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Die Erfindung betrifft einen Röntgenstrahlungsdetektor, insbesondere für die Medizintechnik, umfassend eine Detektoreinheit zur direkten Umwandlung von Röntgenstrahlung in elektrische Signale, wobei die Detektoreinheit eine Vorderseite aufweist und gegenüberliegend eine Rückseite, an welcher eine Ausleseelektronik positioniert ist, und umfassend eine Lichtquelle, mit deren Hilfe die Vorderseite der Detektoreinheit im Betrieb mit Licht bestrahlt wird. Ein derartiger Röntgenstrahlungsdetektor ist beispielsweise aus der
US 7 652 258 B2 zu entnehmen.
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Zur Detektion von Röntgenstrahlung werden in bilderzeugenden Systemen, wie beispielsweise Computertomographen, zunehmend direkt konvertierende Detektoren eingesetzt, bei denen die zu detektierende Röntgenstrahlung in einer Halbleiterschicht aus beispielsweise CdTe, CdZnTe (auch CZT), CdZnTeSe, CdTeSe, CdMnTe, InP, TIBr2 oder HgI2 direkt in ein elektrisches Messsignal umgewandelt wird.
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Typisch für derartige Halbleitermaterialien ist eine relativ hohe Konzentration von Gitterfehlern, welche unter anderem als sogenannte „traps” für Elektronen elektrisch wirksam sind. In der Regel sind viele der zu diesen Störstellen gehörigen Energieniveaus unter Normalbedingungen unbesetzt und werden erst bei Bestrahlung des Halbleiters mit Röntgenstrahlung aufgefüllt. Die diese Energieniveaus besetzenden Elektronen sind nachfolgend an die Störstelle gebunden und verbleiben somit ortsfest im Halbleiterkristall, wodurch im Halbleiterkristall eine strahlungsabhängige Polarisation hervorgerufen wird. Hierdurch kommt es zu einer Verfälschung der Messsignale, zum einen da einige der von der zu detektierenden Strahlung generierten freien Ladungsträger nicht mehr zum Messsignal beitragen, sondern teilweise von den Störstellen eingefangen werden, zum anderen da sich das im Halbleitermaterial wirkende elektrische Verschiebungsfeld durch die ortsfesten Ladungen verändert.
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In der Patentschrift
US 7 652 258 B2 wird vorgeschlagen, den Detektor mit Infrarotstrahlung zu bestrahlen, um so eine Besetzung der Störstellenniveaus und damit den Polarisationszustand mit Hilfe der Infrarotstrahlung vorzugeben.
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Weitere Möglichkeiten zur Manipulation des Polarisationszustandes eines direkt konvertierenden Detektors durch Bestrahlung sind beispielsweise in den Druckschriften
DE 10 2012 213 494 A1 ,
US 2003/0107002 A1 und
WO 2014/132232 A2 beschrieben.
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Ausgehend hiervon liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, einen vorteilhaften direkt konvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor anzugeben.
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Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch einen Röntgenstrahlungsdetektor mit den Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst. Die rückbezogenen Ansprüche beinhalten vorteilhafte Weiterbildungen des Röntgenstrahlungsdetektors.
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Ein entsprechender Röntgenstrahlungsdetektor ist dabei insbesondere für die Medizintechnik ausgelegt und umfasst eine Detektoreinheit zur direkten Umwandlung von Röntgenstrahlung in elektrische Signale, wobei die Detektoreinheit eine Vorderseite aufweist und gegenüberliegend eine Rückseite, an welcher eine Ausleseelektronik positioniert ist. Hierbei besteht die Detektoreinheit im Wesentlichen aus einem der eingangs genannten Halbleitermaterialien, so dass mittels der Detektoreinheit ein Röntgenstrahlungsdetektor realisiert ist, welcher nach dem Prinzip eines Direkt-Konverters arbeitet.
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Des Weiteren umfasst der Röntgenstrahlungsdetektor eine Lichtquelle, mit deren Hilfe die Vorderseite der Detektoreinheit im Betrieb mit Licht bestrahlt wird, wobei das Licht vorzugsweise eine Wellenlänge > 400 nm und insbesondere eine Wellenlänge im Bereich der sogenannten Infrarotstrahlung aufweist. Ergänzend zur Lichtquelle ist zudem im Bereich der Vorderseite der Detektoreinheit eine ansteuerbare Absorbereinheit positioniert, welche mit einer Steuer- und Auswerteeinheit signaltechnisch verbunden ist, die zur Steuerung der Intensität des auf die Vorderseite der Detektoreinheit auftreffenden Lichtes der Lichtquelle eingerichtet ist. Die Lichtquelle dient hierbei dazu, den Polarisationszustand im Halbleitermaterial der Detektoreinheit gemäß dem eingangs genannten Prinzip zu manipulieren, wobei die Lichtquelle im Betrieb bevorzugt Licht mit konstanter Intensität generiert. Mit Hilfe der nachgeschalteten Absorbereinheit wird dann die Intensität des auf die Detektoreinheit auftreffenden Lichtes manipuliert und über die Ansteuerung durch die Steuer- und Auswerteeinheit vorgegeben.
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Bisher wurde eine steuerbare oder variabel vorgebbare Intensität durch eine steuerbare Lichtquelle realisiert, bei der sich die Intensität des generierten Lichtes durch eine entsprechende Ansteuerung der Lichtquelle manipulieren lässt. Bei einem hier vorgestellten Röntgendetektor hingegen ist die Intensität des generierten Lichtes fest vorgegeben und eine Variation oder Anpassung der Intensität des auf die Detektoreinheit auftreffenden Lichtes wird mit Hilfe einer zusätzlichen Baugruppe, der steuerbaren oder ansteuerbaren Absorbereinheit, realisiert, indem ein Teil des generierten Lichtes in der Absorbereinheit absorbiert wird, welcher durch eine entsprechende Ansteuerung der Absorbereinheit variabel vorgegeben werden kann.
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Obwohl hierdurch zumindest scheinbar ein Mehraufwand bei der technischen Realisierung des Röntgenstrahlungsdetektors aufgrund der zusätzlich benötigten Baugruppe in Kauf genommen werden muss, bietet diese Lösung je nach Anwendungszweck signifikante Vorteile, da unter anderem bei dieser Lösung quasi die Anforderungen an die Lichtquelle bezüglich der Lichtgenerierung, also beispielsweise hinsichtlich der maximalen Intensität, von den Anforderungen hinsichtlich der Steuerung oder der Regelbarkeit der Intensität losgelöst oder entkoppelt sind.
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So erlaubt es zum Beispiel die hier vorgestellte Lösung prinzipiell, die Lichtintensität der Lichtquelle soweit zu reduzieren, dass die von der Lichtquelle generierte Lichtintensität kleiner ist als die zu erwartende maximale Intensität der Röntgenstrahlung. Dadurch werden die typischerweise verbauten Baugruppen, wie die Spannungsversorgungsbaugruppe, die Temperaturregelungsbaugruppe sowie generell die verbauten Halbleiterkomponenten, geschont, wodurch sich die Lebensdauer des Röntgenstrahlungsdetektors signifikant erhöht. Zudem werden die Verlustwärme und der Bedarf an elektrischer Energie reduziert. Darüber hinaus lässt sich die durch den generierten Detektorstrom, der von einem Hochvolt-Modul und der Ausleseelektronik, typischerweise einem ASIC-Chip, abgeleitet werden muss, hervorgerufene Belastung homogenisieren, wodurch sich die Linearität der Ausleseelektronik insbesondere im Hochflussfall hin zu höheren Zählraten vergrößert.
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Weiter deckt die Absorbereinheit in bevorzugter Ausgestaltung die Nutzfläche der Detektoreinheit im Wesentlichen vollständig ab, wobei als Nutzfläche hierbei die zur Erfassung von Röntgenstrahlung nutzbare Fläche der Vorderseite der Detektoreinheit verstanden wird.
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Mit Hilfe der Absorbereinheit wird weiter bevorzugt nicht nur für jeden Messvorgang, also beispielsweise für jede Untersuchung eines Objektes oder eines Patienten, eine individuelle Einstellung vorgenommen, stattdessen wird der Anteil der in der Absorbereinheit absorbierten Lichtintensität auch während eines Messvorgangs variiert und hierbei insbesondere in Abhängigkeit der Intensität der auf die Detektoreinheit auftreffenden Röntgenstrahlung geregelt.
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Der Regelung wird dabei vorteilhafterweise ein einfacher funktionaler Zusammenhang zwischen der Intensität des auf der Detektoreinheit 20 auftreffenden Lichtes II und der auf der Detektoreinheit 20 auftreffenden Intensität der Röntgenstrahlung IR zugrunde gelegt, wie zum Beispiel: II = II,max – aIR mit II,max = aIR,max
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Hierbei wird die Konstante a zweckdienlicherweise experimentell ermittelt unter der Bedingung, dass bei maximaler Intensität der Röntgenstrahlung IR,max derselbe Photostrom in der Ausleseelektronik 22 generiert wird, wie bei II,max ohne Röntgenstrahlung. Auf diese Weise lässt sich der Polarisationszustand im Halbleitermaterial der Detektoreinheit sehr gezielt und sehr genau manipulieren, so dass hierdurch der Einfluss der unerwünschten, jedoch herstellungstechnisch derzeit nicht vermeidbaren Störstellen auf die Messsignalgenerierung relativ gering gehalten ist.
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Für die Regelung der auf die Detektoreinheit 20 auftreffenden Lichtintensität und die entsprechende Ansteuerung der Absorbereinheit werden Informationen über die auf die Detektoreinheit auftreffende Intensität der Röntgenstrahlung benötigt und diese Informationen werden gemäß einer vorteilhaften Ausgestaltungsvariante des Röntgenstrahlungsdetektors mittels der Detektoreinheit und der Ausleseelektronik während des Messvorgangs gewonnen. In diesem Fall werden dann quasi die Detektorsignale oder die Messsignale des Röntgenstrahlungsdetektors genutzt, um die Absorbereinheit zu steuern und den Lichtstrom hin zur Detektoreinheit zu regulieren, wobei hierdurch wiederum die Detektorsignale oder Messsignale des Röntgenstrahlungsdetektors modifiziert werden.
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Dabei werden die Detektorsignale typischerweise in relativ kurzen Zeitintervallen ΔtT im Bereich von etwa 10 μs bis 10 ms ausgelesen oder generiert, so dass sich die Detektorsignale, die zum Zeitpunkt t0 generiert oder ausgelesen wurden, beispielsweise nutzen lassen, um die Absorbtionseinheit anzusteuern und eine entsprechende Einstellung der Absorbereinheit für den Zeitraum ΔtT ab dem Zeitpunkt t1 = t0 + ΔtR vorzugeben. Hierbei ist ΔtR die Zeitspanne, welche benötigt wird, um die Regelung zu realisieren, also die Auswertung der Detektorsignale, die Ermittelung darauf basierender Steuersignale und die Ansteuerung der Absorbereinheit.
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Weiter wird die auf die Detektoreinheit auftreffende Intensität des Lichtes nicht nur zeitabhängig, sondern darüber hinaus auch ortsabhängig variiert und geregelt. Hierfür ist die Absorbereinheit aus mehreren im Wesentlichen identisch aufgebauten und unabhängig voneinander ansteuerbaren Absorberzellen aufgebaut, die zweckdienlicherweise nicht nur regelmäßig sondern auch flächendeckend angeordnet sind. Bei einer derartigen Ausgestaltung des Röntgenstrahlungsdetektors ist dann die Steuer- und Auswerteeinheit bevorzugt derart eingerichtet, dass jede Absorberzelle individuell in Abhängigkeit der Intensität der auf die Detektoreinheit im Bereich unterhalb der entsprechenden Absorberzelle auftretenden Röntgenstrahlung angesteuert wird, so dass hierdurch eine räumliche Intensitätsverteilung innerhalb einer Ebene quer zur Einfallsrichtung der Röntgenstrahlung einerseits und des Lichtes andererseits realisiert ist, deren Auflösung von der räumlichen Ausdehnung der Absorberzellen in der entsprechenden Ebene festgelegt ist.
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Bei einer solchen aus Absorberzellen aufgebauten Absorbereinheit ist dann das zuvor beschriebene Regelungskonzept anzupassen, sofern sich der Röntgenstrahlungsdetektor während eines Messvorgangs relativ zur Röntgenstrahlungsquelle und/oder relativ zu einem zu untersuchenden Objekt oder zu untersuchenden Patienten bewegt, wie dies beispielsweise bei einem Computertomographen der Fall ist. Ist nun zum Beispiel die Detektoreinheit und die Auslöseelektronik wie üblich derart ausgestaltet, dass diese zusammen eine regelmäßige Anordnung von Pixeln ausbilden, wobei mit Hilfe eines jeden Pixels Messsignale generiert werden, die die im Bereich des Pixels auf die Detektoreinheit auftreffende Röntgenstrahlung repräsentativ wiedergeben, und ist jedem Pixel eine Absorberzelle zugeordnet, so wird in diesem Fall ein auf der Basis eines zum Zeitpunkt t0 generierten Detektorsignals eines Pixels A ermitteltes Steuersignal genutzt, um eine Absorberzelle B für den Zeitraum ΔtT ab dem Zeitpunkt t0 + ΔtR anzusteuern, die einem Pixel B zugeordnet ist, welches sich aufgrund der Bewegung des Röntgenstrahlungsdetektors zum Zeitpunkt t0 + ΔtR genau an der Stelle befindet, an welcher sich das Pixel A, welches das Detektorsignal zum Zeitpunkt t0 generiert hat, zum Zeitpunkt t0 befunden hat. Die Detektorsignale der Pixel, oder alternativ die Mittelwerte der Detektorsignale mehrerer Pixel oder auch zeitliche Mittelwerte über einen vorgegebenen Zeitraum werden somit genutzt, um eine Vorhersage für die zeitliche Entwicklung der lokalen Intensität der Röntgenstrahlung zu treffen und darauf basierend eine Regelung vorzunehmen.
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Alternativ erfolgt die Ansteuerung der Absorbereinheit auf der Basis von Informationen, die im Zuge zuvor vorgenommener Messungen erfasst wurden, wobei im Falle eines Computertomographen zum Beispiel das sogenannte Topogramm zu diesem Zweck herangezogen wird.
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Von Vorteil ist es weiter, wenn die Absorbereinheit als Flüssigkristall-Einheit und insbesondere als Flüssigkristall-Array ausgebildet ist, ähnlich wie jene Flüssigkristall-Arrays, welche in sogenannten LCDs zur Regulierung der Helligkeit einzelner Pixel eingesetzt werden. Die entsprechende Technik lässt sich dabei ohne größere Modifikationen für den Röntgenstrahlungsdetektor übernehmen.
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Weiter wird eine Ausgestaltungsvariante des Röntgenstrahlungsdetektors bevorzugt, bei der die Detektoreinheit und die Ausleseelektronik zusammen eine regelmäßige Anordnung von Pixeln ausbilden, wobei jede Pixelgruppe, Pixeleinheit oder Pixelflächeneinheit aus n × m Pixeln einer Absorberzelle zugeordnet ist, welche die Pixelflächeneinheit im Wesentlichen vollständig abdeckt, so dass durch die entsprechende Absorberzelle die auf die Pixel dieser Pixelflächeneinheit auftreffende Lichtintensität vorgegeben wird. Das heißt also, dass, auch wenn dies prinzipiell ohne größere Probleme zu realisieren wäre, nicht zwingend jedem Pixel auch eine Absorberzelle oder Flüssigkristallzelle zugeordnet ist, stattdessen wird das Verhältnis zwischen der Anzahl der eingesetzten Absorberzellen und der Anzahl der Pixel in Abhängigkeit des jeweiligen Anordnungszweckes gewählt, wobei unabhängig davon die Pixel und die Absorberzellen bevorzugt dieselbe Fläche abdecken.
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Bei der Anpassung des Verhältnisses an den jeweiligen Anwendungszweck sind hierbei zwei Aspekte gegeneinander abzuwägen. Zum einen bedingt eine im Vergleich zur Anzahl der Pixel hohe Anzahl an Absorberzellen eine hohe und damit günstige Ortsauflösung der auf die Detektoreinheit auftreffenden Lichtintensität. Zum anderen steigt jedoch mit der Anzahl der Absorberzellen die Komplexität des Aufbaus, was mit höheren technischen Anforderungen und Herstellungskosten einhergeht.
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Wird nun eine im Vergleich zur Anzahl der Pixel geringere Anzahl an Absorberzellen gewählt, so ist hierdurch eine exakte, für jedes Pixel individuelle Regelung der Lichtintensität nicht mehr möglich. Allerdings sind bei der medizinischen Bildgebung typischerweise keine sehr scharfen Übergänge von schwacher Absorption zu starker Absorption im zu untersuchenden Objekt oder innerhalb des Patienten gegeben, so dass dementsprechend benachbarte Pixel typischerweise einer ähnlichen Röntgenstrahlungsintensität ausgesetzt sind. Zudem wird der Röntgenstrahlungsdetektor bei einigen bildgebenden Verfahren, wie der Computertomographie, während eines Messvorgangs relativ zum zu untersuchenden Objekt oder zum Patienten bewegt, wodurch die von benachbarten Pixeln erfasste Röntgendosis im zeitlichen Mittel ähnlich ausfällt. Unter anderem aus diesen Gründen ist eine Ausgestaltung des Röntgendetektors vorteilhaft bei der jede Absorberzelle einer Pixeleinheit, Pixelflächeneinheit oder Pixelgruppe aus 2 × 2, 3 × 3, 4 × 4 oder auch 1 × 2, 2 × 3 oder 2 × 4 zugeordnet ist.
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Günstig ist es des Weiteren, wenn die Absorbereinheit in einem Abstand von maximal 20 mm und insbesondere von maximal 10 mm zur Detektoreinheit positioniert ist. Zudem ist die Absorbereinheit bevorzugt in einem Abstand von minimal 0,1 mm und insbesondere von minimal 2 mm zur Detektoreinheit positioniert. Der genaue Wert wird dabei je nach Anwendungszweck festgelegt und stellt einen Kompromiss dar. Dabei gilt es zu bedenken, dass ein Flüssigkristall-Array aus Flüssigkristall-Elementen aufgebaut ist, die typischerweise eine Einfassung aufweisen, welche Licht absorbiert, wodurch das durch ein solches Flüssigkristall-Array hindurchtretende Licht die Struktur der Einfassungen auf die Detektoreinheit abbildet. Es kommt somit zu einer Schattenbildung ähnlich wie bei einem Fliegengittereffekt. Durch einen gewissen Abstand zwischen dem Flüssigkristall-Array und der Detektoreinheit wird dieser Effekt räumlich etwas verschmiert, was zu einer gewissen Homogenisierung des auftreffenden Lichtes auf der Oberfläche der Detektoreinheit führt. Wird jedoch der Abstand zu groß gewählt, geht die räumliche Auflösung teilweise verloren, so dass die Absorberzellen oder die Flüssigkristallzellen den Pixeln nicht mehr eindeutig zugeordnet sind.
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Von Vorteil ist es des Weiteren, wenn die Lichtquelle eine aktive Lichteinheit und eine passive Lichteinheit umfasst, wobei die aktive Lichteinheit abseits der Nutzfläche der Detektoreinheit und insbesondere im Randbereich der Nutzfläche positioniert ist. Die aktive Lichteinheit, welche bevorzugt mehrere Leuchtdioden umfasst, ist somit außerhalb des Strahlengangs der Röntgenstrahlung positioniert, so dass in guter Näherung keinerlei Röntgenstrahlung auf die aktive Lichteinheit auftrifft. Infolgedessen muss die aktive Lichteinheit nicht röntgenstabil ausgestaltet sein und zudem wird die Lichtleistung der aktiven Lichteinheit nicht durch Röntgenstrahlung beeinflusst.
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Die die aktive Lichteinheit ergänzende passive Lichteinheit, welche vorzugsweise eine Glasplatte, insbesondere eine Acrylglasplatte, oder eine lichtleitende für Röntgenstrahlung transparente Folie umfasst, fungiert wiederum als Lichtleiter, in welchen das von der aktiven Lichteinheit generierte Licht bevorzugt seitlich eingekoppelt wird und mittels dessen das Licht dann über die gesamte Nutzfläche hinweg homogen in Richtung Detektoreinheit abgestrahlt wird. In vorteilhafter Weiterbildung ist die passive Lichteinheit zudem derart ausgestaltet, dass das Licht bei der Auskoppelung diffus gestreut wird, um so eine besonders hohe Homogenität zu erreichen. Hierzu ist zum Beispiel die Glasplatte auf der der Detektoreinheit zugewandten Seite aufgeraut oder mit einer Streufolie versehen.
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Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand einer schematischen Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen:
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1 in einer Schnittdarstellung einen Röntgenstrahlungsdetektor,
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2 in einer Draufsicht mehrere Pixel und mehrere Absorberzellen mit einem vorgegebenen Größenverhältnis,
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3 in einer Draufsicht mehrere Pixel und mehrere Absorberzellen mit einem vorgegebenen alternativen Größenverhältnis,
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4 in einem Diagramm einen zeitlichen Verlauf der Intensität des auf eine Detektoreinheit auftreffenden Lichtes,
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5 in einem Diagramm einen alternativen zeitlichen Verlauf der Intensität des auf die Detektoreinheit auftreffenden Lichtes sowie
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6 in einem Diagramm einen zweiten alternativen zeitlichen Verlauf der Intensität des auf die Detektoreinheit auftreffenden Lichtes.
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Einander entsprechende Teile sind in allen Figuren jeweils mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
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Ein nachfolgend exemplarisch beschriebener und in 1 skizzierter Röntgenstrahlungsdetektor 2 ist als sogenannter Direkt-Konverter ausgebildet und wird in einem bilderzeugenden medizinischen System, wie beispielsweise einem Computer-Tomographen, eingesetzt. Hierbei ist der Röntgenstrahlungsdetektor 2 einer nicht näher dargestellten Röntgenstrahlungsquelle gegenüberliegend angeordnet, so dass eine Oberseite 4 des Röntgenstrahlungsdetektors 2 der Röntgenstrahlungsquelle für eine Bildgenerierung zugewandt ist.
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Im Betrieb dringt die von der Röntgenstrahlungsquelle generierte Röntgenstrahlung über die Oberseite 4 in den Röntgenstrahlungsdetektor 2 ein und trifft dabei auf eine nach Art eines Streustrahlkollimators ausgebildete Kollimatoreinheit 6, mit deren Hilfe unerwünschte Streustrahlung herausgefiltert wird. Die Kollimatoreinheit 6 ist dabei im Ausführungsbeispiel in eine röntgenstrahlungsabsorbierende Halte-Struktur 8 eingebettet, die ihrerseits fest mit einer Träger-Platte 10 aus Keramik verbunden ist.
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Der Kollimatoreinheit 6 ist in Ausbreitungsrichtung 12 der Röntgenstrahlung gesehen eine Acrylglasplatte 14 und ein Flüssigkristall-Array 16 nachgeschaltet, wobei sowohl die Acrylglasplatte als auch das Flüssigkristall-Array für die Röntgenstrahlung im Wesentlichen transparent ist.
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Nach dem Passieren dieser beiden Funktionseinheiten trifft die Röntgenstrahlung schließlich auf die eigentliche Messeinheit zur Erfassung der Röntgenstrahlung, wobei diese Messeinheit eine Kathode 18, eine Detektoreinheit 20 sowie eine Ausleseelektronik 22, welche nach Art eines ASIC-Chips (ASIC: Application-specific integrated circuit) ausgestaltet ist, umfasst.
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Gelangt nun Röntgenstrahlung in die Messeinheit, so generiert diese in der Detektoreinheit 20, welche im Wesentlichen aus dem Halbleitermaterial Cadmiumtellurid (CdTe) besteht, in dem Halbleitermaterial der Detektoreinheit 20 frei bewegliche Ladungsträger, insbesondere Elektron-Loch-Paare, die dann aufgrund einer vorgegebenen Potentialdifferenz zwischen der Kathode 18 und der Ausleseelektronik 22 nach an sich bekanntem Prinzip positionsabhängig detektiert werden.
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Damit möglichst alle bei einem Messvorgang von der Röntgenstrahlung generierten frei beweglichen Ladungsträger durch die Potentialdifferenz abgeführt werden können und somit zum Messsignal beitragen und nicht aufgrund von Gitterfehlern im Halbleitermaterial der Detektoreinheit 20 lokal gebunden werden, wird die Detektoreinheit 20 während eines Messvorgangs mit Infrarotstrahlung bestrahlt. Die entsprechende Infrarotstrahlung wird dabei mit Hilfe mehrerer Leuchtdioden 24 generiert, welche leicht außerhalb des durch die röntgenstrahlungsabsorbierende Halte-Struktur 8 ausgebildeten Strahlengangs der Röntgenstrahlung positioniert sind und die die emittierte Infrarotstrahlung seitlich in die Acrylglasplatte 14 einkoppeln. Infolgedessen wirkt die Acrylglasplatte 14 als Lichtleiter, mit dessen Hilfe die Infrarotstrahlung in Richtung Detektoreinheit 20 geleitet wird. Hierbei ist die Acrylglasplatte auf der Unterseite, also der der Detektoreinheit 20 zugewandten Seite, aufgeraut, so dass hierdurch die Infrarotstrahlung bei der Auskoppelung aus der Acrylglasplatte 14 diffus gestreut wird. Dadurch wird die Detektoreinheit 20, zumindest sofern man den Einfluss des Flüssigkristall-Arrays zunächst außer Acht lässt, 16 über die gesamte Nutzfläche der Detektoreinheit 20 hinweg im Wesentlichen homogen mit Infrarotstrahlung bestrahlt, deren Intensität während eines Messvorgangs konstant gehalten wird.
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Die tatsächlich auf der Oberseite der Detektoreinheit 20, also die auf der der Oberseite 4 des Röntgenstrahlungsdetektors 2 und somit der Röntgenstrahlungsquelle zugewandten Vorderseite 26 der Detektoreinheit 20, auftreffende Intensität der Infrarotstrahlung soll jedoch in Abhängigkeit der Intensität der in die Detektoreinheit 20 eindringenden Röntgenstrahlung vorgegeben werden, weswegen zwischen der Acrylglasplatte 14 und der Detektoreinheit 20 das Flüssigkristall-Array 16 positioniert ist, welches als ansteuerbare Absorbereinheit ausgebildet ist, mit deren Hilfe der Anteil der Infrarotstrahlung variabel vorgegeben werden kann, der durch das Flüssigkristall-Array 16 hindurchtritt und auf die Detektoreinheit 20 auftrifft. Dabei ist das Flüssigkristall-Array 16 einerseits ausgebildet, um im Rahmen einer Regelung den Anteil der absorbierten Infrarotstrahlung an Intensitätsänderungen der Röntgenstrahlung während eines Messvorgangs anpassen zu können, und zum anderen erlaubt die Ausgestaltung des Flüssigkristall-Arrays 16 eine ortsabhängige Vorgabe der Intensität der auf die Detektoreinheit 20 auftreffenden Infrarotstrahlung.
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Dabei ist das Flüssigkristall-Array 16 aus mehreren unabhängig voneinander ansteuerbaren Absorberzellen 28 oder Flüssigkristallzellen aufgebaut, in denen sich flüssigkristalline Polymere mittels eines elektrischen Feldes ausrichten lassen, so dass je nach Feldstärke eine unterschiedliche Transparenz für Infrarotstrahlung vorgegeben werden kann. Das Flüssigkristall-Array 16 ähnelt somit im Aufbau einem Flüssigkristall-Array, wie es bei sogenannten LCDs (Flüssigkristallbildschirmen) zum Einsatz kommt.
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Da die Regelung der lokalen Intensität der auf die Detektoreinheit 20 auftreffenden Infrarotstrahlung allein durch das Flüssigkristall-Array 16 vorgegeben werden soll, ist die zwischen dem Flüssigkristall-Array 16 und der Detektoreinheit 20 positionierte und an der Vorderseite 26 der Detektoreinheit 20 anliegende Kathode 18 für Infrarotstrahlung durchlässig gestaltet. Dies wird beispielsweise dadurch erreicht, dass das für die Kathode 18 verwendete Material für Infrarotstrahlung zumindest teilweise transparent ist und/oder dass für die Kathode 18 eine geeignete Strukturierung vorgesehen ist. Je nach Ausführungsvariante ist die Kathode 18 zum Beispiel durch einen dünnen und porösen Metallfilm gegeben oder sie ist nach Art eines Gitterrostes gestaltet. Um eine Wechselwirkung zwischen der Kathode 18 und dem Flüssigkristall-Array 16 zu vermeiden, ist weiter zwischen der Kathode 18 und dem Flüssigkristall-Array 16 eine elektrische Isolierung vorgesehen, die im Ausführungsbeispiel durch einen Luftspalt 30 realisiert ist.
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Bei der Anwendung in der Medizintechnik, insbesondere bei der Computertomographie, werden häufig bogenförmige Röntgenstrahlungsdetektoren 2 eingesetzt, bei denen als vorgefertigte Baueinheiten ausgebildete „Module” aneinandergereiht nebeneinander in eine Tragstruktur eingesetzt sind. Die „Module” sind dabei üblicherweise quaderförmig gestaltet und liegen mit ihren Längsseiten aneinander an. Jene „Module” wiederum sind aus einzelnen Funktionseinheiten, sogenannten „Samples” aufgebaut, die ihrerseits wiederum eine matrixförmige Anordnung von Pixeln oder Bildpixeln aufweisen. Die Funktionseinheiten sind typischerweise einreihig entlang der Längsrichtung der „Module” (in Richtung der Längsseiten) aneinandergereiht. Dabei zeigen sowohl die „Module” als auch die „Samples” prinzipiell den in 1 dargestellten und zuvor beschriebenen Aufbau des Röntgenstrahlungsdetektor 2.
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Die Funktionseinheiten sind dann beispielsweise dadurch bestimmt, dass die Detektoreinheit 20 einer jeden Funktionseinheit durch einen Halbleiter-Einkristall gegeben ist. Zudem ist für jede Funktionseinheit bevorzugt eine eigene Steuer- und Auswerteeinheit 32 vorgesehen, mit deren Hilfe die Leuchtdioden 24 sowie das Flüssigkristall-Array 16 angesteuert und versorgt werden, mit deren Hilfe die Potentialdifferenz zwischen der Kathode 18 und der auf der Rückseite 34 der Detektoreinheit 20 positionierten Ausleseelektronik 22 vorgegeben wird und mit deren Hilfe zudem die in der Ausleseelektronik 22 detektierten elektrischen Signale verarbeitet werden. Alternativ ist jedoch auch eine zentrale Steuer- und Auswerteeinheit 32 für den gesamten Röntgenstrahlungsdetektor 2 vorgesehen, also eine Steuer- und Auswerteeinheit 32 für alle „Samples” und alle „Module”.
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Unabhängig von der Unterteilung in „Samples” und in „Module” bilden die Detektoreinheit 20 und die Ausleseelektronik 22 nach an sich bekanntem Prinzip zusammen eine regelmäßige Anordnung von Pixeln 36 aus, wobei mit jedem Pixel 36 im Betrieb Messsignale generiert werden können, die repräsentativ sind für die im Bereich des entsprechenden Pixels in der Detektoreinheit 20 absorbierten Röntgenstrahlung. Ebenso ist durch die Absorberzellen 28 des Flüssigkristall-Arrays 16 eine regelmäßige Anordnung vorgegeben, so dass sich prinzipiell jedem Pixel 36 eine Absorberzelle 28 zuordnen lässt, wodurch sich die im Bereich der entsprechenden Pixel 36 auftreffende Infrarotstrahlung hinsichtlich der Intensität individuell regeln lässt. Im Ausführungsbeispiel ist jedoch jede Absorberzelle 28 einer Pixelgruppe mit 2 × 2 Pixeln 36 zugeordnet, so dass die entsprechenden vier Pixel stets mit Infrarotstrahlung derselben Intensität, sofern man von möglichen kleineren Abweichungen in den Grenzbereichen zwischen benachbarten Absorberzellen 28 absieht, bestrahlt werden. Diese Situation ist in 2 schemenhaft dargestellt. Eine alternative Lösung ist in 3 skizziert. Hier ist jede Absorberzelle 28 einer Gruppe von 2 × 3 Pixeln zugeordnet.
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Für die Ansteuerung einer jeden Absorberzelle 28 sind je nach Verfahrensvariante unterschiedliche Steuerungsprinzipien vorgesehen und dementsprechend ist die Steuer- uns Auswerteeinheit 32 je nach Anwendungszweck unterschiedlich eingerichtet. Gemäß den exemplarisch in 4, 5 und 6 gezeigten Steuerungsprinzipien wird ein betrachtetes Absorberzelle 28 während einer Vorlaufphase V vor einer Messphase M, also vor einem Messvorgang zur Generierung von Bilddaten im Rahmen einer Untersuchung eines Objektes oder eines Patienten, derart angesteuert, dass durch diese während dieser Zeit Infrarotstrahlung mit konstanter Intensität I oberhalb eines Schwellwertes SW hindurchtritt. Sobald die Messphase M zum gewählten Zeitpunkt tSM gestartet und die Vorlaufphase V beendet wird, wird die Absorberzelle 28 je nach Steuerungsprinzip unterschiedlich angesteuert.
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Nach einem in 4 skizzierten Steuerungsprinzip wird mit Beginn der Messphase M eine permanente Regelung der Intensität I der hindurchtretenden Infrarotstrahlung vorgenommen.
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Die Regelung erfolgt dabei zum Beispiel auf der Basis einer kalkulierten Intensität der in die Detektoreinheit 20 eingekoppelten Röntgenstrahlung, welche anhand der Daten eines zuvor aufgenommen Topogramms des Objektes oder des Patienten ermittelt wurde, oder die Intensität I der Infrarotstrahlung wird während der Messphase M derart geregelt, dass ein generierter Photostrom konstant gehalten wird. Die Intensität I der Infrarotstrahlung wird dabei an die Intensität der zu messenden und auf die Detektoreinheit 20 treffenden Röntgenstrahlung angepasst, sodass durch die Kombination aus eindringender Röntgenstrahlung und eindringender Infrarotstrahlung stets ein vorgegebener Photostrom in der Ausleseelektronik 22 generiert wird. Dieses Steuerungsprinzip ist in 4 skizziert.
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In 5 und 6 sind zudem zwei Steuerungsprinzipen angedeutet, bei denen die Intensität I der Infrarotstrahlung auch während der Vorlaufphase V variiert wird.
