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Die Erfindung betrifft einen zählenden Röntgendetektor und ein medizinisches Gerät.
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In der Röntgenbildgebung, beispielsweise in der Computertomographie, der Angiographie oder der Radiographie, können zählende direkt-konvertierende Röntgendetektoren verwendet werden. Die Röntgenstrahlung oder die Photonen können durch einen geeigneten Sensor in elektrische Pulse umgewandelt werden. Als Sensormaterial können beispielsweise CdTe, CZT, CdZnTeSe, CdTeSe, CdMnTe, InP, TlBr2, HgI2, GaAs oder andere verwendet werden. Die elektrischen Pulse werden von einer Auswerteelektronik, beispielsweise einem integrierten Schaltkreis (Application Specific Integrated Circuit, ASIC), bewertet.
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In zählenden Röntgendetektoren wird einfallende Röntgenstrahlung durch Zählen der elektrischen Pulse, welche durch die Absorption von Röntgenphotonen im Detektormaterial ausgelöst werden, gemessen. Die Höhe des elektrischen Pulses ist in der Regel proportional zur Energie des absorbierten Röntgenphotons. Dadurch kann eine spektrale Information durch den Vergleich der Höhe des elektrischen Pulses mit einem Schwellwert extrahiert werden. Es werden nur solche elektrischen Pulse als Ereignis gezählt, die den Schwellwert überschreiten. Ein photonenzählendes Detektorelement, beispielsweise ein Subpixel oder ein aus mehreren zusammengefassten Subpixeln gebildeter Makropixel, kann mehrere Schwellwerte und den Schwellwerten zugeordnete Register aufweisen. Die Schwellwerte können verschiedenen Photonenenergien zugewiesen werden. Das einfallende Spektrum kann damit in mehreren Energieintervallen abgetastet werden. Es können damit Röntgenaufnahmen mit spektraler Information bereitgestellt werden. Das charakteristische Absorptionsspektrum oder das unterschiedliche Absorptionsverhalten von verschiedenen Materialen kann zur Materialunterscheidung genutzt werden. Dies kann typischerweise bei der Rekonstruktion von Computertomographieaufnahmen mit mehreren Basismaterialien, beispielsweise Wasser, Iod, Knochen, Gadolinium oder Gold, zur sogenannten Materialzerlegung verwendet werden. Die Unterscheidung mehrerer Basismaterialien verlangt eine äquivalente Anzahl an unabhängigen Messungen. Die Messungen können mit verschiedenen Energiekanälen oder Schwellwerten durchgeführt werden. Es werden damit mehrere Schwellwerte oder Energiekanäle benötigt, um die Materialien innerhalb des Untersuchungsobjekts unterscheiden zu können. Daneben können unabhängige Messungen auch eine gewichtete Addition der Zählereignisse in verschiedenen Energiekanälen ermöglichen, die einen verbesserten Kontrast für monochromatische Röntgenbilder ermöglicht. Zählende Röntgendetektoren können daher insbesondere zur Aufnahme von Schichtbildern, beispielsweise mit einem Computertomographen oder einem C-Bogen-Angiographiesystem, vorteilhaft geeignet sein.
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In der Auswerteelektronik, beispielsweise dem integrierten Schaltkreis (Application Specific Integrated Circuit, ASIC), sind bevorzugt mehrere Schwellwerte pro Subpixel oder Makropixel implementiert um die spektrale Information zu erhalten. Die Schwellwerte können in einem Diskriminator oder Komparator bereitgestellt werden. Überschreitet der Puls, beispielsweise als eine Pulshöhe oder eine Pulsdauer, den Schwellwert, so wird das Ereignis registriert. Die Anzahl der Schwellwerte oder Diskriminatoren ist auf Grund des Platzbedarfs in einem Subpixel oder Makropixel limitiert und abhängig von der Größe des verwendeten Technologieknotens zur Herstellung des integrierten Schaltkreises.
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Die Wahl der Größe der Subpixel ist, aufgrund der Fähigkeit hohe Röntgenflüsse, beispielsweise in einem Computertomographen, registrieren zu können, zu größeren Dimensionen limitiert. Die Wahl der Größe der Subpixel zu kleineren Dimensionen ist limitiert um eine angemessene Energieauflösung zu erhalten. Es muss also ein Mittelweg gewählt werden.
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Als innovative Technologie stehen zählende Röntgendetektoren preislich auch im Wettstreit mit konventionellen, auf Szintillatoren basierenden Röntgendetektoren. Insbesondere bei preisgünstigeren medizinischen Geräten ist es nötig, die Kosten für einen Röntgendetektor weiter zu reduzieren. Die Herstellungskosten eines ASICs können stark durch die Verwendung eines größeren Technologieknotens gesenkt werden, beispielsweise mit einer etablierten 350nm Technologie um einen Faktor zwei bis drei. Die größeren Strukturen des größeren Technologieknotens führen jedoch dazu, dass aus Platzgründen weniger Schwellwerte verwendet werden können. Die Erfinder haben erkannt, dass ein Röntgendetektor, der nicht für jeden Subpixel die volle Anzahl an Schwellwerten oder Energiekanälen zur Verfügung stellt, sondern durch geschicktes Zusammenschalten oder Summieren von Signalen von Subpixeln auf der Eingangsseite des Diskriminators oder der Diskriminatoren, je nach Anzahl der Subpixel zwei oder mehr Energiekanäle realisierbar sind. Bei der Verwendung eines Technologieknotens mit einer bestimmten Größe können bei fester Pixelgröße nur eine beschränkte Anzahl an Schwellwerten mit beispielsweise Digital-Analog-Wandlern, Diskriminatoren und Registern im ASIC realisiert werden. Je größer die Größe des Technologieknotens, umso weniger Schwellwerte können realisiert werden. Beispielsweise kann durch die Wahl eines größeren Technologieknotens die Anzahl der Schwellwert pro Subpixel halbiert sein. Beispielsweise können bei einer Kantenlänge der Subpixel von etwa 250µm × 250µm mit einem 350nm Technologieknoten zwei Schwellen pro Subpixel realisiert werden.
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Aus der Druckschrift WO 2017 / 009 736 A1 ist ein Bildgebungssystem umfassend ein Detektormodul bekannt. Das Detektormodul umfasst einen Block mit einer Vielzahl von direkt-konvertierenden, zählenden Detektorpixeln und einer entsprechenden Elektronik mit Hardware für einen Modus mit erhöhter Energieauflösung und einen Hochflussmodus, der mit dem Block der Mehrzahl von Detektorpixeln verbunden ist. Ein Verfahren umfasst das Identifizieren eines Abtastmodus für ein ausgewähltes Abbildungsprotokoll, wobei die Abtastmodi einen Modus mit erhöhter Energieauflösung und einen Hochflussmodus umfassen. Ein Detektormodul ist sowohl für den Modus mit erhöhter Energieauflösung als auch für den Hochflussmodus konfigurierbar. Basierend auf dem identifizierten Abtastmodus wird die Abtastung mit dem konfigurierten Detektormodul durchgeführt. Das Verfahren umfasst ferner das Verarbeiten von Abtastdaten zum Erzeugen volumetrischer Bilddaten.
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Aus der Druckschrift
DE 10 2013 219 740 A1 ist ein zählender digitaler Röntgenbilddetektor zur Aufnahme von Röntgenbildern eines von einer Röntgenstrahlung durchstrahlten Objektes mit zumindest einem Detektormodul bekannt, wobei das Detektormodul 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 des Detektormaterials des Direktkonverters über Kontakte verbunden. In einem ersten Zählmodus werden die Summensignale an verschiedenen Kreuzungspunkten benachbarter Pixelelemente bestimmt und das Summensignal demjenigen Pixelelement zugeordnet, das das größte Einzelsignal aufwies. In einem zweiten Zählmodus werden mehrere Pixelelemente zu einer Pixelstruktur 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 entsprechenden Schwellenwert zugeordnet ist.
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Aus der Druckschrift
DE 10 2012 224 209 A1 ist ein zählender digitaler Röntgendetektor zur Aufnahme von Röntgenbildern eines von einer Röntgenstrahlung durchstrahlten Objektes, aufweisend einen insbesondere direkten Röntgenkonverter zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen bekannt, wobei zumindest ein Teil der zählenden Pixelelemente jeweils einen Signaleingang und zwei Schaltungen zur Umwandlung des Signals in ein Zählsignal aufweisen. Die erste Schaltung ist dazu ausgebildet, das in dem jeweiligen Pixelelement direkt eingegangene Signal einzeln in ein Zählsignal zu wandeln und zu zählen und die zweite Schaltung dazu ausgebildet ist, das in dem jeweiligen Pixelelement direkt eingegangene Signal gemeinsam mit koinzidierend auftretenden Signalen mindestens eines benachbarten Pixelelements in ein Zählsignal zu wandeln und zu zählen, wobei die erste und/oder die zweite Schaltung einzeln und beide gemeinsam aktivierbar sind.
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Aus der Druckschrift
US 7 479 639 B1 ist ein System und ein Verfahren zur Bestimmung eines Energiefensters in einem medizinischen Bildgebungssystem bekannt. Das Bildgebungssystem ist zum Betrieb im Einzelphotonzählmodus ausgelegt und weist einen pixelierten Detektor auf. Das Verfahren umfasst das Messen der elektronischen Signale, welche für jedes Detektorelement erzeugt werden, und das Erzeugen von zwei Spektren, welche zwei unterschiedlichen Energieniveaus der Photonen entsprechen. Das Verfahren umfasst ferner das Ableiten eines elektrischen Offsets für die von den einzelnen Detektorelementen empfangenen Signale. Das Verfahren umfasst ferner das Erzeugen eines korrigierten Signals und eines korrigierten Spektrums eines auf den Detektor einfallenden Strahlungsflusses. Das Verfahren umfasst ferner eine Berechnung eines höchsten Kanalwerts, welcher in Einheiten von Energiekanälen gemessen wurde. Das Verfahren umfasst ferner ein Bestimmen eines Energiefensters für jedes Detektorelement, so dass die Breite des Energiefensters gleich einem gewünschten Anteil des höchsten Kanalwerts ist.
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Es ist Aufgabe der Erfindung, einen zählenden Röntgendetektor und ein medizinisches Gerät anzugeben, welche wahlweise mehrere Energiekanäle oder hohe Ortsauflösung bei kostengünstiger Herstellung ermöglichen.
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Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch einen zählenden Röntgendetektor nach Anspruch 1 und ein medizinisches Gerät nach Anspruch 10.
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Die Erfindung betrifft einen zählenden Röntgendetektor, welcher einen Makropixel mit einer Mehrzahl von Subpixeln und einen integrierten Schaltkreis aufweist. Die Subpixel weisen einen Vorverstärker und einen ersten Diskriminator mit einem ersten Schwellwert auf. Die ersten Diskriminatoren weisen jeweils eigene Schwellwertgeber auf. Es ist eine Summationsschaltung zur Bildung eines Summensignals einer ganzzahligen Anzahl an K benachbarten Subpixeln vorgesehen, wobei die Eingänge mehrerer erster Diskriminatoren mit dem Summensignal verbindbar sind und die Anzahl K der Subpixel zur Bildung eines Summensignals variabel einstellbar ist.
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Der zählende Röntgendetektor kann bevorzugt ein direktkonvertierender Röntgendetektor sein. Der Röntgendetektor kann einen hybriden Aufbau aufweisen. Der hybride Aufbau kann aus einem direkt-konvertierenden Sensor und einer Auswerteelektronik bestehen. Der Sensor weist ein direktkonvertierendes Konvertermaterial auf, beispielsweise CdTe, CZT, CdZnTeSe, CdTeSe, CdMnTe, InP, TlBr2, HgI2, GaAs oder andere. Die Auswerteelektronik kann ein integrierter Schaltkreis, beispielsweise ein ASIC in einem Silizium-Substrat, sein. Der Sensor und die Auswerteelektronik sind miteinander verbunden, beispielsweise durch Lötverbindungen. Der Sensor und die Auswerteelektronik weisen eine zueinanderpassende Strukturierung auf, sodass ein Detektionsvolumen im Sensor einem Bereich der Auswerteelektronik zugeordnet werden kann. Durch die Zuordnung von Detektionsvolumen im Sensor und einem Bereich der Auswerteelektronik können Detektorelemente, beispielsweise Subpixel oder Makropixel, festgelegt werden. Der Röntgendetektor weist mindestens ein Detektorelement auf, bevorzugt weist der Röntgendetektor eine Mehrzahl von Detektorelementen auf. Mehrere Subpixel können als Makropixel bezeichnet werden. Mehrere Subpixel können zu einem Makropixel zusammengefasst werden. Eine Detektorvorrichtung kann mehrere Module aufweisen, wobei ein Modul mehrere Röntgendetektoren aufweisen kann.
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Der integrierte Schaltkreis weist zumindest den Vorverstärker, den erster Diskriminator mit dem ersten Schwellwert, den Schwellwertgeber und die Summationsschaltung zur Bildung des Summensignals auf. In einer bevorzugten Ausführungsform weist jeder Subpixel einen Vorverstärker und genau einen ersten Diskriminator mit einem ersten Schwellwert auf. Der erste Schwellwert kann für die Subpixel unterschiedlich oder gleich sein. Der erste Schwellwert des ersten Diskriminators wird mittels des Schwellwertgebers eingestellt. Die ersten Diskriminatoren können unterschiedliche erste Schwellwerte aufweisen. Die ersten Diskriminatoren können identische Bauteile sein. Die Signale der Subpixel können in den Signalpfaden mittels der Summationsschaltung summiert werden. Es können die Signale von K benachbarten Subpixeln summiert werden. Die benachbarten Subpixel können mindestens einen weiteren zur Summation vorgesehenen Pixel berühren oder direkt benachbart sein. Die Anzahl K der Subpixel kann einstellbar sein.
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Die Subpixel weisen mindestens einen Energiekanal oder einen ersten Schwellwert auf. Mit Hilfe der Summationsschaltung können die Signale K benachbarter Subpixel summiert oder addiert werden. Die Signale der Subpixel des Makropixels können zumindest teilweise mit Hilfe der Summationsschaltung summiert werden, es müssen aber nicht alle Subpixel des Makropixels summiert werden. Indem die Signale K benachbarter Subpixel summiert werden, kann ein Verbund von K Subpixeln gebildet werden. Der Verbund der K Subpixel weist effektiv eine gemeinsame ungefähr K-mal so große effektive Detektionsfläche auf und die Schwellwerte der Subpixel können zum Abgleich mit dem Summensignal verwendet werden. Je mehr Subpixel zusammengefügt werden, umso größer wird die summierte Detektionsfläche bzw. das summierte Detektionsvolumen. In gleichem Maße wie die Detektionsfläche steigt auch die Anzahl der verfügbaren Schwellen mit der Anzahl K an Subpixeln, deren Signale summiert werden. Die Anzahl der Schwellen der K Subpixel, deren Signale summiert werden, und die gemeinsame zusammengefasste oder summierte Detektionsfläche kann um den Faktor K steigen. Es können zusätzliche Schwellwerte in jedem Subpixel vorhanden sein, welche nicht in der Summationsschaltung berücksichtigt werden. Die zusätzlichen oder weiteren Schwellwerte eines zweiten Diskriminators können nur innerhalb des Subpixels verwendet werden. Vorteilhaft können mehrere Energiekanäle zum Abgleich mit dem Summensignal bereitgestellt werden. Beispielsweise kann jeder Subpixel einen ersten Schwellwert aufweisen. Es können mit Hilfe der Summationsschaltung beispielsweise die Signale zwei benachbarter Subpixel zusammengeschaltet oder summiert werden. Die ersten Schwellwerte der beiden Subpixel können auf unterschiedliche Energiewerte eingestellt werden und jeweils zum Abgleich mit dem Summensignal verwendet werden. Das Beispiel kann auf beliebige Anzahlen K von Subpixeln erweitert werden. Die Anordnung der benachbarten Subpixel kann alle möglichen Kombinationen umfassen, wobei jeder Subpixel mindestens benachbart zu einem der anderen K-1 Subpixel ist.
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Die Signale der K benachbarten Subpixel können an verschiedenen Stellen in der Auswerteelektronik, beispielsweise einem ASIC, summiert oder zusammengefasst werden. Beispielsweise kann die Summationsschaltung vor oder nach dem Vorverstärker vorgesehen sein. Bevorzugt kann die Summationsschaltung eine analoge Summationsschaltung sein.
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Die Summationsschaltung kann durch Schalter in den Signalpfaden ausgebildet sein, sodass die Konfiguration bzw. die Anzahl der K Subpixel einstellbar ist. Die Anzahl K kann während des Betriebs des Röntgendetektors einstellbar sein. Vorteilhaft kann die Anzahl K der Subpixel an die Anforderungen der Anwendung angepasst werden. Vorteilhaft kann wahlweise eine verbesserte spektrale Auflösung bei einer größeren effektiven Detektionsfläche oder eine verbesserte räumliche Auflösung bei einer kleineren effektiven Detektionsfläche ausgewählt werden. Vorteilhaft kann zwischen mehreren, beispielsweise drei, verschiedenen Kombinationen von räumlicher Auflösung und spektraler Auflösung gewählt werden.
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Bei gegebener Fläche, beispielsweise die gesamte Detektionsfläche einer Detektorvorrichtung oder des Röntgendetektors oder eines Detektorelements oder ein Teilbereich davon, kann die Größe des Technologieknotens derart gewählt werden, dass pro Subpixel nur ein Schwellwert oder wenige Schwellwerte vorgesehen sind. Mit Hilfe der Summationsschaltung können trotz der Verwendung eines größeren und preisgünstigeren Technologieknotens mehrere Energiekanäle bereitgestellt werden. Vorteilhaft wird das auszulesende Datenvolumen gesenkt, dadurch kann vorteilhaft eine weitere Kostenreduzierung einhergehen.
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Zur Auswertung der Signale der Subpixel können die Signale von K Subpixeln summiert werden, sodass eine bestimmte Anzahl an Energiekanälen zum Abgleich des Summensignals bereitgestellt werden kann. Es können feste, unveränderliche Summationsschaltungen vorgesehen sein. Es können veränderliche Summationsschaltungen vorgesehen sein. Beispielsweise können Schalter gezielt angesteuert werden, sodass die Summationsschaltung zur Bildung eines Summensignals von K Subpixeln ausgelegt ist oder die Summationsschaltung umgangen wird. Die veränderlichen Summationsschaltungen können während des Betriebs mittels Schalter angepasst werden.
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Durch das Summieren der Signale mehrerer Subpixel kann das Übersprechen, sogenanntes charge sharing, vorteilhaft reduziert werden. Das Übersprechen tritt auf, wenn ein Röntgenquant eine Ladungswolke am Rand des Detektionsvolumens erzeugt und die Ladungswolke sich auf die Detektionsvolumen benachbarter Subpixel verteilt. Durch Übersprechen kann ein Röntgenquant als mehrere Ereignisse registriert werden, wobei die Energieinformation verfälscht ist. Vorteilhaft kann eine verbesserte Energieauflösung durch reduziertes Übersprechen erreicht werden. Das Summieren kann durch die Nutzung mehrerer Schwellen zum Abgleich des Summensignals zu einem erhöhten Schwellenrauschen führen. Vorteilhaft kann das erhöhte Schwellenrauschen durch eine Verbesserung der Energieauflösung kompensiert werden. Das Summieren der Signale K benachbarter Subpixel kann sich nachteilig auf die Eignung bei hohen Röntgen- oder Photonenflüssen auswirken. Vorteilhaft kann der Röntgendetektor an die Anforderungen der Anwendung, beispielsweise spektrale Auflösung, Energieauflösung, räumliche Auflösung oder Röntgenfluss, angepasst werden.
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Die Erfindung betrifft ferner ein medizinisches Gerät aufweisend einen erfindungsgemäßen Röntgendetektor.
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Die Vorteile des Röntgendetektors können auf das medizinische Gerät übertragen werden. Vorteilhaft kann das medizinische Gerät an die Anforderungen der Anwendung oder Untersuchung angepasst werden. Beispielsweise kann bei einer Anwendung, für die eine hohe Ortsauflösung vorteilhaft ist, die Summationsschaltung umgangen werden, sodass die maximal erreichbare räumliche Auflösung erreicht werden kann. Beispielsweise kann bei einer Anwendung, für die eine spektrale Auflösung vorteilhaft, die Summationsschaltung zur Bildung eines Summensignals von K Subpixeln eingestellt werden, sodass eine spektrale Auflösung erreicht werden kann. Beispielsweise kann bei einer Anwendung, für die sowohl eine möglichst gute räumliche Ortsauflösung und eine spektrale Auflösung wünschenswert ist, die Summationsschaltung zur Bildung eines Summensignals von K Subpixeln eingestellt werden, sodass eine kleine, aber nicht maximale, Anzahl von Subpixeln zur Bildung des Summensignals verwendet wird. Vorteilhaft ist das medizinische Gerät für Anwendungen mit einer erwünschten, hohen räumlichen Auflösung geeignet. Vorteilhaft kann das medizinische Gerät preisgünstig hergestellt werden und eine Bildgebung mit mehreren Energiekanälen bereitstellen. Vorteilhaft ist das medizinische Gerät für energieselektive Untersuchungen oder zur Materialzerlegung geeignet. Vorteilhaft kann ein Mittelweg zwischen maximaler räumlicher Auflösung und maximaler spektraler Auflösung durch die Einstellbarkeit der Summationsschaltung gewählt werden.
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Erfindungsgemäß sind die Eingänge mehrerer erster Diskriminatoren durch einen Schalter mit dem Summensignal verbindbar. Die ersten Diskriminatoren können die ersten Diskriminatoren mehrerer Subpixel sein, beispielsweise weist jeder Subpixel einen ersten Diskriminator auf. Die Eingänge mehrerer erster Diskriminatoren sind durch mindestens einen Schalter im Signalpfad mit dem Summensignal verbindbar. Vorteilhaft können die mehreren ersten Diskriminatoren mit verschiedenen eingestellten Schwellwerten zum Abgleich mit dem Summensignal genutzt werden. Vorteilhaft ist eine Summation von Signalen mehrerer Subpixel variabel einstellbar.
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Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist die Summationsschaltung vor dem Vorverstärker vorgesehen. Die Summationsschaltung kann auch als Zusammenschaltung von mehreren Subpixeln bezeichnet werden. Das Signal des Subpixels wird als Strommenge aus dem Detektionsvolumen über die Lötverbindung an den Eingang der CMOS-Schichten transportiert. Die Summationsschaltung kann als erster oder einer der ersten analogen Bausteine und zwar vor dem Eingang des Vorverstärkers vorgesehen sein. Vorteilhaft kann die Summe der unverstärkten Signale der K Subpixel vor dem Vorverstärker im Signalpfad gebildet werden. Das Summensignal wird in einem Vorverstärker verstärkt und geformt. Der Einfluss weiterer oder unterschiedlicher Vorverstärker kann vorteilhaft vermieden werden. Es können beispielsweise die Signale zweier Subpixel summiert werden. Durch die Summation ändert sich die Eingangskapazität, beispielsweise durch Flächenzunahme oder Schalter. Die Änderung der Eingangskapazität sollte im Schaltungsdesign berücksichtigt werden. Möglicherweise kann die Änderung der Eingangskapazität durch die Summationsschaltung vor dem Vorverstärker zu einer verminderten Energieauflösung führen, da der Rauschanteil steigen kann. Dies könnte für einen preisgünstigen Röntgendetektor akzeptabel sein.
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Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist die Summationsschaltung nach dem Vorverstärker vorgesehen. Die Summationsschaltung summiert die verstärkten und geformten Signale der K Subpixel nach den Vorverstärkern der K Subpixel im Signalpfad, also die Ausgangssignale der Vorverstärker der K Subpixel. Vorteilhaft kann eine Änderung der Eingangskapazität, insbesondere die parasitäre Eingangskapazität, vermieden oder reduziert werden. Vorteilhaft kann dadurch eine Verschlechterung der Energieauflösung vermieden oder reduziert werden. Beispielsweise kann in jedem Subpixel zumindest ein erster Schwellenwert vorgesehen sein. Vorteilhaft können auch mehrere Schwellwerte pro Subpixel vorgesehen sein, da die Summation nach dem Vorverstärker erfolgt. Nach der Summation der Signale der K Subpixel mit Hilfe der Summationsschaltung kann das Summensignal mit den ersten Schwellwerten der K Subpixel abgeglichen werden. Die ersten Schwellwerte sind dabei verschieden eingestellt. Beispielsweise ist K=4. Das Summensignal kann dann mit den vier ersten Schwellwerten verglichen werden, wobei die vier ersten Schwellwerte unterschiedliche eingestellt sein können. Liegt das Signal oder die Energie des Röntgenphotons oder die Energie des Ereignisses oberhalb mindestens eines der ersten Schwellwerte der K Subpixel, so wird das Ereignis in mindestens einem Energiekanal oder Register registriert. Liegt das Signal unterhalb aller ersten Schwellwerte der K Subpixel, so wird das Ereignis nicht registriert. Das Ereignis, also eine Ladungswolke im Sensor, kann durch ein Röntgenphoton ausgelöst werden.
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Gemäß einem Aspekt der Erfindung weisen die Subpixel einen zweiten Diskriminator mit einem zweiten Schwellwert auf. In einer bevorzugten Ausführungsform weist jeder Subpixel genau einen zweiten Diskriminator auf. Die Subpixel können den ersten Diskriminator mit dem ersten Schwellwert und den zweiten Diskriminator mit dem zweiten Schwellwert aufweisen. Der zweite Schwellwert des zweiten Diskriminators wird mittels eines weiteren Schwellwertgebers eingestellt. Der zweite Schwellwert kann verschieden oder unterschiedlich zum ersten Schwellwert eingestellt werden, beispielsweise kann die Einstellung in Energieeinheiten verschieden sein. Vorteilhaft stehen im Betrieb ohne Nutzung der Summationsschaltung mindestens zwei Schwellwerte, zumindest ein erster Schwellwert und zumindest ein zweiter Schwellwert, zum Abgleich des Signals des Subpixels zur Verfügung. Vorteilhaft kann im Betrieb mit Nutzung der Summationsschaltung der zweite Schwellwert zum Abgleich mit dem Signal des Subpixels genutzt werden, während das Summensignal der K Subpixel vorteilhaft mit den ersten Schwellwerten abgeglichen werden kann. Vorteilhaft kann während einer Untersuchung oder einem Scan gleichzeitig die maximale räumliche Auflösung und eine spektrale Auflösung erreicht werden. Vorteilhaft kann eine energieselektive Messung durchgeführt werden, während die maximale räumliche Auflösung erreicht werden kann. Es können beispielsweise eine Bildrekonstruktion mit maximaler räumlicher Auflösung und eine Bildrekonstruktion mit spektraler Auflösung zur Diagnose oder Auswertung vorteilhaft kombiniert werden.
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Gemäß einem Aspekt der Erfindung weisen mindestens zwei zweite Diskriminatoren einen gemeinsamen Schwellwertgeber auf. Der gemeinsame Schwellwertgeber dient zur Einstellung eines gemeinsamen zweiten Schwellwerts von zweiten Diskriminatoren. Vorteilhaft kann ein gleicher und gemeinsamer zweiter Schwellwert in den zweiten Diskriminatoren mehrerer Subpixel eingestellt werden. Vorteilhaft reduziert ein gemeinsamer Schwellwertgeber den Platzbedarf gegenüber unabhängigen, einzelnen Schwellwertgebern. Vorteilhaft kann an den zweiten Diskriminatoren ein gleicher zweiter Schwellwert eingestellt werden, der Einfluss von mehreren Schwellwertgebern auf einen erwünschten gleichen zweiten Schwellwert kann reduziert werden.
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Gemäß einem Aspekt der Erfindung sind für das Summensignal K benachbarter Subpixel unterschiedliche erste Schwellwerte einstellbar.
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Die ersten Schwellwerte der K Subpixel können unterschiedlich eingestellt werden. Das unterschiedliche Einstellen kann sich auf unterschiedliche Einstellungen in Energieeinheiten beziehen. Zum Abgleich des Summensignals können bei nur einem ersten Schwellwert pro Subpixel K unterschiedliche erste Schwellwerte verwendet werden. Allgemein können bei einer Anzahl N an ersten Schwellwerten pro Subpixel insgesamt bis zu N*K erste Schwellwerte zum Abgleich mit dem Summensignal zur Verfügung stehen. Vorteilhaft können mit Hilfe der Summationsschaltung N*K Energiekanäle bereitgestellt werden.
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Beispielsweise können bei vier benachbarten Subpixeln mit genau einem ersten Schwellwert pro Subpixel und unterschiedlichen ersten Schwellwerten für jeden Subpixel die folgenden drei beispielhaften Variationen gewählt oder eingestellt werden. Eine erste Variation bietet mit unabhängig voneinander betriebenen Subpixeln die kleinste Pixelgröße und genau einen Energiekanal. Eine zweite Variation mit Summation der Signale von K=2 benachbarten Subpixeln bietet eine doppelt so große Detektionsfläche und zwei Energiekanäle. Eine dritte Variation mit Summation der Signale von K=4 benachbarten Subpixeln bietet eine viermal so große Detektionsfläche und vier Energiekanäle. Allgemein sind sämtliche Variationen bezüglich Anordnung der Subpixel oder Anzahl K der Subpixel möglich. Zusätzlich kann pro Subpixel noch ein zweiter Schwellwert bereitgestellt sein.
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Gemäß einem Aspekt der Erfindung weist ein Makropixel eine ganzzahlige Anzahl von 2 bis 16 Subpixeln auf.
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Die Anzahl der Subpixel im Makropixel kann mindestens K betragen. Pro Makropixel, also einer logischen Einheit beispielsweise bezüglich der Auslese der Register, können auch mehr als K Subpixel vorgesehen sein. Dadurch können vorteilhaft mehrere Summationsschaltungen oder eine variable Summationsschaltung im Makropixel vorgesehen sein, welche mehrere Werte von K erlauben. Die Anzahl der Subpixel pro Makropixel ist beliebig. Bevorzugt kann die Anzahl der Subpixel pro Makropixel eine Zweierpotenz darstellen. Vorteilhaft kann die Summationsschaltung einfach realisiert werden. Vorteilhaft können jeweils die Signale benachbarter Subpixel mit der Summationsschaltung summiert werden, ohne dass lange Signalpfade nötig sind. Besonders bevorzugt enthält ein Makropixel vier Subpixel. In einem Makropixel mit vier Subpixeln können beispielsweise K=2 oder K=4 gewählt werden oder die Subpixel können ohne Nutzung der Summationsschaltung getrennt voneinander betrieben werden. Die Anordnung der Subpixel kann innerhalb eines Makropixels 2x2 sein. In den Varianten der Summationsschaltung können dann die Signale von 2x1, 1x2 oder 2x2 Subpixeln summiert werden oder die Subpixel unabhängig voneinander betrieben werden. Vorteilhaft ist eine Bereitstellung von mindestens vier Energiekanälen bei mindestens vier Subpixeln in einem Makropixel.
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Gemäß einem Aspekt der Erfindung beträgt die Kantenlänge der Subpixel 20pm bis 500µm. Bevorzugt beträgt mindestens eine Kantenlänge der Subpixel 150µm bis 500µm. Besonders bevorzugt beträgt mindestens eine Kantenlänge der Subpixel 250µm. Die Subpixel können verschiedene Kantenlängen aufweisen. Die Subpixel können beispielsweise rechteckig ausgestaltet sein. Vorteilhaft kann eine ausreichende räumliche Auflösung für den Betrieb ohne Summationsschaltung erreicht werden. Vorteilhaft kann eine ausreichende räumliche Auflösung für den Betrieb mit Summationsschaltung erreicht werden.
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Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist der integrierte Schaltkreis mit einem CMOS-Prozess aufweisend einen Technologieknoten im Bereich von 65nm bis 350nm hergestellt. Die Größe eines Technologieknotens bezieht sich auf die Länge eines Gates im Transistor. Es können Technologieknoten mit mindestens der Größe des technologischen Minimums verwendet werden. Es können auch Technologieknoten mit einer Größer kleiner als 28nm verwendet werden, beispielsweise bis zu 5nm oder 14nm. Bevorzugt wird ein Technologieknoten mit einer Größe von 350nm verwendet. Vorteilhaft können Technologieknoten mit einer größeren Größe als das technologische Minimum verwendet werden. Vorteilhaft können größere und preisgünstigere Technologieknoten verwendet werden. Vorteilhaft können mehrere Energiekanäle unter Verwendung eines größeren Technologieknotens bereitgestellt werden. Je kleiner die Größe des Technologieknotens ist, desto kleiner können die Subpixel sein. Je kleiner die Größe des Technologieknotens ist, desto mehr erste Schwellwerte oder zweite Schwellwerte können vorgesehen sein. Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist das medizinische Gerät ein Computertomograph. Vorteilhaft können Schichtbilder, 3D- oder 4D-Rekonstruktionen mit spektraler Auflösung bereitgestellt werden. Vorteilhaft kann eine Materialzerlegung des untersuchten Objekts durchgeführt werden. Vorteilhaft kann eine spektrale Auflösung trotz preisgünstiger Herstellung erreicht werden.
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Nachfolgend werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand von Zeichnungen näher erläutert. Hierbei zeigt:
- 1 schematisch ein Konzept eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors gemäß einer ersten Ausführungsform;
- 2 schematisch ein Konzept eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors gemäß einer zweiten Ausführungsform;
- 3 schematisch ein Konzept eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors gemäß einer dritten Ausführungsform;
- 4 schematisch ein Konzept eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors gemäß einer vierten Ausführungsform;
- 5 schematisch ein Konzept eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors gemäß einer fünften Ausführungsform;
- 6 schematisch ein Detektormodul mit einer Anordnung von erfindungsgemäßen Röntgendetektoren; und
- 7 schematisch eine Darstellung eines erfindungsgemäßen Computertomographen.
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Die 1 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors 1 gemäß einer ersten Ausführungsform. Der zählende Röntgendetektor 1 weist beispielhaft einen Makropixel 3 mit vier Subpixeln 5 und einen integrierten Schaltkreis 7 auf. Der integrierte Schaltkreis 7 kann die gesamte Fläche des Makropixels 3 umfassen. Die Subpixel 5 weisen einen Vorverstärker 9 und einen ersten Diskriminator 11 mit einem ersten Schwellwert auf. Der erste Diskriminator 11 ist bevorzugt als Komparator ausgebildet. Die ersten Diskriminatoren 11 weisen jeweils eigene Schwellwertgeber 13 auf. Es ist eine Summationsschaltung 15 zur Bildung eines Summensignals einer ganzzahligen Anzahl an K benachbarten Subpixeln 5 vorgesehen, wobei die Eingänge mehrerer erster Diskriminatoren 11 mit dem Summensignal verbindbar sind und die Anzahl der Subpixel 5 zur Bildung eines Summensignals variabel einstellbar ist. Gemäß der ersten Ausführungsform sind die Vorverstärker 9 der Subpixel 11 von der Summationsschaltung 15 umfasst. Die Summationsschaltung 15 umfasst Schalter 17, welche variabel eingestellt werden können, sodass für die Summation die Anzahl K der Subpixel 5 variabel einstellbar ist. Jeder Subpixel 5 weist einen ersten Diskriminator 11 mit einem ersten Schwellwert auf. Der erste Schwellwert kann für jeden Subpixel 5 unterschiedlich mittels eines eigenen Schwellwertgebers 13 eingestellt werden. Bei der Summationsschaltung 15 zur beispielhaften Summation der Signale von K=4 Subpixeln 5 wird das Summensignal vor dem Vorverstärker 9 mittels Schaltung mit Schaltern 17 gebildet und es wird nur ein Vorverstärker 9 zur Verstärkung und Formung des Summensignals verwendet. Anschließend sind die Signalpfade derart mittels der Schalter 17 geschaltet, dass das Ausgangssignal des Vorverstärkers 9 zu den K=4 ersten Diskriminatoren 11 geleitet wird. Die vier ersten Diskriminatoren 11 ermöglichen einen Abgleich des Summensignals mit den ersten Schwellwerten. Bevorzugt sind die ersten Schwellwerte unterschiedlich eingestellt. Übersteigt das Summensignal einen ersten Schwellwert, so wird das Ereignis im Register 27 registriert. Die Register 27 bezeichnen im Betrieb mit K=4 jeweils den Eingang eines Energiekanals. In der ersten Ausführungsform weist der Röntgendetektor 1 vier Energiekanäle auf.
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Die 2 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors 1 gemäß einer zweiten Ausführungsform. Die Summationsschaltung 15 befindet sich zwischen dem Vorverstärker 9 und dem ersten Diskriminator 11. Bei der Summationsschaltung 15 zur beispielhaften Summation der Signale von K=4 Subpixeln 5 wird das Summensignal nach den Vorverstärkern 9 der einzelnen Subpixel 5 gebildet. Die Summationsschaltung 15 kann durch Schalter 17 realisiert sein. Das Summensignal wird zu den K=4 ersten Diskriminatoren 11 geleitet. Die vier ersten Diskriminatoren 11 ermöglichen einen Abgleich des Summensignals mit den ersten Schwellwerten. Bevorzugt sind die ersten Schwellwerte unterschiedlich eingestellt. Übersteigt das Summensignal einen ersten Schwellwert, so wird das Ereignis im Register 27 registriert. Die Register 27 bezeichnen dabei den Eingang eines Energiekanals. In der zweiten Ausführungsform weist der Röntgendetektor 1 vier Energiekanäle auf.
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Die 3 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors 1 gemäß einer dritten Ausführungsform. Die dritte Ausführungsform weist zu den Merkmalen der zweiten Ausführungsform zusätzlichen einen zweiten Diskriminator 19 pro Subpixel 5 auf. Der zweite Diskriminator 19 ist bevorzugt als Komparator ausgebildet. Die zweiten Diskriminatoren 19 weisen einen gemeinsamen Schwellwertgeber 21 auf. Der gemeinsame Schwellwertgeber 21 ist ein weiterer Schwellwertgeber. Das Ausgangssignal der Vorverstärker 9 jedes Subpixels 5 kann mit dem zweiten Schwellwert des gemeinsamen Schwellwertgebers 21 in den zweiten Diskriminatoren 19 abgeglichen werden. Dadurch wird das Signal eines jeden Subpixels 5 mit einem zweiten Schwellwert abgeglichen, zusätzlich zum Abgleich des Summensignals mit den vier ersten Schwellwerten. Die vier ersten Schwellwerte weisen dabei bevorzugt vier unterschiedliche erste Schwellwerte auf. Übersteigt das Summensignal einen ersten Schwellwert, so wird das Ereignis im Register 27 registriert. In der dritten Ausführungsform weist der Röntgendetektor 1 bis zu fünf Energiekanäle auf, wobei ein Energiekanal für alle Subpixel 5 vorgesehen ist und die anderen vier Energiekanäle sind für das Summensignal der vier Subpixel 5 vorgesehen.
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Die 4 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors 1 gemäß einer vierten Ausführungsform. Bei der Summationsschaltung zur beispielhaften Summation der Signale von K=2 Subpixeln 5 in einem Makropixel 3 mit vier Subpixeln 5 wird das Summensignal nach den Vorverstärker 9 von jeweils zwei Subpixel 5 gebildet. Die Summationsschaltung 15 der zweiten Ausführungsform oder der dritten Ausführungsform kann beispielsweise durch Deaktivieren von Schaltern 17 in zwei Bereiche zur Summation von jeweils K=2 Subpixeln 5 geteilt werden, sodass die Summationsschaltung 15 zwei Ausgänge aufweist und jeder Ausgang das Summensignal von jeweils zwei Subpixeln 5 aufweist. Die Summationsschaltung 15 kann durch Schalter 17 realisiert sein. Das Summensignal wird zu den K=2 ersten Diskriminatoren 11 der jeweils zwei Subpixel 5 geleitet. Die zwei ersten Diskriminatoren 11 ermöglichen einen Abgleich des Summensignals mit den ersten Schwellwerten. Bevorzugt sind die ersten Schwellwerte der zwei Subpixel 5 unterschiedlich eingestellt. Übersteigt das Summensignal einen ersten Schwellwert, so wird das Ereignis im Register 27 registriert. Die Register 27 bezeichnen den Eingang eines Energiekanals. In der vierten Ausführungsform weist der Röntgendetektor 1 bis zu drei Energiekanäle auf, wobei ein Energiekanal für alle Subpixel 5 vorgesehen ist und die anderen zwei Energiekanäle sind für das Summensignal von jeweils zwei Subpixeln 5 vorgesehen.
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Die 5 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors 1 gemäß einer fünften Ausführungsform. In der fünften Ausführungsform wird die Summationsschaltung 15 durch entsprechendes Wählen der Verbindungen oder Deaktivieren von Schaltern 17 umgangen oder nicht aktiviert. Es wird kein Summensignal gebildet. Die Subpixel 5 werden unabhängig voneinander betrieben. In jedem Subpixel 5 wird das Signal mit einem ersten Schwellwert und einem zweiten Schwellwert verglichen. Bevorzugt sind die ersten Schwellwerte für die vier Subpixel 5 gleich eingestellt. In der fünften Ausführungsform weist der Röntgendetektor 1 zwei Energiekanäle auf, wobei jeweils zwei Energiekanäle für alle Subpixel 5 vorgesehen sind.
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Die 6 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines Detektormoduls 51 mit einer Anordnung von erfindungsgemäßen Röntgendetektoren 1. In einer bevorzugten Ausführungsform weist der Röntgendetektor 1 eine zweidimensionale Matrix oder Anordnung einer Mehrzahl von Pixeln oder Subpixeln 5 auf. Die Anzahl der Subpixel 5 kann beispielsweise im Bereich von hundert bis mehrere tausend liegen. Der Röntgendetektor 1 weist einen Sensor 53 auf. Der Sensor 53 kann als flächenhafter Direktkonverter, beispielsweise aufweisend CdTe, CZT, CdZnTeSe, CdTeSe, CdMnTe, InP, TlBr2, HgI2, GaAs oder andere als Konvertermaterial, ausgebildet sein. Die Oberseite des Sensors 53 weist eine Top-Elektrode 55 auf. Die Unterseite des Sensors 53 weist eine zweidimensionale Anordnung von Kontakten 56 auf. Die Kontakte 56 sind über Lötverbindungen 69 mit den Auslesekontakten 57 und den Pixelelektroniken 67 im Substrat 59 verbunden. Die Lötverbindungen 69 können beispielsweise als Lobbälle (bump bonds) oder Lotmaterial in Verbindung mit Kupfersäulen (copper pillars) ausgebildet sein. Die Anzahl der Kontakte 56, die Anzahl der Lötverbindungen 69, die Anzahl der Auslesekontakte 57 und die Anzahl der Pixelelektroniken 67 im Substrat 59 sind gleich. Das elektrische Feld zwischen der Top-Elektrode 55 und einem Kontakt 56 bestimmt ein sensitives Detektionsvolumen. Die Einheit aus einem Detektionsvolumen, einem Kontakt 56, einer Lötverbindung 69, einem Auslesekontakt 57 und einer mit dem Auslesekontakt 57 verbundenen Pixelelektronik 67 bildet einen Pixel oder Subpixel 5. Das Substrat 59 ist an der Unterseite mit einer Trägerplatte 61 verbunden. Das Substrat 59 ist über TSV-Verbindungen 63 durch die Trägerplatte 61 hindurch mit einer peripheren Elektronik 65 verbunden. Der Röntgendetektor 1 weist eine erfindungsgemäße Summationsschaltung 15 auf. Die Anzahl K der Subpixel 5 zur Bildung des Summensignals ist dabei variabel einstellbar. Der Röntgendetektor 1 kann in verschiedenen Modi oder Varianten durch das Einstellen von K betrieben werden, sodass die räumliche Auflösung und die spektrale Auflösung variabel einstellbar ist.
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Die 7 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfindungsgemäßen Computertomographen 31 mit einer erfindungsgemäßen Detektorvorrichtung 29. Die Detektorvorrichtung 29 weist den erfindungsgemäßen Röntgendetektor 1 auf. Die Detektorvorrichtung 29 kann mehrere Detektormodule 51 aufweisen, die mindestens einen Röntgendetektor 1 aufweisen. Bevorzugt weisen die Detektormodule 51 eine Mehrzahl an Röntgendetektoren 1 in einer zweidimensionale Matrix oder Anordnung auf. Der Computertomograph 31 beinhaltet eine Gantry 33 mit einem Rotor 35. Der Rotor 35 umfasst eine Röntgenquelle 37 und die erfindungsgemäße Detektorvorrichtung 29. Der Patient 39 ist auf der Patientenliege 41 gelagert und ist entlang der Rotationsachse z 43 durch die Gantry 33 bewegbar. Zur Steuerung und Berechnung der Schnittbilder wird eine Recheneinheit 45 verwendet. Eine Eingabeeinrichtung 47 und eine Ausgabevorrichtung 49 sind mit der Recheneinheit 45 verbunden.
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Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden.
