Wellenlänge im Bereich des sichtbaren Lichts. Die Photonen, die sich sowohl entgegen der Schichabfolgerichtung 14 als auch quer dazu ausbreiten, treffen in der Folge auf die Pixel P der Matrix 10. In Abhängigkeit der auftreffenden Lichtmenge generiert ein jedes Pixel P sodann ein elektrisches Messsignal, welches vom Elektronikbaustein in der ersten Schicht ausgelesen und in ein digitales Messsignal umgewandelt wird. Der Elektronikbaustein fügt weiter dem digitalen Messsignal eines jeden Pixels P eine Ortsinformation hinzu, die die relative Lage dieses Pixels P innerhalb der Matrix 10 repräsentiert. Die auf diese Weise ergänzten Messsignale gelangen über eine Schnittstelle 16 in die Auswerteeinheit 6, wo sie mit Hilfe verschiedener Funktionsbausteine 18 weiterverarbeitet werden.
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Ein erster Funktionsbaustein FB 01 dient zur Feststellung der zeitlichen Koinzidenz. Hier werden diejenigen Messsignale, die innerhalb eines vorgegebenen Zeitintervalls generiert wurden, miteinander verknüpft und als Datensatz an einen zweiten Funktionsbaustein FB 02 weitergegeben. Mit Hilfe dieses zweiten Funktionsbausteins FB 02 erfolgt die Feststellung einer räumlichen Koinzidenz. Dabei werden diejenigen Messsignale des Datensatzes, die von Pixeln P generiert wurden, welche in einem Cluster aus benachbarten Pixeln P liegen und somit eine zusammenhängende Fläche ohne Lücken abbilden, als korreliert bewertet und einem Eventcluster EC (vgl. 4) zugeordnet. Anders ausgedrückt wird davon ausgegangen, dass ein einzelnes Röntgenquant zur Generierung eben dieser Messsignale geführt hat.
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Die einem Eventcluster EC zugeordneten Messsignale werden anschließend einem dritten Funktionsbaustein FB 03 zugeführt und dort einer Diskriminierung unterworfen. Dabei werden die Messsignale eines Eventclusters EC, dessen räumliche Eventclustergröße entweder größer als eine vorgegebene maximale räumliche Eventclustergröße oder kleiner als eine vorgegebene minimale räumliche Eventclustergröße ist, als fehlerhafte Messsignale bewertet und nicht weiter ausgewertet.
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Anderenfalls werden die Informationen eines Eventclusters EC in einem vierten Funktionsbaustein FB 04 zur Approximation der Position an der das Röntgenquant, welches zur Bildung des Eventclusters EC geführt hat, mit dem Multi-Pixel-Röntgendetektor interagiert hat, herangezogen. Die Approximation erfolgt dabei nach dem Prinzip einer mathematischen Schwerpunktsbestimmung für eine diskrete Verteilung von Massepunkten, wobei die Ortsverteilung durch die relative Lage der einzelnen Pixel P innerhalb der Matrix 10 gegeben ist und die Masse durch diejenige Information des Messsignals ersetzt wird, die die Lichtmenge wiedergibt, welche auf das entsprechende Pixel P getroffen ist. Die auf diese Weise ermittelten Positionen oder die Schwerpunkte der Eventcluster EC werden schließlich in einem fünften Funktionsbaustein FB 05 genutzt, um eine visuelle Darstellung zu erzeugen, die die räumliche Verteilung der detektierten Röntgenstrahlung wiederspiegelt.
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In Anpassung an das Verfahren weist die als Szintillator 12 wirkende dritte Schicht des Multi-Pixel-Röntgendetektors 4 eine wesentlich größere Dicke auf, als dies bei vergleichbaren Röntgendetektoren nach dem Stand der Technik der Fall ist. Dies resultiert aus den unterschiedlichen Zielsetzungen, die in 2 schematisch gegenübergestellt sind. Bei Röntgendetektoren nach dem Stand der Technik wird die Schichtdicke derart gewählt, dass bei Zugrundelegung einer normierten „point spread function“ psf wenigstens 90 % der von einem einzigen Gammaquant erzeugten Lichtmenge auf ein einzelnes Pixel entfällt. Entsprechend der an das Verfahren angepassten Zielsetzung hingegen ist die Schichtdicke so gewählt, dass sich diese Lichtmenge stärker auf mehrere Pixel verteilt. Im Ausführungsbeispiel entfallen 90 % der Lichtmenge exemplarisch auf ein Cluster aus 3×3 Pixeln P.
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An die gewählte Schichtdicke sind die minimale und die maximale räumliche Eventclustergröße angepasst. Wie in 3 gezeigt, sind zur Bildung der Matrix 10 des Multi-Pixel-Detektors 4 Pixel P mit einer quadratischen Grundform vorgesehen. Somit entspricht der Durchmesser des Innenkreises, welcher die Pixelgröße d repräsentiert, der Kantenlänge eines Pixels. Als minimale räumliche Eventclustergröße ist im Ausführungsbeispiel eine Fläche mit einem Innenkreisdurchmesser von 3d vorgegeben und als maximale räumliche Eventclustergröße ist eine Fläche mit einem Innendurchmesser von √2 × 4d vorgegeben. Je nach Anwendungsfall ist es alternativ dazu vorgesehen, die maximale räumliche Eventclustergröße auf einen Wert von √2 × 3d zu reduzieren.
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Mit Hilfe der Vorgabe einer minimalen und einer maximalen Eventclustergröße erfolgt eine Filterung der Messsignale derart, dass bei gegebenen Voraussetzungen Messsignale ignoriert oder gelöscht und somit nicht vollständig ausgewertet werden. In 4 sind drei mögliche Ereignisse graphisch dargestellt, anhand derer die Auswahlkriterien besonders einfach nachzuvollziehen sind. Abgebildet ist wiederum die Matrix 10 aus einzelnen quadratischen Pixeln P, wobei einige der Pixel P geschwärzt sind, um hierdurch zu symbolisieren, dass das jeweilige Pixel P innerhalb des Zeitintervalls ein Messsignal generiert hat. Die Intensität der Schwärzung ist dabei ein Maß für die Lichtmenge, die zur Generierung des Messsignals geführt hat.
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Im ersten Ereignisbeispiel EB 1 ist ein einzelnes geschwärztes Pixel P zu erkennnen, das vollständig von Pixeln P umrandet ist, die keinerlei Schwärzung aufweisen. Das Messsignal dieses geschwärzten Pixels P wird als fehlerhaft bewertet, da die Bedingung der minimalen Eventclustergröße nicht erfüllt ist. Ursache für ein derartiges Messsignal kann beispielsweise sogenanntes Pixelrauschen sein. Das Cluster aus geschwärzten Pixeln P im Ereignisbeispiel 2 EB 2 erfüllt dagegen die Bedingung der maximalen räumlichen Eventclustergröße nicht, weswegen die Messsignale der Pixel dieses Clusters ebenfalls als fehlerhaft bewertet und nicht weiter ausgewertet werden. Hierbei wird davon ausgegangen, dass das Cluster eine räumliche Überlagerung zweier Eventcluster EC darstellt, wodurch sich die Messsignale der Pixel P dieses Clusters nicht für eine einfache Schwerpunktsbestimmung eignen. Das Ereignisbeispiel EB 3 schließlich zeigt zwei räumlich voneinander getrennte Cluster aus geschwärzten Pixeln P, deren räumliche Eventclustergröße jeweils innerhalb des vorgegebenen Bereichs liegt, so dass jedes der beiden Cluster als für Approximation geeignetes Eventcluster EC betrachtet werden. Dementsprechend werden die Messsignale der Pixel P dieser beiden Cluster ausgewertet.
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Der Algorithmus zur Approximation der Position, an der das Röntgenquant mit dem Multi-Pixel-Röntgendetektor
4 interagiert hat, lässt sich wie folgt zusammenfassen. In Schichtabfolgerichtung
14 gesehen oberhalb der Matrix
10 interagiert ein Röntgenquant mit dem Szintillator
12 und erzeugt dabei eine Anzahl von Photonen. Diese bereiten sich quer zur Schichtabfolgerichtung
14 isotrop aus, wodurch die Verteilung der Lichtmenge auf der Matrix
10 einer Glockenkurve ähnelt, deren Maximum an einem Punkt liegt, der sich durch Projektion in Schichtabfolgerichtung
14 auf die Position abbilden lässt, an der das Röntgenquant mit dem CsI-Halbleiterkristall interagiert hat. Die Pixel P auf die ein Teil des Lichts auftrifft, generieren ein Messsignal, das die Lichtmenge repräsentiert, die zur Erzeugung des Messsignals geführt hat. Im Ausführungsbeispiel ist ein Messsignal durch eine Spannung S (als Größe für die Lichtmenge) gegeben. Die entsprechenden Spannungswerte, in
5 exemplarisch gegeben durch die Werte S
1 bis S
5 ersetzen bei der Schwerpunktsbestimmung die Massewerte, so dass der Schwerpunkt und somit die approximierte Position X
5 des Röntgenquants gegeben ist durch:
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Hierbei stehen die Werte Xi für die relativen Positionen der einzelnen Pixel P innerhalb der Matrix 10. Die Vorgehensweise zur Schwerpunktsbestimmung im zweidimensionalen Fall erfolgt analog.
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In Anpassung an die Rotationssymmetrie einer „point spread function“ ist die Matrix 10 bei einer alternativen Ausgestaltung aus Pixeln P mit der Form eines regelmäßigen Sechsecks gebildet. Ein entsprechender Aufbau ist in 6 ausschnittsweise dargestellt.
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Das beschriebene Verfahren wird insbesondere bei einer Röntgenanlage 20 eingesetzt, wie sie in 7 schematisiert dargestellt ist. Die Röntgenanlage 20 umfasst einen Röntgenstrahler 22 (Röntgenröhre) zu dem gegenüberliegend der Röntgendetektor 4 angeordnet ist. Röntgenstrahler 22 und Röntgendetektor 4 sind im Ausführungsbeispiel direkt miteinander verbunden, insbesondere über einen C-Bogen. Die Röntgenanlage 20 wird insbesondere im medizinischen Bereich zu Diagnosezwecken eingesetzt. Hierbei wird ein Patient 26 (allgemein: zu durchstrahlendes Objekt) zu Untersuchungszwecken durchstrahlt. Die transmittierten Röntgenstrahlen werden von dem Röntgendetektor 4 erfasst und die Messsignale werden der Auswerteeinheit 6 zur Erstellung von Diagnosebildern übermittelt. Die Auswertung der von dem Röntgendetektor an die Auswerteeinheit 6 übermittelten Messsignale kann wahlweise unmittelbar während der Untersuchung oder auch zu einem späteren Zeitpunkt erfolgen.
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Die Erfindung ist nicht auf das vorstehend beschriebene Ausführungsbeispiel beschränkt. Vielmehr können auch andere Varianten der Erfindung von dem Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Gegenstand der Erfindung zu verlassen. Insbesondere sind ferner alle im Zusammenhang mit dem Ausführungsbeispiel beschriebenen Einzelmerkmale auch auf andere Weise miteinander kombinierbar, ohne den Gegenstand der Erfindung zu verlassen.
