DE102013219740A1

DE102013219740A1 - Zählender digitaler Röntgenbilddetektor mit zwei schaltbaren Modi

Info

Publication number: DE102013219740A1
Application number: DE102013219740.3A
Authority: DE
Inventors: Martin Spahn
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2013-09-30
Filing date: 2013-09-30
Publication date: 2015-04-02
Also published as: US9207332B2; US20150090893A1

Abstract

Die Erfindung betrifft einen zählenden digitalen Röntgenbilddetektor zur Aufnahme von Röntgenbildern eines von einer Röntgenstrahlung durchstrahlten Objektes mit zumindest einem Detektormodul, das einen flächenhaften Direktkonverter zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen aufweist. Jedes zählende Pixelelement weist einen Ladungs- oder Signaleingang, eine Wandlungsvorrichtung zur Wandlung des elektrischen Signals in ein Zählsignal, eine digitale Zähleinheit zur Erfassung und Speicherung des Zählsignals und eine Ansteuer- und Ausleseeinheit auf. Jedes Pixelelement des Röntgenbilddetektors ist mit den entsprechenden Elektroden (70) des Detektormaterials des Direktkonverters über Kontakte verbunden. In einem ersten Zählmodus werden die Summensignale an verschiedenen Kreuzungspunkten (61) benachbarter Pixelelemente (53, 54) bestimmt und das Summensignal demjenigen Pixelelement zugeordnet, das das größte Einzelsignal aufwies. In einem zweiten Zählmodus werden mehrere Pixelelemente zu einer Pixelstruktur (66 bis 68) zusammengeschaltet, in den Pixelelementen ein Summensignal gebildet, das mit Schwellenwerten der Wandlungsvorrichtung der Pixelelemente verglichen wird, und die Zählerstände in Abhängigkeit vom Vergleich derart ausgewertet, dass nur das Pixelelement einen Wert liefert, dessen Wandlungsvorrichtung dem maximalen Eingangssignal der Pixelstruktur (66 bis 68) entsprechenden Schwellenwert zugeordnet ist.

Description

Die Erfindung betrifft einen zählenden digitalen Röntgenbilddetektor zur Aufnahme von Röntgenbildern eines von einer Röntgenstrahlung durchstrahlten Objektes mit zumindest einem Detektormodul, das einen flächenhaften Direktkonverter zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen aufweist, wobei jedes zählende Pixelelement einen Ladungs- oder Signaleingang, eine Wandlungsvorrichtung zur Wandlung des elektrischen Signals in ein Zählsignal, eine digitale Zähleinheit zur Erfassung und Speicherung des Zählsignals und eine Ansteuer- und Ausleseeinheit aufweist, und wobei der Röntgenbilddetektor derart ausgebildet ist, dass jedes Pixelelement des Röntgenbilddetektors mit den entsprechenden Elektroden des Detektormaterials des Direktkonverters über Kontakte (Bump Bonds) verbunden und derart umschaltbar ausgebildet ist.
Zur diagnostischen Untersuchung und für interventionelle Eingriffe z. B. in der Kardiologie, der Radiologie sowie der Chirurgie werden zur Bildgebung Röntgensysteme eingesetzt. Die 1 zeigt ein derartiges als Beispiel dargestelltes monoplanes Röntgensystem mit einem von einem Ständer 1 in Form eines sechsachsigen Industrie- oder Knickarmroboters gehaltenen C-Bogen 2, an dessen Enden eine Röntgenstrahlungsquelle, beispielsweise ein Röntgenstrahler 3 mit Röntgenröhre und Kollimator, und ein Röntgenbilddetektor 4 als Bildaufnahmeeinheit angebracht sind.
Mittels des beispielsweise aus der US 7,500,784 B2 bekannten Knickarmroboters, welcher bevorzugt sechs Drehachsen und damit sechs Freiheitsgrade aufweist, kann der C-Bogen 2 beliebig räumlich verstellt werden, zum Beispiel indem er um ein Drehzentrum zwischen dem Röntgenstrahler 3 und dem Röntgenbilddetektor 4 gedreht wird. Das erfindungsgemäße angiographische Röntgensystem 1 bis 4 ist insbesondere um Drehzentren und Drehachsen in der C-Bogen-Ebene des Röntgenbilddetektors 4 drehbar, bevorzugt um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors 4 und um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors 4 schneidende Drehachsen.
Der bekannte Knickarmroboter weist ein Grundgestell auf, welches beispielsweise auf einem Boden fest montiert ist. Daran ist drehbar um eine erste Drehachse ein Karussell befestigt. Am Karussell ist schwenkbar um eine zweite Drehachse eine Roboterschwinge angebracht, an der drehbar um eine dritte Drehachse ein Roboterarm befestigt ist. Am Ende des Roboterarms ist drehbar um eine vierte Drehachse eine Roboterhand angebracht. Die Roboterhand weist ein Befestigungselement für den C-Bogen 2 auf, welches um eine fünfte Drehachse schwenkbar und um eine senkrecht dazu verlaufende sechste Rotationsachse rotierbar ist.
Die Realisierung der Röntgendiagnostikeinrichtung ist nicht auf den Industrieroboter angewiesen. Es können auch übliche C-Bogen-Geräte Verwendung finden.
Im Strahlengang des Röntgenstrahlers 3 befindet sich auf einer Tischplatte 5 eines Patientenlagerungstisches ein zu untersuchender Patient 6 als Untersuchungsobjekt. An der Röntgendiagnostikeinrichtung ist eine Systemsteuerungseinheit 7 mit einem Hochspannungsgenerator zur Erzeugung der Röhrenspannung und einem Bildsystem 8 angeschlossen, das die Bildsignale des Röntgenbilddetektors 4 empfängt und verarbeitet (Bedienelemente sind beispielsweise nicht dargestellt). Die Röntgenbilder können dann auf Displays einer mittels eines deckenmontierten, längs verfahrbaren, schwenk-, dreh- und höhenverstellbaren Trägersystems 9 gehaltenen Monitorampel 10 betrachtet werden. In der Systemsteuerungseinheit 7 ist weiterhin eine Verarbeitungsschaltung 11 vorgesehen, deren Funktion nachfolgend noch beschrieben wird.
Anstelle des in 1 beispielsweise dargestellten Röntgensystems mit dem Ständer 1 in Form des sechsachsigen Industrie- oder Knickarmroboters kann das angiographische Röntgensystem auch eine normale decken- oder bodenmontierte Halterung für den C-Bogen 2 aufweisen.
Anstelle des beispielsweise dargestellten C-Bogens 2 kann das angiographische Röntgensystem auch getrennte decken- und/oder bodenmontierte Halterungen für den Röntgenstrahler 3 und den Röntgenbilddetektor 4 aufweisen, die beispielsweise elektronisch starr gekoppelt sind.
Biplane Röntgensysteme mit zwei Ebenen (zwei C-Bögen) können ebenfalls in der interventionellen Radiologie eingesetzt werden.
Der Röntgenstrahler 3 emittiert ein von einem Strahlenfokus seiner Röntgenstrahlungsquelle ausgehendes Strahlenbündel 12, das auf den Röntgenbilddetektor 4 trifft. Sollen 3-D-Datensätze nach dem sogenannten DynaCT-Verfahren, einem Verfahren zur Rotationsangiographie, erstellt werden, wird der drehbar gelagerte C-Bogen 2 mit Röntgenstrahler 3 und Röntgenbilddetektor 4 derart gedreht, dass, wie die 2 schematisch in Aufsicht auf die Drehachse zeigt, sich der hier bildlich durch seinen Strahlenfokus dargestellte Röntgenstrahler 3 sowie der Röntgenbilddetektor 4 um ein im Strahlengang des Röntgenstrahlers 3 befindliches zu untersuchendes Objekt 13 auf einer Umlaufbahn 14 bewegen. Die Umlaufbahn 14 kann zur Erstellung eines 3-D-Datensatzes oder Volumendatensatzes vollständig oder teilweise durchfahren werden.
Der C-Bogen 2 mit Röntgenstrahler 3 und Röntgenbilddetektor 4 bewegt sich dabei gemäß dem DynaCT-Verfahren vorzugsweise um mindestens einen Winkelbereich von 180°, beispielsweise 180° plus Fächerwinkel, und nimmt in schneller Folge Projektionsbilder aus verschiedenen Projektionen auf. Die Rekonstruktion kann nur aus einem Teilbereich dieser aufgenommenen Daten erfolgen.
Bei dem zu untersuchenden Objekt 13 kann es sich beispielsweise um einen tierischen oder menschlichen Körper aber auch einen Phantomkörper handeln.
Der Röntgenstrahler 3 und der Röntgenbilddetektor 4 laufen jeweils so um das Objekt 5 herum, dass sich der Röntgenstrahler 3 und der Röntgenbilddetektor 4 auf entgegengesetzten Seiten des Objekts 13 gegenüberliegen.
Bei der normalen Radiographie oder Fluoroskopie mittels einer derartigen Röntgendiagnostikeinrichtung werden die medizinischen 2-D-Daten des Röntgenbilddetektors 4 im Bildsystem 8 ggf. zwischengespeichert und anschließend auf dem Monitor 9 wiedergegeben.
Als Röntgendetektoren werden im Allgemeinen Röntgenflachdetektoren flächendeckend 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.
In der 3 ist der prinzipielle Aufbau eines heute üblicherweise verwendeten indirekt-konvertierenden Röntgenflachbilddetektors 4 bestehend aus Szintillator (CsI) und aktiver Auslesematrix (Photodiode und (TFT)-Schaltelement) in perspektivischem Querschnitt dargestellt. Die Kernkomponente des Röntgenbilddetektors 4 besteht aus einer Festkörper-Pixelmatrix, Zeilentreibern und Verstärkern, wie sie beispielsweise in "Flat detectors and their clinical applications" von Martin Spahn, Eur Radiol. (2005), Vol. 15, Seiten 1934 bis 1947 beschrieben ist. Die Festkörper-Pixelmatrix weist beispielsweise eine Schicht mit einem Szintillator 15 auf, beispielsweise bestehend aus Caesiumjodid (CsI), welche bei Bestrahlung durch Röntgenstrahlung sichtbare Photonen in eine Pixelmatrix 16 aus amorphem Silizium (aSi) einspeist, die ein sichtbares Röntgenbild ergeben. Jeder der Vielzahl von Pixel oder Bildpunkte dieser Pixelmatrix 16 besteht, wie in 3 vergrößert dargestellt ist, aus einem Pixelelement 17 mit einer Photodiode 18 und einem Schalter 19, der mit Zeilenleitungen 20 und Spaltenleitungen 21 verbunden ist. Die Pixelmatrix 16 ist auf einem Glassubstrat 22 aufgetragen.
Es werden jeweils alle Pixelelemente einer Zeile gleichzeitig von der Ansteuer-Elektronik 23 adressiert und ausgelesen. Ein Bild wird im einfachsten Fall Zeile für Zeile progressiv ausgelesen. Die Signale werden über eine Auslese-Elektronik 24 beispielsweise der im Bildsystem 8 angeordneten Verarbeitungsschaltung 11 zugeführt, in der die Signale in einer Vielzahl von Verstärkern parallel verarbeitet, von Multiplexern zusammengeführt und in einem Analog/Digital-Wandler (A/D-Wandler) in ein digitales Ausgangssignal zur weiteren digitalen Verarbeitung umgewandelt werden.
Je nach Strahlenqualität liegt die Quanteneffizienz für einen Szintillator aus CsI mit einer Schichtdicke von z. B. 600 μm zwischen etwa 50% und 80% (siehe Martin Spahn a. a. O.). Die ortsfrequenzabhängige DQE(f) (”detective quantum efficiency”) wird hierdurch nach oben begrenzt und liegt für typische Pixelgrößen von beispielsweise 150 μm bis 200 μm und für die für die Applikationen interessanten Ortsfrequenzen von 1 bis 2 lp/mm deutlich darunter. Um neue klinische Applikationen (z. B. Dual-Energy, spektrale Bildgebung, 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 CdZnTe (CZT) und kontaktierten ASICs (application specific integrated circuit; z. B. Ausführung in CMOS Technologie) untersucht.
Der prinzipielle Aufbau solcher zählender Röntgenbilddetektoren 4 ist in 4 dargestellt, die schematisch eine Seitenansicht eines direkt-konvertierenden, zählenden Röntgenbilddetektors 4, bestehend aus mehreren Detektormodulen 25, zeigen. Jedes Detektormodul 25 besteht aus einem flächenhaften Direktkonverter 26, beispielsweise CdTe oder CZT, der die Röntgenstrahlung konvertiert und die erzeugten Ladungsträgerpaare über ein elektrisches Feld, welches von einer gemeinsamen Top-Elektrode 27 (Kathode) und einer Pixelelektrode 28 (Anode) erzeugt wird, separiert. Die Ladung erzeugt in einer der pixelförmig ausgeführten Pixelelektroden 28 eines (pixelierten) ASIC 29 einen Ladungspuls, dessen Höhe der Energie des einfallenden Röntgenquants entspricht und der, falls oberhalb eines definierten Schwellenwerts liegend, als ein Zählereignis registriert wird. Der Schwellenwert dient dazu, ein tatsächliches Ereignis von elektronischem Rauschen zu unterscheiden oder z. B. auch k-Fluoreszenzphotonen zu unterdrücken, um Mehrfachzählungen zu unterscheiden. Zwischen den Pixelelektroden 28 des ASIC 29 ist jeweils eine Pixelelektronik 30 angeordnet, die wenigstens einen Pulsshaper, Komparator, Zähler und Schaltelektronik für den Ausleseprozess vorsieht, wie dies teilweise noch nachfolgend ausführlicher beschrieben ist. Der ASIC 29, ein entsprechender Abschnitt des Direktkonverters 26 und eine Kopplung zwischen Direktkonverter 26 und ASIC 29 – bei direkt-konvertierenden Detektoren z. B. mittels Kontakten 31, sogenannte Bump Bonds – bilden jeweils das Detektormodul 25 mit einer Vielzahl von Pixelelementen 17. Der ASIC 29 ist auf einem Substrat 32 angeordnet und beispielsweise mittels TSV-Verbindungen 33 (through silicon via) mit peripherer Elektronik 34 verbunden. Ein Detektormodul 25 kann nach Bedarf auch ein oder mehrere ASICs 29 und ein oder mehrere Teilstücke des Direktkonverters 26 aufweisen. An die gemeinsame Top-Elektrode 27 ist ein Hochspannungsanschluss 35 geführt. Die Top-Elektroden 27 der Detektormodule 25 sowie ggf. die Teilstücke des Direktkonverters 26 stehen über Hochspannungsverbindungen 36 im Kontakt. Die periphere Elektronik 34 ist mit mindestens einer Kachel, einem Detektormodul 25, im Allgemeinen jedoch mit mehreren Kacheln oder Detektormodulen 25 verbunden.
Die 5 zeigt eine dreidimensionale Ansicht eines solchen Aufbaus. Für großflächige Röntgenbilddetektoren 4 (beispielsweise 20 × 30 cm²) werden mehrere Detektormodule 25 von beispielsweise je 2 × 2 cm² Fläche zusammengeschlossen (hier wären also 10 × 15 solcher Detektormodule 25 nötig) und über die gemeinsame periphere Elektronik 34 verbunden. Die Verbindung zwischen dem auf dem Substrat 32 angeordneten ASIC 29 mit den Pixelelektroden 28 und den Pixelelektroniken 30 und der peripheren Elektronik 34 erfolgt mittels der TSV-Verbindungen 33 (through silicon via).
In der 6 ist der schematische Aufbau eines bekannten zählenden Pixelelements 37 gezeigt. Es besteht typischerweise aus dem Detektoreingang, einem Vorverstärker, einem Pulsshaper, einem Diskriminator, dessen Schwellenwert (threshold) V_t angepasst werden kann, einer Zähleinheit (Counter) und einer Ansteuer- und Ausleseeinheit. Die elektrische Ladung passiert den Ladungs- oder Signaleingang 38 als Detektoreingang, wird im Pixelelement 37 gesammelt und dort mit Hilfe eines Ladungsverstärkers 39 und einer Rückkopplungskapazität 40 verstärkt. Zusätzlich kann am Ausgang die Pulsform in einem Shaper oder Filter (nicht dargestellt) angepasst werden. Ein Ereignis wird dann gezählt, wenn das Ausgangssignal über einem einstellbaren Schwellenwert liegt. Dies wird über einen Diskriminator 41 festgestellt. Der Schwellenwert kann mittels eines Schwellenwertgebers 42 prinzipiell auch fest analog vorgegeben sein, wird aber im Allgemeinen über beispielsweise Digital/Analog-Wandler (D/A-Wandler, DAC, digital to analog converter) angelegt und ist damit in einem gewissen Bereich variabel einstellbar. Wird die Schwelle überschritten, wird eine digitale Zähleinheit 43 um Eins hochgezählt. Anschließend kann über eine Ausleselogik 44 ausgelesen werden.
7 zeigt einen entsprechenden schematischen Ausschnitt eines ASIC-Moduls oder Arrays 45 von zählenden Pixelelementen 37, z. B. 100×100 Pixelelementen 37 von beispielsweise je 180 μm Kantenlänge. Die Realisierung eines solchen Arrays 45 geschieht mit Hilfe des ASICs 29. In diesem Beispiel ergäbe das für ein Detektormodul 25 eine Größe von 1,8 × 1,8 cm². Für großflächige Röntgenbilddetektoren 4 (z. B. 20 × 30 cm²) werden mehrere Detektormodule 25 zusammengeschlossen (in diesem Beispiel würden 11 × 17 Detektormodule 25 etwa diese Fläche ergeben) und über eine gemeinsame periphere Ansteuer- und Ausleseeinheit 46 verbunden, die ein Auslesen 47 bewirkt.
Im Falle von zählenden und energiediskriminierenden Röntgendetektoren werden zwei, drei oder mehr Schwellenwerte eingeführt und die Höhe des Ladungspulses, entsprechend den vordefinierten Schwellenwerten (Diskriminatorschwellen), in eines oder mehrere der digitalen Zähleinheiten eingeordnet. Die in einem bestimmten Energiebereich gezählten Röntgenquanten lassen sich dann durch Differenzbildung der Zählerinhalte zweier entsprechender Zähleinheiten erhalten. Die Diskriminatoren lassen sich mit Hilfe der Schwellenwertgeber für das ganze Detektormodul oder pixelweise innerhalb gegebener Grenzen oder Bereiche einstellen. Die Zählerinhalte der Pixelelemente werden nacheinander über eine entsprechende Auslesevorrichtung modulweise ausgelesen. Dieser Ausleseprozess benötigt eine gewisse Zeit, währenddessen nicht fehlerfrei weitergezählt werden kann.
In der 8 ist ein weiteres Beispiel für die zentralen Funktionselemente eines zählenden Pixelelements 37 eines digitalen Röntgenbilddetektors 4 mit energiediskriminierenden Pixeldesign gezeigt. In diesem Beispiel weist das Pixelelement 37 mehrere, z. B. vier, Diskriminatoren 41.1, 41.2, 41.3 und 41.4 mit jeweils einem Schwellenwertgeber 42.1, 42.2, 42.3 und 42.4 mit unterschiedlichen Schwellwerten auf, an denen digitale Zähleinheiten 43.1, 43.2, 43.3, 43.4 angeschlossen sind. Durch einen derartigen Aufbau mit Verwendung unterschiedlicher Diskrimintorschwellen kann eine energieselektive und einergiediskriminierende Bildgebung durchgeführt werden.
Verschiedene Effekte können nun dazu führen, dass ein absorbiertes Röntgenquant seine Energie nicht nur in einem Pixelelement 37 deponiert, sondern dass durch Prozesse wie Ladungsteilung (Charge-Sharing) oder Fluoreszenzphotonen (k-Fluoreszenz) ein Teil der Energie in den benachbarten Pixelelementen 37 deponiert wird. Dies ist in 9 schematisch dargestellt, anhand derer werden nun die Gegebenheiten bei der Röntgenbildgebung näher beschrieben.
Ein auf den Röntgenbilddetektor 4 fallendes primäres Röntgenquant 50 erzeugt in dem Direktkonverter 26 ein Primärereignis 51, das zu einem Signalanteil 52 am Primärort in einem ersten Pixelelement 53 führt. Durch die Ladungsteilung entstehen in den in den benachbarten Pixelelementen 54 weitere Signalanteile 55. Durch das Primärereignis 51 kann auch ein Fluoreszenzphoton 56 ausgelöst werden, dass in dem einem benachbarten Pixelelement 54 zugeordneten Direktkonverter 26 zu einem Sekundärereignis 57 führt, das in dem benachbarten Pixelelement 54 einen Signalanteil 58 durch Fluoreszenzphoton 56 zur Folge hat. Dies kann zu Fehlzählungen führen, beispielsweise zu Mehrfachzählungen oder gar keiner Zählung, wenn die jeweiligen deponierten Energien unterhalb der Schwellenwerte liegen. Auch eine fehlerhafte Zuordnung der Energie im Fall von energiediskriminierenden zählenden Detektoren kann erfolgen.
Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, einen zählenden digitalen Röntgenbilddetektor der eingangs genannten Art derart auszubilden, dass unter Verwendung derselben Hardware der Röntgenbilddetektor 4 in zwei Modi, einen hochauflösenden bei größtem Signal sowie einen niedrigauflösenden mit spektraler Bildgebung umschaltbar betrieben werden kann.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß für einen zählenden Röntgenbilddetektor der eingangs genannten Art durch die im Patentanspruch 1 angegebenen Merkmale gelöst. Vorteilhafte Ausbildungen sind in den abhängigen Patentansprüchen angegeben.
Die Aufgabe wird für einen zählenden Röntgenbilddetektor erfindungsgemäß dadurch gelöst,

• dass in einem hochauflösenden ersten reinen Zählmodus die Summensignale an verschiedenen Kreuzungspunkten benachbarter Pixelelemente bestimmt werden und das Summensignal demjenigen Pixelelement zugeordnet wird, das das größte Einzelsignal aufwies, und
• dass in einem niedrigauflösenden energiediskriminierenden zweiten Zählmodus mehrere Pixelelemente zu einer Pixelstruktur zusammengeschaltet werden, dass in den Pixelelementen ein Summensignal gebildet wird, das mit Schwellenwerten der Wandlungsvorrichtung der Pixelelemente verglichen wird, und dass die Zählerstände in Abhängigkeit vom Vergleich derart ausgewertet werden, dass nur das Pixelelement einen Wert liefert, dessen Wandlungsvorrichtung dem maximalen Eingangssignal der Pixelstruktur entsprechenden Schwellenwert zugeordnet ist.

Durch die variable Verwendung der Pixel-Zähler mit hochauflösendem reinem Zählmodus und gering- oder niedrigauflösendem energiediskriminierenden Zählmodus zur Maximierung der Zählrate lässt sich der Röntgenbilddetektor in verschiedenen Modi und damit für verschiedene klinische Anforderungen gezielt einsetzen.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die einer diesen Pixelelementen der Pixelstruktur zugeordneten Stelle die Kreuzungsstelle der Pixelelemente ist.
Erfindungsgemäß kann die Pixelstruktur von einem örtlich fixen 2er-Cluster von 2×2 zählenden Pixelelementen gebildet werden.
In vorteilhafter Weise kann die Wandlungsvorrichtung zur Wandlung des elektrischen Signals in ein Zählsignal wenigstens einen Diskriminator und wenigstens einen Schwellenwertgeber aufweist.
Eine spektrale Bildgebung ist schon im hochauflösenden Mode möglich, wenn erfindungsgemäß jedes zählende Pixelelement mehrere Diskriminatoren und mehrere Schwellenwertgeber aufweist. Dann ist im niedrigauflösenden Fall die 4-fache Anzahl also eine sehr fein eingeteilte spektrale Bildgebung möglich.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn im zweiten Zählmodus eine Logik bewirkt, dass nur diejenige Zähleinheit der zu den Pixelelementen der Pixelstruktur gehörenden Diskriminatoren um eins erhöht wird, die den größten Schwellenwert hat, der noch vom Signal überschritten wird. Beispielsweise könnte gelten: T(D₁) < T(D₂) < T(D₃) < T(D₄), wobei D₁ bis D₄ die vier Diskriminatoren der zusammengefassten 2×2 Pixel beschreibt und T(D_n) den jeweiligen Schwellenwert. Gilt für das Summensignal z. B. T(D₃) < S < T(D₄), dann wird nur Zähler 3 um eins erhöht, aber keiner der anderen.
Als Alternative kann erfindungsgemäß im zweiten Zählmodus der Zählerstand jeder Zähleinheit um eins erhöht werden, wenn das Signal oberhalb des Schwellenwertes der Diskriminatoren liegt, und dass mittels Subtraktion der Zählerstände der Zähleinheiten die Anzahl der für jedes der Energieintervalle angefallene Röntgenquanten bestimmt wird. Dann kann nach dem Auslesen der Zählwerte beispielsweise offline per Subtraktion die Anzahl der für jedes der Energieintervalle angefallenen Röntgenquanten bestimmt werden.
In vorteilhafter Weise kann der Röntgenbilddetektor wenigstens einen ASIC aufweisen.
Die Signalhöhe ist erfindungsgemäß eindeutig einem der zu den Diskriminatoren gehörigen Zählern zuordenbar, wenn die Diskriminatoren als Fensterdiskriminatoren ausgeführt sind.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn jeder ersten Speichereinheit genau eine zweite digitale Speichereinheit zur Speicherung durch einen Übertragungsvorgang einer Kopie der ersten Speichereinheit zum Zeitpunkt der Übertragung zugeordnet ist.
Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:
1 ein bekanntes C-Bogen-Angiographiesystem mit einem Industrieroboter als Tragvorrichtung,
2 eine schematische Darstellung der geometrischen Verhältnisse bei der Rotationsangiographie mit dem C-Bogen-Angiographiesystem gemäß 1,
3 einen schematischen Aufbau eines indirekt-konvertierenden Röntgenbilddetektors,
4 eine Seitenansicht einer schematischen Darstellung eines direkt-konvertierenden, zählenden Röntgenbilddetektors,
5 eine dreidimensionale Ansicht eines aus mehreren Detektormodulen bestehenden zählenden Röntgenbilddetektors,
6 eine Darstellung der zentralen Funktionselemente eines zählenden Pixelelements eines bekannten Röntgendetektors,
7 eine schematische Darstellung eines gesamten ASIC-Moduls oder Arrays aus zählenden Pixelelementen eines bekannten Röntgendetektors mit Ansteuer- und Ausleselogik,
8 eine Darstellung der zentralen Funktionselemente eines zählenden Pixelelements eines Röntgendetektors mit mehreren Diskriminatoren und Zähleinheiten,
9 eine Darstellung der Gegebenheiten bei der Röntgenbildgebung für vier nebeneinanderliegenden Pixelelementen,
10 eine schematische Darstellung eines ersten Modus, in dem eine erfindungsgemäße Antikoinzidenz- und Summationslogik über benachbarte Pixelelemente dasjenige Pixelelement in der direkten Umgebung bestimmt, das das größte Signal aufweist,
11 eine schematische Darstellung eines zweiten Modus, in dem die Summation in zusammengefassten Pixelstrukturen durchgeführt wird und die Signalsumme Diskriminatoren mit unterschiedlichen Schwellenwerten zugeführt wird,
12 eine Hardware-Konfiguration für den ersten Modus,
13 eine Hardware-Konfiguration für den zweiten Modus,
14 Zählratenverhalten für den Fall eines Pixeldesigns mit Summenbildung und Antikoinzidenz und
15 eine schematische Darstellung eines zählenden Pixelelements mit einem zusätzlichen assoziierten Zähler.
Anhand der 10 wird nun ein erster erfindungsgemäßer Modus des Röntgenbilddetektors 4 erläutert. In einer 4er-Matrix 60 von 4×4 zählenden Pixelelementen 37 werden durch ein Primärereignis und/oder Sekundärereignis Signalanteile 52, 55 und 58 erzeugt. An Kreuzungspunkten 61 werden die Signalanteile jeweils einer 4er-Matrix 60 zu einem Summensignal zusammengefasst und das Summensignal genau demjenigen Pixelelement 62 zugeordnet, das das größte Einzelsignal hatte, den Signalanteil 52 des Primärereignisses 51. Überschreitet das Summensignal den Schwellenwert V_t des Diskriminators 63, wird durch die Ausleselogik 44 gesteuert die Zähleinheit 64 nur dieses Pixelelements 62 um eins erhöht, während die anderen unterdrückt werden, wie dies durch Kreuze 65 symbolisiert wird.
Es werden also zunächst die Summensignale beispielsweise an den verschiedenen Kreuzungspunkten 61 je vier benachbarter Pixelelemente der 4er-Matrix 60 bestimmt. Und dann wird das Summensignal genau demjenigen Pixelelement 62 zugeordnet, das das größte Einzelsignal hatte, falls das Summensignal über der vorgegebenen Schwelle liegt, d. h. der Pixelort des größten Einzelsignals gibt den Ort des Maximums des Signals wieder. Dies ist eine erfindungsgemäße Antikoinzidenz- und Summationslogik über benachbarte Pixel für den ersten Modus.
Anhand der 11 wird nun ein zweiter Modus des Röntgenbilddetektors 4 beschrieben, in den der Röntgenbilddetektor 4 erfindungsgemäß umgeschaltet werden kann. In der 4er-Matrix 60 werden 2er-Cluster 66 bis 68 von 2×2 zählenden Pixelelementen 37 örtlich fix vorgegeben. Im dargestellten Beispiel werden durch zwei Primärereignisse und/oder Sekundärereignisse Signalanteile 52, 55 und 58 erzeugt. An den Kreuzungspunkten 61 der 2er-Cluster 66 bis 68 bzw. einer Stelle die diesen vier zählenden Pixelelementen 37 der 2er-Cluster 66 bis 68 zugeordnet ist, denn vom ASIC-Layout muss diese Stelle womöglich nicht exakt symmetrisch im Zentrum der vier Pixelelementen liegen, werden wieder erst Summensignale gebildet. Die an den Berührungsecken und -kanten der 2er-Cluster 66 bis 68, d. h. außerhalb der 2er-Cluster 66 bis 68, liegenden Kreuzungsstellen 69 sind in diesem Modus deaktiviert, wie dies durch die Strichelung gekennzeichnet ist.
Das Summensignal wird dann mit den vier i. A. unterschiedlichen Schwellenwerten (Thresholds) V_t(i), i = 1,4, der vier Diskriminatoren 63 der vier Pixelelemente 37 verglichen, wobei es dann drei Möglichkeiten der Auswertung gibt:

• Unter der Voraussetzung, dass die Diskriminatoren 63 sogenannte Fenster-Diskriminatoren sind, der also sowohl eine untere als auch eine obere Schwelle aufweist, wird genau diejenige Zähleinheit 64 eines der Pixel i = 1,4 zugeordnet, für das gilt V_{t_}low(i) < S < V_{t_}high(i). Es müsste dann sinnvollerweise gelten: V_{t_}low(1) < V_{t_}high(1) = V_{t_}low(2) < V_{t_}high(2) = V_{t_}low(3) < V_{t_}high(3) = V_{t_}low(4) < V_{t_}high(4). V_{t_}high(4) wird sinnvollerweise so gesetzt, dass diese der höchsten erwarteten Röntgenenergie entspricht, die durch die Peak-Spannung des Generator kVp definiert ist. Die Indizierung innerhalb der vier Pixelelemente 37 kann natürlich eine andere sein – das gilt grundsätzlich auch für die anderen Ansätze. Die ”Logik” ist aber sinnvollerweise für alle Pixelelemente 37 gleich.
• Es wird allen Zähleinheiten 64 der Pixel i = 1,4 ein Count zugeordnet für die gilt: S > T(i) – das ist üblicherweise der Fall, wenn die Diskriminatoren nur eine untere Schwelle T_low(i) besitzen. Man ”rekonstruiert” dann später (nach Auslesen der Zähler) aus den Zählerständen N(1) bis N(4) die Energiebins durch Differenzbildung. Gilt beispielsweise T(D₁) < T(D₂) < T(D₃) < T(D₄), wobei D₁ bis D₄ die vier Diskriminatoren der zusammengefassten 2×2 Pixel beschreibt und T(D_n) den jeweiligen Schwellenwert. Damit ergeben sich die Anzahl der Events im niedrigsten Energiebin, also mit Energien zwischen T(D₁) und T(D₂) durch N(1)–N(2), für das nächste Energiebin durch N(2)–N(3), ..., und für das oberste Bin (dies hat keine Limitierung nach oben, ist aber i. A. durch die höchste im Röntgenspektrum vorhandene Energie definiert) durch N(4).
• Eine Logik (nicht dargestellt) bewirkt, dass nur diejenige Zähleinheit 64 hochgezählt wird, für die das Summensignal die größte der vier Schwellenwerte V_t(i) überwunden hat, im Fall von Rauschen z. B. auch keine. Dann ist die Differenzbildung wie oben nicht nötig.

In allen diesen Fällen ist der Ort nicht mehr relevant, denn es werden ja vier benachbarte Pixelelemente 37 zusammengefasst, und es werden die vier Diskriminatoren 63 in der 2×2-Umgebung, den 2er-Clustern 66, zur spektralen Bildgebung auf Kosten der örtlichen Auflösung verwendet.
Es wird also in einem zweiten Modus unter 2×2 Pixelelementen 37 dasjenige Pixelelement 37 bestimmt, dessen Diskriminator 63 dem dem maximalen Eingangssignal der Vierergruppe, des 2er-Clusters 66, entsprechenden Schwellenwert V_t(i) zugeordnet ist. Dann wird nur der Zählerstand dessen Zähleinheit 64 um eins erhöht. D. h. jedoch, dass der Pixelort des größten Einzelsignals nicht dem Ort des Maximums, an dem gezählt wird, entsprechen muss, wie dies bei dem zweiten 2er-Cluster 68 zu ersehen ist.
Bezugnehmend auf das dargestellte Beispiel ergibt sich, dass im ersten 2er-Cluster 66 die Signalsumme oberhalb des Schwellenwerts des Diskriminators 63.4, im zweiten 2er-Cluster 67 die Signalsumme oberhalb des Schwellenwerts des Diskriminators 63.3, aber unterhalb des Schwellenwerts des Diskriminators 63.4 und im dritten 2er-Cluster 68 die Signalsumme unterhalb des Schwellenwerts des Diskriminators 63.1 liegt. Deshalb werden die entsprechenden Zählereinheiten 64.3 und 64.4 um eins hochgesetzt, wie dies die dunkle Markierung symbolisieren soll. Die zum Diskriminator 63.1 gehörende Zählereinheiten 64.1 wird jedoch nicht verändert, die Signalsumme unterhalb des Schwellenwerts liegt. Dies signalisiert die fehlende Füllung. Dies ist also der gering- oder niedrigauflösende energiediskriminierende Zählmodus zur Maximierung der Zählrate bzw. Unterdrückung der Anti-Koinzidenz und Energiesummation.
Die 11 beschreibt also Beispiele von zwei Primärereignissen 51, die zu zwei Signalanteilen 52 am Primärort und Signalanteilen 55 durch Charge-Sharing führen. Im ersten Fall oben links liegen alle Signalanteile 52 und 55 im ersten 2er-Cluster 66. Im zweiten Fall unten rechts dagegen ist neben dem 2er-Cluster 67 durch Übersprechen auch das dritte 2er-Cluster 68 betroffen. Das Übersprechen hält sich aber aufgrund der im Verhältnis erheblich größeren Fläche der 2er-Cluster 66 bis 68 gegenüber der der Pixelelemente 37 in Grenzen, so dass in vielen Fällen der Signalanteil 55 durch Charge-Sharing wie oben beschrieben unter den niedrigsten Schwellenwert fällt und damit nicht gezählt wird. Sollte dagegen der Signalanteil 55 den Schwellenwert des Diskriminators 63.1 übersteigen, führt dies in der gehörenden Zählereinheiten 64.1 zu einer Fehlzählung, die aber das Gesamtergebnis nicht oder nur unwesentlich beeinflusst.
Anhand der 12 und 13 wird nun der Unterschied der beiden Modi erläutert. In beiden 12 und 13 ist ein Detektormodul 25 mit dem flächenhaften Direktkonverter 26, der gemeinsamen Top-Elektrode 27 als Kathode und Pixelelektroden 28 als Anode des (pixelierten) ASIC 29 mit den Pixelelektroniken 30 dargestellt. Die Hardware-Konfiguration für die beiden Modi ist dieselbe, d. h. jedes Pixelelement des ASIC 29 ist über Kontakte 31 (Bump Bonds) mit Elektroden 70 des Direktkonverters 26 verbunden.
Die 12 zeigt den bzgl. Ortsauflösung hochauflösenden Modus, bei dem Antikoinzidenz und Summation eingeschaltet sind. In der 13 ist dagegen der zweite Modus mit der Binnung (2×2) von Pixelelementen 37 zum 2er-Cluster 66 dargestellt, wobei jeweils das Gesamtsignal der vier Pixelelemente 37 aufsummiert wird und den Diskriminatoren der vier Pixelelemente 37 zum Vergleich mit den Schwellenwerten zugeführt wird, wie dies bereits anhand der 11 beschrieben wurde. Die andere Ortsdimension, bzw. die dazugehörigen Pixelelemente 37 in der 2×2 Konfiguration der 2er-Cluster 66, sind in dieser Sicht nicht dargestellt, aber aus der 11 ersichtlich.
Dabei ist zu beachten, dass auf der Seite des ASIC 29 jedes Pixelelement 37 eine Fläche oder einen Bereich benötigt, um die Kontakte 31 anzubringen. Dies sind die Pixelelektroden 28. Daneben ist ein weiterer Bereich erforderlich, um den restlichen ”intelligenten” Teil des Pixelelements 37 unterzubringen, der für die Pixelelektroniken 30 benötigt wird, die Analog- und Digital-Elektroniken beispielsweise mit Vorverstärker, Shaper, Diskriminatoren, Zählern und Ausleselogik.
Was die jeweiligen Flächen angeht, gibt es nur bedingt Abhängigkeiten:

• Die Größe der Elektroden 70 auf der Seite des Direktkonverters 26 hängt zum Einen von den physikalischen Gegebenheiten wie Ladungssammlung, Kapazität, die man haben möchte, und anderes ab, aber auch von Verbindungstechnologien und muss aber natürlich kleiner sein als der Pixelpitch.
• Die Größe der Kontakte 31 (Bump Bonds) ist technologieabhängig und ist natürlich auch kleiner als der Pixelpitch. Die ”rund” dargestellte Form ist dabei eine Abstraktion. In Wirklichkeit sind die Kontakte 31 anders ausgebildet, da die Kugeln ja auf beiden Seiten jeweils durch einen Lötprozess verbunden werden.
• Auf der Seite des ASIC 29 ist die Verbindungsstelle mit dem Kontakt 31 (Bump Bond), das sogenannte Pad, ein Teil der Pixelfläche und wird sinnvollerweise nur so groß wie nötig gehalten, da möglichst viel Platz für die Analog- und Digitalelektronik zur Verfügung stehen muss. Je nach Pixelgröße, Design-Komplexität etc. kann das ASIC-Pad den größeren Anteil von der Pixelfläche ausmachen als der Elektronikteil aber auch umgekehrt. Das Pad auf der Seite des ASIC 29 muss nicht die gleiche Größe wie das Pad auf der Detektormaterialseite aufweisen. Bei der Größe des Pads spielen Verbindungstechnologie- und Fertigungsgenauigkeits-Themen eine Rolle.

In der 14 ist nun das Zählratenverhalten für den Fall eines Pixeldesigns mit Summation und Antikoinzidenz als erste Kurve 71 und den Fall eines Pixeldesign ohne diese Fähigkeit bzw. Einrichtung als zweite Kurve 72 wiedergegeben. Bei diesem Zählratenverhalten wurde die Anzahl der Zählimpulse bzw. der Ereignisse über der Anzahl der einfallenden Röntgenphotonen aufgetragen.
Die 15 zeigt eine schematische Darstellung eines zählenden Pixelelements 73 mit einem zusätzlichen assoziierten Zähler, einem Schattenregister oder Schattenspeicher 74, um einen schnellen Transfer zu realisieren und die Detektortotzeit zu minimieren.
Um das oben beschriebene Problem der Fehlzählungen – Mehrfachzählungen oder gar keine Zählung, wenn die jeweiligen deponierten Energien unterhalb der Schwellenwerte liegen – oder fehlerhafter Zuordnung der Energie im Fall von energiediskriminierenden zählenden Detektoren zu lösen, werden Summations- und Antikoinzidenzschaltungen verwendet, bei denen die deponierte Ladung in Nachbarpixeln innerhalb einer gegebenen Zeit (Koinzidenz) aufsummiert, einem bestimmten Pixelelement zugeordnet und das Summensignal mit dem Schwellenwert eines Diskriminators oder mehrerer Diskriminatoren verglichen wird. Eine der möglichen Umsetzungen ist in 10 schematisch dargestellt. Andere Realisierungsmöglichkeiten, um Energiesummation, Antikoinzidenz und die Zuordnung zu einem Pixel bzw. dem Pixel, das das größte Teilsignal gesehen hat, sind erfindungsgemäß möglich.
Ein Nachteil dieser Funktion ist allerdings, dass dadurch eine größere Fläche als die eines Pixelelements für diese Zeit inaktiv ist und dies bei hohen Flüssen wesentlich früher, d. h. bei niedrigeren Röntgenflüssen bereits, zur Paralyse oder für nicht-paralysierende Pixeldesigns zum Eintreten von Nichtlinearitäten führt, als dies ohne eine derartige Summations- und Antikoinzidenzschaltung der Fall wäre. Werden die acht benachbarten Pixelelemente betrachtet, dann tritt die Paralyse oder die Nichtlinearität also bereits bei einem um etwa eine Größenordnung geringeren Röntgenfluss auf, wie dies auch der 14 zu entnehmen ist. Insbesondere kann bei diagnostischen Röntgendosen eventuell der Röntgenfluss die Verwendung von Summations- und Antikoinzidenzschaltungen verhindern.
Nun ist aber gerade bei diagnostischen klinischen Anwendungen die spektrale Information interessant, z. B. auch für spektrale 3-D-Rekonstruktionen (flat-panel cone-beam CT). Auf der anderen Seite ist die Anforderung an die Anforderung an die Ortsauflösung in diesen Anwendungsfällen häufig nicht so hoch.
Der Grundgedanke ist jetzt, für Fälle mit hohen Flüssen den Paralysefall oder das Eintreten der Nichtlinearität zu vermeiden. Das Pixeldesign ist daher derart ausgelegt, dass es

• für den hochauflösenden (und ”Niedrigfluss”) Fall die Antikoinzidenz- und Summations-Fähigkeit nutzt und auch die Zuordnung zu demjenigen Pixelelement mit dem größten Signal und damit die hohe örtliche Auflösung erlaubt und
• für den niedrigauflösenden (und ”Hochfluss”) Fall die Summation über benachbarte Pixelelemente zwar genutzt wird, nicht aber die Antikoinzidenz, d. h. es werden hier die Pixelelemente gebinnt (zusammengefasst). Wegen der größeren örtlichen Ausdehnung fällt das Charge-Sharing oder der Energietransport in benachbarte Detektorbereiche über Fluoreszenzphotonen nicht mehr so sehr ins Gewicht. Es stehen darüber hinaus für das zusammengefasste Pixelelement (2×2) die 4-fache Anzahl von Diskriminatoren und entsprechenden Zähler zur Verfügung, die mit entsprechenden Schwellenwerteinstellungen die spektrale Bildgebung erlauben würde. Dies ist in 11 dargestellt. Um sicher zu stellen, dass am Ende nur einmal pro Energiebin gezählt wird, sind mehrere Möglichkeiten denkbar: – entweder sind die Diskriminatoren als Fensterdiskriminatoren ausgeführt, sodass die Signalhöhe eindeutig einem der zu diesen Diskriminatoren D1 bis D4 (63.1 bis 63.4) gehörigen Zähler zugeordnet werden kann – oder eine Logik sorgt dafür, dass nur derjenige Zähler der zu den 2×2 Pixelelementen gehörenden Diskriminatoren D1 bis D4 um eins erhöht wird, der die größte Schwelle hat, die noch vom Signal überschritten wird. Beispielsweise könnte gelten: T(D1) < T(D2) < T(D3) < T(D4). Gilt für das Summensignal S z. B. T(D3) < S < T(D4), dann wird nur Zähler 3 um eins erhöht, aber keiner der anderen – oder jeder Zähler wird um eins erhöht, wenn das Signal oberhalb des Diskriminatorschwelle liegt. Dann müsste nach dem Auslesen der Zählwerte offline per Subtraktion die Anzahl der für jedes der Energieintervalle angefallenen Röntgenquanten bestimmt werden. Für diesen Modus sind nicht alle Summationsknoten notwendig (wie im hochauflösenden Modus) sondern nur diejenigen, die im Zentrum der 2×2 Pixelelemente liegen (siehe auch gestrichelt dargestellten Summationsschaltungen in 11, die in diesem Mode nicht benötigt werden und deaktiviert sind).

Entscheidend bei dem Aufbau ist dabei, dass – anders als in anderen Ansätzen – dieselbe Hardware verwendet wird, d. h. beide Modi (hochauflösend mit Summation/Antikoinzidenz/Zuordnung zum Pixelelement z. B. mit größtem Signal als auch niedrigauflösend Summmation/Binning/spektrale Bildgebung) können mit derselben Hardware durchgeführt werden. Daher ist jedes Pixelelement des ASIC 29 mit den entsprechenden Elektroden 70 des Detektormaterials 26 über die Bump-Bonds 31 verbunden (siehe auch 12 und 13). Dadurch kann der Röntgenbilddetektor 4 in verschiedenen Modi und damit für verschiedene klinische Anforderungen gezielt eingesetzt werden.
Eine Erweiterung wäre derart zu gestalten, dass bereits jedes Pixelelement zwei (oder mehr) Diskriminatoren aufweist, also schon im hochauflösenden Mode spektrale Bildgebung möglich ist. Dann ist im niedrigauflösenden Fall die 4-fache Anzahl also eine sehr fein eingeteilte spektrale Bildgebung möglich. Für den Fall von z. B. 2 Diskriminator/Zähler-Paaren pro Pixel stünden für das 2×2 gebinnte Pixelelement dann acht Diskriminator/Zähler-Paare zur Verfügung.
Zudem kann noch eine Lösung verwendet werden, bei der pro Zähler im Pixelelement noch ein weiterer Zähler vorhanden ist, der allerdings nur die Funktion schnellen Auslesens unterstützen soll, wie dies in der älteren Patentanmeldung DE 10 2012 212 124.2 beschrieben ist (siehe auch 15).
Die vorgesehene Pixelgröße liegt zwischen 100 μm und 200 μm, z. B. bei 160 μm. DeDasr 2×2 gebinnte Pixelelement ist dann zwischen 200 μm und 400 μm groß, z. B. 320 μm. Ein weiteres Binning von z. B. 4×4 kann digital erfolgen.
Erfindungswesentlich ist, dass der Röntgenbilddetektor 4 derart ausgelegt ist, dass er bei gleicher Hardware in zwei Modi umschaltbar ist. Dadurch ergibt sich eine variable Verwendung der Pixel-Zähler mit hochauflösendem reinem Zählmodus und gering-auflösendem energiediskriminierenden Zählmodus zur Maximierung der Zählrate.
Im ersten Modus erfolgt eine Bestimmung desjenigen Pixelelements 53 oder 54 in einer direkten Umgebung, das das größte Signal aufweist. Summationsverfahren und Zuordnung der Summe zu demjenigen Pixelelement 53, das das größte Signal aufweist, und Hochzählen des entsprechenden Zählereinheit 43, falls das Summensignal oberhalb des Schwellenwerts liegt. Gleichzeitig wird ein weiterer möglicher Zählwert in den direkt benachbarten Pixelelementen 54 unterdrückt. Es werden also zunächst die Summensignale an den verschiedenen Kreuzungspunkten 61 je vier benachbarter Pixelelemente 53 und 54 bestimmt. Und dann wird das Summensignal genau demjenigen Pixelelement zugeordnet, das das größte Einzelsignal hatte, falls das Summensignal über der vorgegebenen Schwelle liegt.
Die 11 zeigt einen Modus, in dem die Summation in vorher definierten 2×2 Pixelstrukturen durchgeführt wird und die Signalsumme den vier Diskriminatoren 41.1 bis 41.4 mit unterschiedlichen Schwellenwerten zugeführt wird. In demjenigen Pixelelement, in dem das Signal mit der Schwellenbedingung übereinstimmt, wird die entsprechende Zählereinheit 43.1 bis 43.4 um eins hochgesetzt. In diesem Beispiel wäre das Summensignal im gebinnten Pixelelement

(i) links oben oberhalb des Schwellenwerts des Diskriminators 41.4,
(ii) rechts unten oberhalb des Schwellenwerts des Diskriminators 41.3, aber unterhalb des Schwellenwerts des Diskriminators 41.4 und
(iii) links unten unterhalb des Schwellenwerts des Diskriminators 41.1.

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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.
Zitierte Patentliteratur

US 7500784 B2 [0003]
DE 102012212124 [0077]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

”Flat detectors and their clinical applications” von Martin Spahn, Eur Radiol. (2005), Vol. 15, Seiten 1934 bis 1947 [0017]

Claims

Zählender digitaler Röntgenbilddetektor (4) zur Aufnahme von Röntgenbildern eines von einer Röntgenstrahlung durchstrahlten Objektes (6) mit zumindest einem Detektormodul (25), das einen flächenhaften Direktkonverter (26) zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen (37, 53, 54) aufweist, wobei jedes zählende Pixelelement (37) einen Ladungs- oder Signaleingang (38), eine Wandlungsvorrichtung (39 bis 42) zur Wandlung des elektrischen Signals in ein Zählsignal, eine digitale Zähleinheit (43) zur Erfassung und Speicherung des Zählsignals und eine Ansteuer- und Ausleseeinheit (23, 24, 44, 46) aufweist, und wobei der Röntgenbilddetektor (4) derart ausgebildet ist, dass jedes Pixelelement (37, 53, 54) des Röntgenbilddetektors (4) mit den entsprechenden Elektroden (70) des Detektormaterials des Direktkonverters (26) über Kontakte (Bump Bonds) (31) verbunden und derart umschaltbar ausgebildet ist, • dass in einem ersten Zählmodus die Summensignale an verschiedenen Kreuzungspunkten (61) benachbarter Pixelelemente (53, 54) bestimmt werden und das Summensignal demjenigen Pixelelement zugeordnet wird, das das größte Einzelsignal aufwies, und • dass in einem zweiten Zählmodus mehrere Pixelelemente (37, 53, 54) zu einer Pixelstruktur (66 bis 68) zusammengeschaltet werden, dass in den Pixelelementen (37, 53, 54) ein Summensignal gebildet wird, das mit Schwellenwerten (V_t(i)) der Wandlungsvorrichtung (39 bis 42) der Pixelelemente (37, 53, 54) verglichen wird, und dass die Zählerstände in Abhängigkeit vom Vergleich derart ausgewertet werden, dass nur das Pixelelement einen Wert liefert, dessen Wandlungsvorrichtung (39 bis 42) dem maximalen Eingangssignal der Pixelstruktur (66 bis 68) entsprechenden Schwellenwert (V_t(i)) zugeordnet ist.
Röntgenbilddetektor (4) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die einer diesen Pixelelementen (37) der Pixelstruktur (66 bis 68) zugeordneten Stelle die Kreuzungsstelle (61) der Pixelelemente (37) ist.
Röntgenbilddetektor (4) nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Pixelstruktur (66 bis 68) von einem örtlich fixen 2er-Cluster (66 bis 68) von 2×2 zählenden Pixelelementen (37, 53, 54) gebildet wird.
Röntgenbilddetektor (4) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Wandlungsvorrichtung (41, 42) zur Wandlung des elektrischen Signals in ein Zählsignal wenigstens einen Diskriminator (41) und wenigstens einen Schwellenwertgeber (42) aufweist.
Röntgenbilddetektor (4) nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass jedes zählende Pixelelement (37, 53, 54) mehrere Diskriminatoren (41.1 bis 41.4) und mehrere Schwellenwertgeber (42.1 bis 42.4) aufweist.
Röntgenbilddetektor (4) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass im zweiten Zählmodus eine Logik bewirkt, dass nur diejenige Zähleinheit (64) der zu den Pixelelementen (37, 53, 54) der Pixelstruktur (66 bis 68) gehörenden Diskriminatoren (41) um eins erhöht wird, der den größten Schwellenwerten (V_t(i)) hat, die noch vom Signal überschritten wird.
Röntgenbilddetektor (4) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass im zweiten Zählmodus der Zählerstand jeder Zähleinheit (64) um eins erhöht wird, wenn das Signal oberhalb des Schwellenwertes (V_t(i)) der Diskriminatoren (41) liegt, und dass mittels Subtraktion der Zählerstände der Zähleinheiten (64) die Anzahl der für jedes der Energieintervalle angefallene Röntgenquanten bestimmt wird.
Röntgenbilddetektor (4) nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenbilddetektor (4) wenigstens einen ASIC (29) aufweist.
Röntgenbilddetektor (4) nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Diskriminatoren (41, 41.1 bis 41.4, 63, 63.1 bis 63.4) als Fensterdiskriminatoren ausgeführt.
Röntgenbilddetektor (4) nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass jeder ersten Speichereinheit (43) genau eine zweite digitale Speichereinheit (74) zur Speicherung durch einen Übertragungsvorgang einer Kopie der ersten Speichereinheit (43) zum Zeitpunkt der Übertragung zugeordnet ist.