DE102012212124B4 - Zählender digitaler Röntgendetektor und Verfahren zur Aufnahme einer Serie von Röntgenbildern - Google Patents

Zählender digitaler Röntgendetektor und Verfahren zur Aufnahme einer Serie von Röntgenbildern Download PDF

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Abstract

Zählender digitaler Röntgendetektor zur Aufnahme von Röntgenbildern eines von einer Röntgenstrahlung durchstrahlten Objektes mit zumindest einem Detektormodul (35), das Detektormodul (35) aufweisend einen Röntgenkonverter zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen (12), wobei jedes zählende Pixelelement (12) einen Signaleingang (28), eine Wandlungsvorrichtung zur Wandlung des elektrischen Signals in ein Zählsignal und mehrere erste digitale Speichereinheiten (33.1, 33.2, 33.3, 33.4) zur Speicherung von Zählsignalen unterschiedlicher Höhe aufweist, wobei jeder ersten Speichereinheit (33.1, 33.2, 33.3, 33.4) genau eine zweite digitale Speichereinheit (41.1, 41.2, 41.3, 41.4) zugeordnet ist, welche in demselben Pixelelement (12) angeordnet und dazu ausgebildet ist, durch einen Übertragungsvorgang eine Kopie der jeweils zugeordneten ersten Speichereinheit (33.1, 33.2, 33.3, 33.4) zum Zeitpunkt der Übertragung zu bilden, wobei der Röntgendetektor derart ausgebildet ist, dass der Übertragungsvorgang für die Vielzahl der Pixelelemente (12) gleichzeitig durchführbar ist, wobei die Wandlungsvorrichtung einen Ladungsverstärker (29) und mehrere Diskriminatoren (31.1, 31.2, 31.3, 31.4) mit jeweils einem einstellbaren Schwellwert aufweist.

Description

  • Die Erfindung betrifft einen zählenden digitalen Röntgendetektor gemäß dem Patentanspruch 1 sowie ein Verfahren zur Aufnahme einer Serie von Röntgenbildern gemäß dem Patentanspruch 5.
  • Zur diagnostischen Untersuchung und für interventionelle Eingriffe z.B. in der Kardiologie, der Radiologie sowie der Chirurgie werden zur Bildgebung Röntgensysteme eingesetzt. Röntgensysteme 16, wie in 2 gezeigt, weisen eine Röntgenröhre 18 und einen Röntgendetektor 17 auf, z.B. gemeinsam an einem C-Bogen 19 angeordnet, einen Hochspannungsgenerator zur Erzeugung der Röhrenspannung, ein Bildgebungssystem 21 (häufig inklusive mindestens eines Monitors 22), eine Systemsteuereinheit 20 und einen Patiententisch 23. Systeme mit zwei Ebenen (2 C-Bögen) werden ebenfalls in der interventionellen Radiologie eingesetzt. Als Röntgendetektoren werden im Allgemeinen Röntgenflachdetektoren in vielen Bereichen der medizinischen Röntgendiagnostik und Intervention verwendet, beispielsweise in der Radiographie, der interventionellen Radiologie, Kardangiographie, aber auch der Therapie zur Bildgebung im Rahmen der Kontrolle und Bestrahlungsplanung oder der Mammographie.
  • Heutige Röntgenflachdetektoren sind im Allgemeinen integrierende Detektoren und basieren vorwiegend auf Szintillatoren, deren Licht in Matrizen von Photodioden in elektrische Ladung gewandelt wird. Diese werden dann über aktive Steuerelemente üblicherweise zeilenweise ausgelesen. 1 zeigt den prinzipiellen Aufbau eines heute verwendeten indirekt-konvertierenden Röntgenflachdetektors, aufweisend einen Szintillator 10, eine aktive Auslesematrix 11 aus amorphem Silizium mit einer Vielzahl von Pixeln 12 (mit Photodiode 13 und Schaltelement 14) und Ansteuer- und Ausleseelektronik 15 (siehe z.B. M. Spahn, „Flat detectors and their clinical applications", Eur Radiol. (2005), 15: 1934-1947). Je nach Strahlenqualität liegt die Quanteneffizienz für einen Szintillator aus CsJ mit einer Schichtdicke von z.B. 600 µm je nach Strahlenqualität zwischen etwa 50% und 80% (siehe z.B. M. Spahn, „Flat detectors and their clinical applications", Eur Radiol (2005), 15: 1934-1947). Die ortsfrequenzabhängige DQE(f) („detective quantum efficiency“) wird hierdurch nach oben begrenzt und liegt für typische Pixelgrößen von z.B. 150 m bis 200 µm und für die für die Applikationen interessanten Ortsfrequenzen von 1 bis 2 lp/mm deutlich darunter. Um neue Applikationen (z.B. Dual-Energy, Material-Separation) zu ermöglichen, aber auch die Quanteneffizienz weiter zu steigern, wird zunehmend das Potential von zählenden Detektoren bzw. energiediskriminierenden zählenden Detektoren hauptsächlich auf Basis von direkt-konvertierenden Materialien wie CdTe oder CdZTe (CZT) und kontaktierten ASICs (application specific integrated circuit; z.B. Ausführung in CMOS Technologie) untersucht.
  • Der prinzipielle Aufbau solcher zählender Detektoren ist in 3 dargestellt. Röntgenstrahlung wird im Direktkonverter 24 (z.B. CdTe oder CZT) konvertiert und die erzeugten Ladungsträgerpaare über ein elektrisches Feld, welches von einer gemeinsamen Top-Elektrode 26 und einer Pixelelektrode 25 erzeugt wird, separiert. Die Ladung erzeugt in einer der pixelförmig ausgeführten Pixelelektroden 26 des ASIC 27 einen Ladungspuls, dessen Höhe der Energie des Röntgenquants entspricht und der, falls oberhalb eines definierten Schwellwerts liegend, als ein Zählereignis registriert wird. Der Schwellwert dient dazu, ein tatsächliches Ereignis von elektronischem Rauschen zu unterscheiden oder z.B. auch k-Fluoreszenzphotonen zu unterdrücken, um Mehrfachzählungen zu unterscheiden. Der ASIC 27, ein entsprechender Abschnitt des Direktkonverters 24 und eine Kopplung zwischen Direktkonverter 24 und ASIC 27 (bei direkt-konvertierenden Detektoren z.B. mittels Bumpbonds 36) bilden jeweils das Detektormodul 35 mit einer Vielzahl von Pixelelementen 12. Der ASIC 27 ist auf einem Substrat 37 angeordnet und mit periferer Elektronik 38 verbunden. Ein Detektormodul kann auch ein oder mehrere ASICs und ein oder mehrere Teilstücke eines Direktkonverters aufweisen, gewählt jeweils nach Bedarf.
  • In der 4 ist die generelle Schematik eines zählenden Pixelelements gezeigt. Die elektrische Ladung passiert den Ladungseingang 28, wird im Pixelelement gesammelt und dort mit Hilfe eines Ladungsverstärkers 29 und einer Rückkopplungskapazität 40 verstärkt. Zusätzlich kann am Ausgang die Pulsform in einem Shaper (Filter) angepasst werden (nicht dargestellt). Ein Ereignis wird dann gezählt, indem eine digitale Speichereinheit (Zähler oder Counter) 33 um Eins hochgezählt wird, wenn das Ausgangssignal über einem einstellbaren Schwellwert liegt. Dies wird über einen Diskriminator 31 festgestellt. Der Schwellwert kann prinzipiell auch fest analog vorgegeben sein, wird aber im Allgemeinen über z.B. einen DAC 32 (digital to analog converter) angelegt und ist damit in einem gewissen Bereich variabel einstellbar. Anschließend kann über eine Ansteuer- und Ausleseeinheit 34 ausgelesen werden. 5 zeigt eine entsprechende Schematik für ein gesamtes Array von zählenden Pixelelementen 12, z.B. 100 × 100 Pixelelementen von je z.B. 180 µm. Die Realisierung eines solchen Arrays geschieht mit Hilfe des ASIC. In diesem Beispiel hätte er eine Größe von 1,8 × 1,8 cm2. Für großflächige Detektoren (z.B. 20 × 30 cm2) werden mehrere Detektormodule 35 zusammengeschlossen (in diesem Beispiel würden 11 × 17 etwa diese Fläche ergeben) und über die gemeinsame periphere Elektronik verbunden. Für die Verbindung zwischen ASIC und peripherer Elektronik wird z.B. TSV-Technologie (through silicon via) eingesetzt.
  • Im Falle von zählenden und energiediskriminierenden Röntgendetektoren werden zwei, drei oder mehr Schwellwerte eingeführt und die Höhe des Ladungspulses, entsprechend den vordefinierten Schwellwerten (Diskriminatorschwellen), in eines oder mehrere der digitalen Speichereinheiten (Zähler) eingeordnet. Die in einem bestimmten Energiebereich gezählten Röntgenquanten lassen sich dann durch Differenzbildung der Zählerinhalte zweier entsprechender Zähler erhalten. Die Diskriminatoren lassen sich z.B. mit Hilfe von DACs (digital-toanalog converter) für das ganze Detektormodul oder pixelweise innerhalb gegebener Grenzen oder Bereiche einstellen. Die Zählerinhalte der Pixelelemente werden nacheinander über eine entsprechende Ausleseeinheit modulweise ausgelesen. Dieser Ausleseprozess benötigt eine gewisse Zeit, währenddessen nicht fehlerfrei weitergezählt werden kann.
  • In einem gepulsten Strahlungsbetrieb des Röntgensystems müssen wie bei integrierenden Detektoren ein Röntgenstrahlungsfenster und ein Auslesefenster definiert werden. Bei einer Bildfrequenz von z.B. 50 fps (Frames per second; Framezeit z.B. 20 ms) und einer Auslesezeit von 10 ms bleibt ein Röntgenfenster für eine maximale Pulsbreite von 10 ms übrig (Framezeit = Strahlungszeit plus Auslesezeit). Ein einzelnes Pixelelement wird in diesem Beispiel (z.B. 10000 Pixel pro Detektormodul) mit 1 µs ausgelesen (10000 × 1 µs = 10 ms). Ein solches Design, welches wie in diesem Beispiel 1 µs Auslesezeit pro Pixelelement benötigt, stößt bereits bei einer Bildrate von 100 fps an seine Grenzen, da dann das Röntgenfenster auf 0 ms schrumpft.
  • Im Falle kontinuierlicher Strahlung wird während des Ausleseprozesses gestrahlt und kann demzufolge entweder nicht gezählt werden (keine Nutzung der Strahlendosis) oder, falls dies per Design nicht ausgeschlossen ist, entsprechen die Zählsignale jeweils etwas unterschiedlichen Zeitabschnitten, was unbedingt zu vermeiden ist. Höhere Schaltfrequenzen von z.B. 10 MHz können die Auslesezeit für das Beispiel-Detektormodul auf 1 ms drücken, aber bei 100 fps ergibt sich immer noch ein Verhältnis von 1:9 zwischen Auslesezeit und nutzbarer Strahlungszeit.
  • Aus der Druckschrift US 2009 / 0290680 A1 ist ein Festkörper-Pixeldetektor mit integrierter Mehrkanalschaltung bekannt. Jeder Kanal oder jedes Pixel des Auslesechips verwendet einen rauscharmen Vorverstärker an seinem Eingang, gefolgt von einer weiteren Schaltung. Der Pixeldetektor ermöglicht eine schnelle Datenerfassung bzw. eine hohe Energie-Auflösung.
  • Aus der Druckschrift DE 10 2005 060 310 A1 ist ein Röntgendetektor bekannt, der Röntgenstrahlung während eines Zeitfensters detektiert. Eine elektrische Ladung wird unter Verwendung von Photodioden erzeugt und im Detektor gespeichert. Die Ladung im Detektor wird durch einen Zwischenspeicherkondensator ausgelesen. Während des Auslesens wird erneut Röntgenstrahlung detektiert.
  • Aus der Druckschrift DE 697 11 902 T2 ist ein Bildzellenfeld bekannt, eine Anordnung von Detektorzellen enthält. Die Detektorzellen erzeugen als Reaktion auf einfallende Strahlung eine Ladung. Jeder Detektorzelle ist eine Bildzellenschaltung zugeordnet, die eine Zählschaltung und eine Schwellenwertschaltung aufweist. Die Zählschaltung ist mit der Schwellenwertschaltung so verbunden, dass nur einfallende Strahlung innerhalb eines vorbestimmten Energiebereichs gezählt wird.
  • Aus der Druckschrift DE 11 2006 001 859 T5 ist ein Detektor bekannt, der Festkörperkristalle umfasst, die eine Matrix von Pixeln bilden. Die Strahlungsereignisse für jedes Pixel werden von einem elektronischen Modul gezählt, das an dem Pixel angebracht ist. Das elektronische Modul umfasst einen Schwellenwertanalysator, der gültige Ereignisse durch Vergleichen eines dem Strahlungsereignis zugeordneten Energiepegels mit einem vorbestimmten Schwellenwert identifiziert. Das elektronische Modul umfasst ferner einen Zähler zum Zählen der gültigen Ereignisse.
  • Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen zählenden digitalen Röntgendetektor bereitzustellen, welcher hohe Frameraten bei hoher Bildqualität von Röntgenbildern für interventionelle Anwendungen ermöglicht. Des Weiteren ist es Aufgabe der Erfindung, ein entsprechendes Verfahren zur Aufnahme einer Serie von Röntgenbildern bereitzustellen.
  • Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch einen zählenden digitalen Röntgendetektor gemäß dem Patentanspruch 1 und von einem Verfahren zur Aufnahme von einer Serie von Röntgenbildern gemäß dem Patentanspruch 5. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind jeweils Gegenstand der zugehörigen Unteransprüche.
  • Der erfindungsgemäße zählende digitale Röntgendetektor zur Aufnahme von Röntgenbildern eines von einer Röntgenstrahlung durchstrahlten Objektes mit zumindest einem Detektormodul, aufweisend einen Röntgenkonverter zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix aus einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen, wobei jedes zählende Pixelelement einen Signaleingang, eine Wandlungsvorrichtung zur Wandlung des elektrischen Signals in ein Zählsignal und mehrere erste digitale Speichereinheiten zur Speicherung des Zählsignals aufweist, wobei jeder ersten Speichereinheit genau eine zweite digitale Speichereinheit zugewiesen ist, welche dazu ausgebildet ist, durch einen Übertragungsvorgang eine Kopie der ersten Speichereinheit zum Zeitpunkt der Übertragung zu bilden, ist derart ausgebildet, dass der Übertragungsvorgang für die Vielzahl der Pixelelemente gleichzeitig durchführbar ist.
  • Mit dem erfindungsgemäßen Röntgendetektor können innerhalb sehr kurzer Zeit und für alle Pixelelemente gleichzeitig die Zählinhalte der ersten digitalen Speichereinheiten auf die zweiten digitalen Speichereinheiten („Schattenspeicher“) transferiert werden, so dass die ersten Speichereinheiten sehr schnell wieder auf Null zurückgestellt werden können und damit frei für neue Zählvorgänge sind. Der Ausleseprozess, welcher im Allgemeinen sequentiell erfolgt und relativ viel Zeit in Anspruch nimmt, kann dadurch auf die zweiten digitalen Speichereinheiten verlagert werden. Auf diese Weise können sehr schnell und noch gleichzeitig mit dem Ausleseprozess wieder neu Röntgenstrahlung ausgewertet und Zählsignale in der ersten digitalen Speichereinheit gespeichert werden. Auf diese Weise kann die Framerate bei der Aufnahme von Röntgenbildserien signifikant gesteigert und dabei eine hohe Bildqualität beibehalten werden.
  • Die erste digitale Speichereinheit kann dabei insbesondere ein Zähler mit der Aufgabe sowohl bei jedem elektrischen Signal, das oberhalb eines entsprechenden Diskriminatorschwellwerts liegt, ein Zählereignis hochzuzählen als auch den entsprechenden Zählerinhalt zu speichern, sein. Als Zähler kann z.B. ein digitales Register, Schieberegister oder logisches Schaltwerk dienen, das um eine Zähleinheit inkrementiert wird, sobald ein logischer Puls (hier vom Diskriminator) an dessen Input anliegt. Am Anfang der Zählperiode wird das Register auf Null gesetzt. Der Zähler kann sequentiell oder parallel ausgelesen werden. Die zweite digitale Speichereinheit kann ein reiner Speicher sein, der in der Lage ist, eine Kopie des Zählerstandes der ersten digitalen Speichereinheit aufzunehmen und zwischenzuspeichern. Dieser Speicher kann auch ein Register sein, das entweder sequentiell oder parallel beschrieben und ausgelesen werden kann.
  • Ein erfindungsgemäßes Verfahren zur Aufnahme einer Serie von Röntgenbildern sieht folgendermaßen aus:
    1. a) eine das Objekt durchstrahlende Röntgenstrahlung wird während eines Röntgenfensters ortsaufgelöst in elektrische Signale umgewandelt,
    2. b) die elektrischen Signale werden pixelweise in Zählsignale umgewandelt und in den jeweiligen ersten Speichereinheiten gespeichert,
    3. c) die gespeicherten Zählsignale aller Pixelelemente werden gleichzeitig von den ersten Speichereinheiten in die zweiten Speichereinheiten übertragen, anschließend werden die ersten Speichereinheiten auf Null zurückgesetzt,
    4. d) anschließend werden die Inhalte der zweiten Speichereinheiten sequentiell aus dem Röntgendetektor ausgelesen und die zweiten Speichereinheiten auf Null zurückgesetzt, und
    5. e) die Schritte werden in der Abfolge a bis d mehrmals wiederholt, wobei die Schritte a und b zumindest teilweise dann erfolgen, während der Schritt d der vorangegangenen Abfolge durchgeführt wird.
  • Die Wandlungsvorrichtung weist einen Ladungsverstärker und einen Diskriminator mit einem einstellbaren Schwellwert auf. Der Schwellwert kann z.B. über einen DAC angelegt werden. Auf diese Weise werden nur elektrische Signale gezählt, die den Schwellwert überschreiten, so dass Rauschen ausgeblendet werden kann oder nur Ereignisse mit Energien oberhalb einer gewünschten Schwelle gezählt werden. Es können auch Fensterdiskriminatoren vorgesehen sein, die sowohl einen unteren als auch einen oberen Schwellwert haben, so dass in dem entsprechenden Zähler nur Ereignisse gezählt werden, deren Energie oberhalb des unteren Schwellwerts und unterhalb des oberen Schwellwerts ist. So kann z.B. der obere Schwellwert so gelegt werden, dass er nicht höher ist als die maximal zu erwartende Röntgenenergie.
  • Die Wandlungseinheit weist mehrere Diskriminatoren mit jeweils unterschiedlichen Schwellwerten auf und das Pixelelement weist mehrere erste digitale Speichereinheiten zur Zählung von Zählsignalen unterschiedlicher Höhe auf. Jedes elektrische Signal wird dadurch auf seine Signalhöhe hin in die entsprechende erste Speichereinheit eingeordnet. Auf diese Weise ist eine energieselektive Bildgebung möglich, da die Höhe des elektrischen Signals durch die Energie des Röntgenquants, durch welches es erzeugt wurde, bestimmt wird. Es können zwei, drei, vier oder eine Vielzahl von ersten Speichereinheiten und Schwellwerten vorgesehen sein. Eine entsprechende Anzahl von zweiten digitalen Speichereinheiten ist natürlich ebenfalls vorgesehen.
  • Nach einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung wird der Röntgenkonverter von einem Direktkonverter, insbesondere CdTe (Cadmiumtellurid), gebildet. Es können auch andere Direktkonvertermaterialien wie CZT (Cadmiumzinktellurid), HgI, PbO etc. verwendet werden. Derartige Direktkonverter haben den Vorteil, hohe elektrische Signale und Zählraten zu erzeugen, da die Schichtdicken deutlich höher sein können als z.B. bei indirekten Konvertern, so dass eine höhere Absorption erfolgt. Dadurch wiederum sind höhere DQEs (Detective Quantum Efficiency) über den gesamten Ortsfrequenzbereich möglich.
  • In vorteilhafter Weise weist der Röntgendetektor eine Vielzahl von Detektormodulen auf. Auf diese Weise können großflächige Röntgendetektoren erzeugt werden.
  • Zweckmäßigerweise werden die (ersten und zweiten) digitalen Speichereinheiten von Zählern (Counter) gebildet.
  • Die Erfindung sowie weitere vorteilhafte Ausgestaltungen gemäß Merkmalen der Unteransprüche werden im Folgenden anhand schematisch dargestellter Ausführungsbeispiele in der Zeichnung näher erläutert, ohne dass dadurch eine Beschränkung der Erfindung auf diese Ausführungsbeispiele erfolgt. Es zeigen:
    • 1 eine Ansicht eines bekannten Röntgensystems zur Verwendung bei interventionellen Eingriffen,
    • 2 eine Ansicht eines bekannten Röntgendetektors mit einem Szintillator,
    • 3 eine Draufsicht auf einen Ausschnitt aus einem bekannten Röntgendetektor mit mehreren Detektormodulen,
    • 4 eine Darstellung der zentralen Funktionselemente eines zählenden Pixelelements eines bekannten Röntgendetektors,
    • 5 eine Darstellung einer Matrix aus zählenden Pixelelementen eines bekannten Röntgendetektors mit Ansteuer- und Ausleselogik,
    • 6 eine Darstellung der zentralen Funktionselemente eines zählenden Pixelelements eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors mit einem ersten und einem zweiten digitalen Speicherelement,
    • 7 eine Darstellung der zentralen Funktionselemente eines zählenden, energiediskriminierenden Pixelelements eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors mit mehreren ersten und zweiten digitalen Speicherelementen,
    • 8 eine Darstellung einer Matrix aus zählenden Pixelelementen gemäß 7 eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors,
    • 9 ein synchrones Timingdiagramm eines erfindungsgemäßen Verfahrens mit gepulster Röntgenstrahlung,
    • 10 ein asynchrones Timingdiagramm eines erfindungsgemäßen Verfahrens mit gepulster Röntgenstrahlung,
    • 11 ein asynchrones Timingdiagramm eines erfindungsgemäßen Verfahrens mit kontinuierlicher Röntgenstrahlung,
    • 12 einen Ablauf eines Verfahrens zum Zusammensetzen von Teilbildern zu einem korrigierten Gesamtbild,
    • 13 einen weiteren Ablauf eines Verfahrens zum Zusammensetzen von Teilbildern zu einem korrigierten Gesamtbild, und
    • 14 eine Darstellung der zentralen Funktionselemente eines zählenden, energiediskriminierenden Pixelelements mit einem Diskriminator mit mehreren Schwellenwerten.
  • In der 6 sind die zentralen Funktionselemente eines Pixelelements eines erfindungsgemäßen digitalen zählenden Röntgendetektors gezeigt. Neben dem Ladungseingang 28, dem Ladungsverstärker 29, der Rückkopplungskapazität 40, dem Diskriminator 31, dem DAC 32 und der ersten digitalen Speichereinheit 33 ist in dem Pixelelement eine zweite digitale Speichereinheit 41 („Schattenspeicher“) angeordnet. Durch einen Übertragungsprozess wird sehr schnell der Inhalt der ersten digitalen Speichereinheit in die zweite digitale Speichereinheit übertragen und eine 1:1 Kopie der ersten Speichereinheit in der zweiten Speichereinheit 41 erzeugt. Dies kann auf einfache Weise so durchgeführt werden, dass für alle Pixelelemente eines Detektormoduls bzw. des gesamten Röntgendetektors dieser Übertragungsprozess gleichzeitig stattfindet. Je nach Architektur der Speichereinheiten kann dies für jede Speichereinheit Bit für Bit nacheinander oder für alle Bits gleichzeitig durchgeführt werden. Im Fall einer Taktfrequenz von 1 MHz (Angenommen ist hier, dass innerhalb eines Takts ein Bit oder - bei paralleler Architektur - alle Bits des Zählers gleichzeitig übertragen werden. Wenn mehrere Takte pro Bit-Übertragung benötigt werden, multipliziert sich das natürlich entsprechend.) kann dieser Übertragungsprozess innerhalb von einer oder wenigen µs, bei 10 MHz sogar innerhalb von 100 ns oder wenigen 100 ns durchgeführt werden. Derartige Zeiten sind für Bildfrequenzen von z.B. 100 - 500 fps bzw. entsprechenden Zeitfenstern von 10 ms - 2 ms vernachlässigbar klein - sowohl für gepulste als auch für kontinuierliche Röntgenstrahlung. Anschließend werden die Inhalte der ersten Speichereinheiten auf Null zurück gesetzt und die Zählsignale können aus der zweiten Speichereinheit mittels der Ansteuer- und Ausleseelektronik 34 ausgelesen werden.
  • Das Auslesen aus den zweiten Speichereinheiten findet dann innerhalb der von den Bildfrequenzen entsprechenden Zeitfenster (im Folgenden Countingintervalle genannt) statt, um die nächste Übertragung von der ersten Speichereinheit auf die zweite Speichereinheit zu ermöglichen. Bei einem Beispiel von 10000 Pixelelementen dauert dies bei einer Taktfrequenz von 1 MHz bzw. 10 MHz entsprechend 10 ms bzw. 1 ms (es wird vereinfacht angenommen, dass der Transfer eines gesamten Zählerinhalts innerhalb eines Taktzyklus möglich ist, also alle Bits eines Zählers parallel ausgelesen werden; geschieht dies sequentiell, dann erhöht sich die Zeit entsprechend der Bittiefe der Zähler und reduziert entsprechend die möglichen Bildfrequenzen). Für eine Taktfrequenz von 1 MHz ließen sich also Bildraten von bis zu 100 fps und für 10 MHz Bildraten von bis zu 1000 fps realisieren.
  • In der 7 ist ein weiteres Beispiel für die zentralen Funktionselemente eines Pixelelements eines erfindungsgemäßen digitalen zählenden Röntgendetektors gezeigt. In diesem Beispiel weist das Pixelelement 12 mehrere, z.B. vier, erste digitale Speichereinheiten 33.1, 33.2, 33.3, 33.4 mit jeweils einem DAC 32.1, 32.2, 32.3, 32.4 mit verschiedenen Schwellwerten auf. Durch einen derartigen Aufbau kann eine energieselektive Bildgebung durchgeführt werden. Jeder ersten digitalen Speichereinheit 33.1, 33.2, 33.3, 33.4 ist jeweils eine zweite digitale Speichereinheit 41.1, 41.2, 41.3, 41.4 zugeordnet, also z.B. in dem Pixelelement angeordnet. Durch einen Übertragungsprozess können auch hier für alle Pixelelemente gleichzeitig die Inhalte aller ersten Speichereinheiten als 1:1 Kopien auf die zweiten Speichereinheiten transferiert werden. Die ersten Speichereinheiten können dann auf Null zurückgesetzt und anschließend weiterbenutzt (beschrieben) werden, während das Auslesen der Inhalte aus den zweiten Speichereinheiten erfolgt.
  • 8 zeigt eine entsprechende Schematik für einen ASIC mit zählenden Pixelelementen 12 wie in der 7 gezeigt, z.B. 100 × 100 Pixelelemente. Im Standardfall weist ein Detektormodul einen ASIC und ein durchgehendes Stück eines Direktkonverters auf; es kann aber auch vorgesehen sein, dass ein Detektormodul mehrere ASICs und/oder mehrere Teilstücke eines Direktkonverters aufweist.
  • 14 zeigt ein weiteres Beispiel für die zentralen Funktionselemente eines energieselektiv arbeitenden Pixelelements eines erfindungsgemäßen digitalen zählenden Röntgendetektors. Statt vier separater Diskriminatoren wie in 7 weist das Pixelelement einen ADC (analog digital converter) 47 mit sukzessiver Annäherung auf, also mit einem Diskriminator 31 und einem DAC 32, wobei der DAC 32 nacheinander die aufsteigenden Schwellwerte V1 bis V4 generiert und nacheinander am Diskriminator anlegt. Das entsprechende erste digiatle Speicherelement (1 bis 4) wird um ein bit hochgezählt, wenn das Detektorsignal oberhalb des Schwellwerts (1 bis 4) liegt. Dann sorgt die sukzessive Approximationslogik 46 dafür, dass am DAC 32 der nächst höhere Schwellwert generiert wird, der dann wieder am Komparator angelegt wird. Gestartet wird der ADC, durch Umlegen eines Schalters, sobald am Diskriminator ein Signal anliegt, das höher ist als ein Start-Schwellwert V0, der wiederum kleiner sein muss als der erste Schwellwert V1. Jeder ersten digitalen Speichereinheit 33.1, 33.2, 33.3, 33.4 ist jeweils eine zweite digitale Speichereinheit 41.1, 41.2, 41.3, 41.4 zugeordnet. Durch einen Übertragungsprozess können auch hier für alle Pixelelemente gleichzeitig die Inhalte aller ersten Speichereinheiten als 1:1 Kopien auf die zweiten Speichereinheiten transferiert werden.
  • Die digitalen Speichereinheiten können von sogenannten Zählern oder Countern gebildet werden.
  • Die Zählertiefe (Anzahl der Bits) hängt sowohl von der maximal erwarteten Zählrate ab als auch von der Zählzeit, während der Zählsignale registriert werden. Kann man nun die Zählzeit, während der Zählsignale auflaufen (ab jetzt „Countingintervall“ genannt), und die Röntgenfenster voneinander unabhängig festlegen, dann erhält man zusätzliche Freiheitsgrade. Als freie Parameter sind die Transferzeit (Zeit, um die Inhalte der ersten Speichereinheiten für alle Pixelelemente zeitgleich (parallel) in die zweiten Speichereinheiten zu transferieren), die (Detektor)Modulauslesezeit, die Röntgenfensterlänge (die Zeit innerhalb derer für ein resultierendes Röntgenbild Strahlung detektiert werden soll, unabhängig ob gepulste oder kontinuierliche Strahlung anliegt) und das Countingintervall wichtig.
  • Im Folgenden sind einige Beispiele zur Verdeutlichung gegeben:
    1. 1. Die maximale Zählrate ist z.B. 100 Mcps/mm2 (Mcps = Mega counts per second), also bei einer Pixelgröße von 180*180 µm2 etwa 3 Mcps pro Pixelelement. Die Pixelmatrix pro Detektormodul ist z.B. 100 × 100 Pixelelemente. Die In-Pixel-Transferzeit (Übertragung der Inhalte der ersten Speichereinheiten in die entsprechenden zweiten Speichereinheiten) ist z.B. 100 ns, die Transferzeit des oder der Pixelinhalte aus dem Pixelelement heraus in die Detektorperipherie (Modulauslesezeit) auch 100 ns. Dann ist - bei sequentiellem Transfer - die Gesamttransferzeit der Inhalte des oder der zweiten Zähler in die Detektorperipherie für das Modul 10000 × 100 ns = 1 ms. Die Röntgenfensterlänge ist z.B. minimal 10 ms. Bei einem Countinginterval von 1 ms (10-maliges Auslesen während der Röntgenfensterlänge - das Countintervall muss mindestens so lange sein wie die Modulauslesezeit) ist die maximal erwartete Zählrate 3000 cps (3 Mcps * 1 ms = 3000 cps), woraus eine benötigte Bittiefe von 12 Bit folgt. Bei einem Countinginterval von 10 ms (also solange wie das Röntgenfenster) ist die max. erwartete Zählrate 30000, sodass eine Zählerbittiefe von 15 Bit benötigt wird.
    2. 2. Für eine andere Anwendung ist die maximale Zählrate z.B. 500 Mcps/mm2 und die Pixelgröße 300*300 µm2. Dies entspricht also etwa 45 Mcps pro Pixelelement. Die Pixelmatrix pro Detektormodul ist z.B. 71*71 Pixelelemente (5041 Pixelelemente pro Detektormodul). Die In-Pixel-Transferzeit ist z.B. etwa 20 ns (Annahme: etwa 50 MHz Taktrate und Übertragung des Inhalts der ersten Speichereinheiten in die entsprechenden zweiten Speichereinheiten innerhalb eines Taktzyklus), die Modulauslesezeit ist z.B. 100 µs (etwa 20 ns × 5041 ergibt ca. 100 µs; Annahme: alle Bits der zweiten Speichereinheit eines Pixelelements werden gleichzeitig und innerhalb eines Taktzyklus in die periphere Elektronik ausgelesen) und die Röntgenfensterlänge ist z.B. minimal 2 ms. Das Countinginterval, das länger sein muss als die Modulauslesezeit, sei z.B. 200 µs (d.h. während des Röntgenfensters wird die erste Speichereinheit 10-mal zurückgesetzt bzw. in die entsprechende zweite Speichereinheit transferiert). Dann ist die maximal erwartete Zählrate 45 Mcps * 200 µs = 9000 und eine Bittiefe von 14 Bit ist ausreichend.
  • Bei einem Countinginterval von 1 ms (2-maliges Auslesen während der Röntgenfensterlänge) ist die maximal erwartete Zählrate 45000, woraus eine benötigte Bittiefe von 16 Bit folgt.
    • 3. Für eine dritte Applikation ist die maximale Zählrate z.B. 50 Mcps/mm2. Bei einer Pixelgröße von 180*180 µm2 sind dies etwas mehr als 1,6 Mcps pro Pixelelement. Die Pixelmatrix pro Detektormodul ist z.B. 100 × 100 Pixelelemente. Die In-Pixel-Transferzeit ist z.B. 20 ns (Annahme: 50 MHz Taktrate und Übertragung des Inhalts der ersten Speichereinheiten in die entsprechenden zweiten Speichereinheiten innerhalb eines Schaltzyklus), die Modulauslesezeit 200 µs (Annahme alle Bits einer zweiten Speichereinheit werden gleichzeitig und innerhalb eines Taktzyklus in die Detektorperipherie ausgelesen; 10000 Pixel × 20 ns = 200 µs), die Röntgenfensterlänge minimal 2 ms. Bei einem Countinginterval von 200 µs (10-maliges Auslesen während der Röntgenfensterlänge - das Countingintervall muss mindestens so lange sein wie die Modulauslesezeit) ist die maximal erwartete Zählrate 300, woraus eine benötigte Bittiefe von 9 Bit folgt. Bei einem Countinginterval von 2 ms (also so lange wie das Röntgenfenster) ist die maximal erwartete Zählrate 3000, sodass eine Zählerbittiefe von 12 Bit benötigt wird.
  • Insgesamt ist es vorteilhaft, das Design derart auszurichten, dass das Countinginterval immer mindestens so lange ist wie die Modulauslesezeit, die Modulauslesezeit höchstens so lange ist wie das kürzeste Röntgenfenster, die Zählerbittiefe tief genug ist, um die höchsten Zählraten pro Pixelelement und Countinginterval abdecken und die Transferzeit von der ersten Speichereinheit in die zweite Speichereinheit und die Rücksetzzeit der ersten Speichereinheit vernachlässigbar gegenüber einem Countinginterval (z.B. 1% davon oder weniger) sind.
  • Bei den drei Beispielen wurde angenommen, dass innerhalb eines Schaltintervals der Inhalt der ersten Speichereinheit in die zweite Speichereinheit übertragen wird (Datentransfer innerhalb des Pixelelements) oder auch der Inhalt der zweiten Speichereinheit eines jeden Pixelelements an die periphere Elektronik des Röntgendetektors beim Auslesen des Detektormoduls übertragen wird. Werden die Bitinhalte z.B. nicht parallel sondern sequentiell übertragen, dauert die jeweilige Übertragung entsprechend länger (also bei einem 8-Bit Zähler dann z.B. 8-mal so lang). Je nach Definition bzw. Implementierung könnten auch mehrere Schaltintervalle nötig sein, um gewisse ASIC-Operationen wie das Verschieben von Bit-Inhalten von einem Speicher in einen anderen durchzuführen. Entsprechend länger sind dann die Übertragungs- bzw. Auslesezeiten. Die Beispiele sollen jedoch nur dazu dienen, die generellen Abhängigkeiten der verschiedenen Design-Festlegungen voneinander und von den Applikationsrandbedingungen zu beleuchten.
  • Im Falle von mehreren ersten und entsprechend zweiten Speichereinheiten pro Pixelelement können auch - je nach Design - die zweiten Speichereinheiten parallel oder sequentiell ausgelesen werden. Die folgenden Fälle sind denkbar: (1) Vollparallel: alle Bits aller ersten Speicher eines Pixelelements werden gleichzeitig in die entsprechenden Bits der zweiten Speicher des Pixelelements übertragen, (2) Semi-Parallel: Für alle ersten Speicher eines Pixelelements gleichzeitig, aber bit für bit werden die Inhalte in die entsprechenden zweiten Speicher übertragen, (3) Voll-Sequentiell: die Bits werden sequentiell und für die verschiedenen ersten Speicher nacheinander in die entsprechenden Bits der zweiten Speicher verschoben (dies ist die zeitlich längste Variante, aber auch die mit den wenigsten parallelen Verbindungen).
  • Es ist vorteilhaft, alle Detektormodule gleichzeitig auszulesen in einen detektorinternen Speicher, der Bestandteil der peripheren Elektronik ist. Das Auslesen aller Detektormodule wird im folgenden „Reading“ genannt. In der periferen Elektronik kann Daten- bzw. Bild-Vorverarbeitung stattfinden, so z.B. das Zusammenfassen der Detektormodul-Readings zu einem Gesamt-Reading aller Detektormodule. Im Prinzip könnte jedes Reading als Bild dargestellt werden. Im Allgemeinen werden aber mehrere Readings (also z.B. alle Readings, die während der Röntgenfensterlänge anfallen) durch Aufsummierung aller Zählsignale zu einem Bild zusammengesetzt. Falls mehrere erste und zweite Speichereinheiten pro Pixelelement Bestandteil des Design sind, dann entstehen entsprechend der Inhalte der verschiedenen Speichereinheiten (z.B. 7) auch mehrere Bilder (z.B. 4).
  • Im Falle von kontinuierlicher Röntgenstrahlung entspricht die Röntgenfensterlänge der inversen Bildfrequenz, da ja keine Todtzeiten durch den Ausleseprozess anfallen.
  • Die verschiedenen Readings (Auslesen der Modulinhalte aller Detektormodule) können zu einem Bild zusammen gesetzt werden. Dies kann entweder im Röntgendetektor oder extern vor der eigentlichen Bildverarbeitung durchgeführt werden.
  • Die Vorteile des erfindungsgemäßen Röntgendetektors sind unter anderem die folgenden: Da die Aufnahme- und Auslese-Prozesse faktisch voneinander getrennt werden, ergeben sich erhebliche Design- und Applikationsfreiheitsgrade. Es kann auch kontinuierliche Röntgenstrahlung eingesetzt werden (insbesondere für high-end 3D-Anwendungen (Flat-Panel Volume-CT), ohne dass nennenswerte Todzeiten (Strahlung ohne Detektion) auftreten. Es können die Bittiefen der digitalen Speichereinheiten (Zähler) optimiert (also auf die kleinst mögliche Größe reduziert) werden. Dadurch wird der Platzbedarf auf jedem Pixelelement geringer (ein zählendes Pixelelement kann je nach Design hunderte bis weit über 1000 Transistoren benötigen). Durch kleinere Zählerstrukturen ergibt sich Raum auf dem Pixelelement für andere Funktionen.
  • In den 9 bis 11 sind einige Beispiele für einen Zeitverlauf des Verfahrens gezeigt, wobei 9 synchrones und die 10 und 11 asynchrones Zählen und Auslesen zeigen.
  • In der 9 ist eine synchrone Ansteuerung gezeigt, wobei der Anfang und das Ende des jeweiligen Röntgenfensters (gezeigt sind drei Röntgenfenster 42) die Readings (hier sind vier pro Röntgenpuls gezeigt) triggert. Dadurch ist die Zuordnung der Readings zum entsprechenden Puls und entsprechenden Bild einfach. Unter B) sind die vier Countingintervalle 43 pro Röntgenpuls gezeigt, während denen jeweils Zählsignale in den ersten Speichereinheiten gespeichert werden. Unter C) ist der Zeitpunkt des Übertragungsvorgangs von den ersten Speichereinheiten auf die zweiten Speichereinheiten und das Rücksetzen der ersten Speichereinheiten gezeigt, wobei eine sehr kurze Transferzeit 44 angenommen wird. Die ersten Speichereinheiten können direkt danach wieder neu beschrieben werden. Unter D) sind die Modulauslesezeiten 45 gezeigt, während denen die zweiten Speichereinheiten ausgelesen werden. Im Anschluss werden aus verschiedenen Readings Bilder zusammengesetzt, zum Beispiel aus allen Readings eines Röntgenpulses.
  • In der 10 ist eine asynchrone Ansteuerung gezeigt. Bei asynchroner Steuerung zwischen Generator/Röntgenröhre und Röntgendetektor und gepulster Röntgenstrahlung wechseln sich mehrere Readings mit Zählinhalt und solche ohne Zählinhalt ab (sofern das Countinginterval klein ist gegenüber Pulszeit und Nichtstrahlungszeit). Zu den entsprechenden Pulsen gehörige Bilder können dann dadurch erzeugt werden, dass Readings so lange zu einem Bild gemittelt hinzugefügt werden, bis ein Reading ohne Zählinhalt erscheint. Das nächste Bild wird erzeugt, sobald wieder ein Reading mit Zählinhalt erscheint - entsprechend dem nächsten Röntgenpuls.
  • In der 11 ist eine asynchrone Steuerung bei kontinuierlicher Röntgenstrahlung gezeigt. Hier kann je nach gewünschter Bildfrequenz eine gewisse Anzahl von Readings definiert werden, die einem Bild zugeordnet werden.
  • In den 12 und 13 sind zwei von mehreren Möglichkeiten gezeigt, wie aus den einzelnen Readings mehrerer verschiedener Detektormodule ein Bild zusammen gesetzt werden kann, um zu einem artefakt-freien flachen Bild zu gelangen. In der 12 ist gezeigt, wie zuerst für jedes Reading x (bei drei Readings z.B. x=1...3) die Bilddaten der Teilbilder T i j x
    Figure DE102012212124B4_0001
    der einzelnen Detektormodule an den Positionen ij (mit i=1...N und j =1...M) geometrisch zusammengesetzt werden, so dass x Readingbilder Ex resultieren. Im nächsten Schritt wird über alle Readingbilder Ex gemittelt, so dass ein Gesamtbild B resultiert. Schließlich werden Korrekturen durchgeführt, die z.B. etwaige Artefakte an den Modulgrenzen (z.B. andere Geometrie der Randpixel im Vergleich zu zentralen Pixel des Moduls) behandeln als auch weitere Flatfieldingkorrekturen (Defekte, etc.) und Ähnliches, so dass ein korrigiertes Gesamtbild R erhalten wird. In der 13 ist gezeigt, wie zuerst die Teilbilder T i j x
    Figure DE102012212124B4_0002
    der einzelnen Detektormodule an den Positionen ij (mit i=l...N und j =1...M) modulweise gemittelt werden. Dann werden die gemittelten Modulbilder Oij zu einem Gesamtbild B zusammengesetzt. Schließlich werden Korrekturen durchgeführt, die z.B. etwaige Artefakte an den Modulgrenzen behandeln als auch weitere Flatfieldingkorrekturen und Ähnliches, so dass ein korrigiertes Gesamtbild R erhalten wird. Andere Reihenfolgen sind möglich.
  • Es ist außerdem auch möglich, die Erfindung auf indirekt-konvertierende Röntgendetektoren zu übertragen. Das ASIC-Design ist dabei ähnlich, es sind jedoch Photodioden notwendig. Außerdem sind z.B. eine oder mehrere optische Kopplungsschicht(en) zwischen dem indirekten Konvertermaterial (Szintillator) und zählendem ASIC notwendig.
  • Die Erfindung kann neben der Verwendung für interventionelle Eingriffe, in der Kardiologie, der Radiologie sowie der Chirurgie auch für andere Anwendungsfelder wie Radiographie, Mammographie oder Computertomographie verwendet werden.
  • Die Erfindung lässt sich in folgender Weise kurz zusammenfassen: Für eine Steigerung der Frameraten und gleichzeitigen Verbesserung der Qualität von Röntgenbildern ist ein zählender digitaler Röntgendetektor zur Aufnahme von Röntgenbildern eines von einer Röntgenstrahlung durchstrahlten Objektes mit zumindest einem Detektormodul vorgesehen, das Detektormodul aufweisend einen Röntgenkonverter zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen, wobei jedes zählende Pixelelement einen Signaleingang, eine Wandlungsvorrichtung zur Wandlung des elektrischen Signals in ein Zählsignal und eine erste digitale Speichereinheit zur Speicherung des Zählsignals aufweist, wobei jeder ersten Speichereinheit genau eine zweite digitale Speichereinheit zugeordnet ist, welche dazu ausgebildet ist, durch einen Übertragungsvorgang eine Kopie der ersten Speichereinheit zum Zeitpunkt der Übertragung zu bilden, und wobei der Röntgendetektor derart ausgebildet ist, dass der Übertragungsvorgang für die Vielzahl der Pixelelemente gleichzeitig durchführbar ist.

Claims (5)

  1. Zählender digitaler Röntgendetektor zur Aufnahme von Röntgenbildern eines von einer Röntgenstrahlung durchstrahlten Objektes mit zumindest einem Detektormodul (35), das Detektormodul (35) aufweisend einen Röntgenkonverter zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen (12), wobei jedes zählende Pixelelement (12) einen Signaleingang (28), eine Wandlungsvorrichtung zur Wandlung des elektrischen Signals in ein Zählsignal und mehrere erste digitale Speichereinheiten (33.1, 33.2, 33.3, 33.4) zur Speicherung von Zählsignalen unterschiedlicher Höhe aufweist, wobei jeder ersten Speichereinheit (33.1, 33.2, 33.3, 33.4) genau eine zweite digitale Speichereinheit (41.1, 41.2, 41.3, 41.4) zugeordnet ist, welche in demselben Pixelelement (12) angeordnet und dazu ausgebildet ist, durch einen Übertragungsvorgang eine Kopie der jeweils zugeordneten ersten Speichereinheit (33.1, 33.2, 33.3, 33.4) zum Zeitpunkt der Übertragung zu bilden, wobei der Röntgendetektor derart ausgebildet ist, dass der Übertragungsvorgang für die Vielzahl der Pixelelemente (12) gleichzeitig durchführbar ist, wobei die Wandlungsvorrichtung einen Ladungsverstärker (29) und mehrere Diskriminatoren (31.1, 31.2, 31.3, 31.4) mit jeweils einem einstellbaren Schwellwert aufweist.
  2. Röntgendetektor nach Anspruch 1, wobei der Röntgenkonverter von einem Direktkonverter (24), insbesondere CdTe, gebildet wird.
  3. Röntgendetektor nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei der Röntgendetektor eine Vielzahl von Detektormodulen (35) aufweist.
  4. Röntgendetektor nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die digitalen Speichereinheiten (33.1, 33.2, 33.3, 33.4; 41.1, 41.2, 41.3, 41.4) von Zählern gebildet werden.
  5. Verfahren zur Aufnahme einer Serie von Röntgenbildern eines Objektes mit einem zählenden digitalen Röntgendetektor nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei a) eine das Objekt durchstrahlende Röntgenstrahlung während eines Röntgenfensters ortsaufgelöst in elektrische Signale umgewandelt wird, b) die elektrischen Signale pixelweise in Zählsignale umgewandelt und in den jeweiligen ersten Speichereinheiten (33.1, 33.2, 33.3, 33.4) gespeichert werden, c) die gespeicherten Zählsignale aller Pixelelemente (12) gleichzeitig von den ersten Speichereinheiten (33.1, 33.2, 33.3, 33.4) in die zweiten Speichereinheiten (41.1, 41.2, 41.3, 41.4) übertragen und anschließend die ersten Speichereinheiten (33.1, 33.2, 33.3, 33.4) auf Null zurückgesetzt werden, d) anschließend die Inhalte der zweiten Speichereinheiten (41.1, 41.2, 41.3, 41.4) sequentiell aus dem Röntgendetektor ausgelesen und die zweiten Speichereinheiten (41.1, 41.2, 41.3, 41.4) auf Null zurückgesetzt werden, und e) die Schritte in der Abfolge a bis d mehrmals wiederholt werden, wobei die Schritte a und b zumindest teilweise dann erfolgen, während der Schritt d der vorangegangenen Abfolge durchgeführt wird.
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