DE19615178C2 - Vorrichtung und Verfahren zur Bilderzeugung bei der digitalen dentalen Radiographie - Google Patents

Vorrichtung und Verfahren zur Bilderzeugung bei der digitalen dentalen Radiographie

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Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Bilderzeugung bei der digitalen den­ talen Radiographie, und insbesondere auf ein Verfahren und eine Vorrichtung, bei denen eine CCD-Sensoreinrichtung zur Erfassung der Röntgenstrahlung verwendet ist.
Seit längerem sind zahnärztliche Röntgendiagnostikgeräte be­ kannt, bei denen die Bildgewinnung unter Verwendung von CCD-Sensoren (CCD = charge coupled device = ladungsgekoppel­ tes Bauelement) auf digitalem Weg erfolgt. Die Bildinforma­ tion wird durch Anlegen geeigneter Taktsignale aus dem CCD-Sensor ausgelesen, vorverarbeitet, digitalisiert und schließlich zur Darstellung und Speicherung auf ein Compu­ tersystem, beispielsweise einen Personalcomputer, übertra­ gen. Der Vorteil dieses Verfahrens gegenüber einer herkömm­ lichen Filmtechnik besteht vor allem in der wesentlich schnelleren Bildgewinnung.
Ein Nachteil des bekannten Verfahrens besteht jedoch darin, daß das dem Sensor aufgeprägte Bild nicht exakt wiederge­ geben wird, sondern durch das sogenannte "Festmusterrau­ schen" (fixed pattern noise) verfälscht wird. D.h., daß bei gleicher Strahlungsintensität der digitale Grauwert eines Bildelements, d. h. eines Pixels, aufgrund fertigungsbeding­ ter Unterschiede zum Teil erheblich von Pixel zu Pixel schwankt. Wie die Bezeichnung "Festmusterrauschen" andeutet, wirken sich die fertigungsbedingten Unterschiede für den Be­ trachter des Bildes zum Teil wie ein zusätzlicher Rauschan­ teil aus, obwohl diese nicht stochastischer Natur sind. Die Ursachen des Festmusterrauschens sind zum Teil darin zu fin­ den, daß die einzelnen Pixel oder Elemente eines CCD-Sen­ sor-Arrays fertigungsbedingt eine Streuung sowohl des Dun­ kelsignals als auch der Effizienz der Lichtwandlung, d. h. der Umsetzung des einfallenden Lichtes in ein elektrisches Signal, aufweisen.
In den meisten Fällen wird die einfallende Röntgenstrahlung nicht direkt durch den CCD-Sensor in ein elektrisches Signal umgewandelt. Vielmehr befindet sich auf der Oberseite des Sensors eine Szintillatorschicht, die eine einfallende Rönt­ genstrahlung in ein sichtbares Licht umwandelt, welches wie­ derum von dem CCD-Sensor in ein elektrisches Signal umgewan­ delt wird.
Inhomogenitäten in der Szintillatorschicht führen dazu, daß das Bild bei homogener Bestrahlung keinen gleichmäßigen Grauwert aufweist, sondern "fleckig" wirkt. Bei Röntgenauf­ nahmen von Zähnen können diese "Flecken" die Diagnose nega­ tiv beeinflussen, da sie vom Zahnarzt fälschlicherweise z. B. als Karies gedeutet werden können.
Um den Einfluß dieser fertigungsbedingten Unterschiede des Dunkelsignals und des Wirkungsgrades der Lichtumwandlung zwischen den Pixeln eines Sensor-Arrays, sowie von Inhomo­ genitäten der Szintillatorschicht zu minimieren, werden bei bekannten zahnärztlichen Röntgendiagnostikgeräten relativ hohe Dosen einer Röntgenstrahlung verwendet. Dadurch wird auch der Einfluß einer Temperaturabhängigkeit des Dunkel­ signals und des Wirkungsgrades der Lichtumwandlung der ein­ zelnen Pixel auf das erzeugte Bild reduziert. Selbstver­ ständlich ist es erwünscht, bei der zahnärztlichen Röntgen­ diagnose geringere Strahlungsdosen zu verwenden, um die ge­ sundheitliche Belastung der Patienten zu reduzieren.
Die EP 0 212 733 A2 bezieht sich auf ein Verfahren zur Er­ zeugung einer Röntgenaufnahme mittels eines Photoleiters. Der Photoleiter besteht aus einer auf ein Aluminiumsubstrat aufgebrachten homogenen Selenschicht. Das Verfahren basiert auf einem Photoleiter, der vor einer Röntgenaufnahme mit einer vordefinierten Spannung aufgeladen wird. Bei einer Röntgenaufnahme erhöht sich die Leitfähigkeit der Selen­ schicht abhängig von der auf jeweilige Bereiche derselben auftreffenden Röntgenstrahlung. Dadurch wird die Oberfläche der Selenschicht abhängig von der Dauer der Röntgenaufnahme mehr oder weniger entladen, so daß die Entladungstiefe ein Maß für die Dosis der Röntgenstrahlung in den jeweiligen Be­ reichen ist. Zur Erzeugung elektrischer Signale wird das auf der Oberfläche des Photoleiters gebildete Ladungsbild nach­ folgend von einer Elektrometeranordnung abgetastet.
Die DE 40 32 034 A1 bezieht sich auf einen Röntgendetektor, der Halbleitersensoren und eine Szintillatorschicht auf­ weist.
Die DE 27 29 402 A1 bezieht sich auf eine Schaltungsanord­ nung zur Temperaturkompensation von Dunkelstromänderungen von durch Halbleitersensoren erzeugten elektrischen Si­ gnalen.
Ausgehend von dem genannten Stand der Technik besteht die Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Bilderzeugung bei der digitalen den­ talen Radiographie zu schaffen, bei denen Qualitätsminderun­ gen des erzeugten Bildes, die durch fertigungsbedingte Un­ terschiede des Dunkelsignals und des Wirkungsgrades der Lichtumwandlung der einzelnen Sensorelemente sowie eine In­ homogenität der Szintillatorschicht bewirkt werden, besei­ tigt sind.
Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung gemäß Patentan­ spruch 1 und ein Verfahren gemäß Patentanspruch 7 gelöst.
Der Gegenstand der vorliegenden Erfindung basiert auf der Anwendung einer pixelweisen Korrektur der elektrischen Si­ gnale, die durch jedes Element einer Sensoreinrichtung er­ zeugt werden, um die Bildqualität zu optimieren.
Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung weist eine Röntgenstrahlungsquelle und eine Sensoreinrichtung, die aus einem CCD-Array, auf das eine Szintillatorschicht aufge­ bracht ist, besteht, wobei die Sensoreinrichtung bezüglich der Röntgenstrahlungsquelle eine konstante Bestrahlungsgeo­ metrie aufweist. Eine Korrektureinrichtung ist mit der Sen­ soreinrichtung verbunden, um die elektrischen Signale, die durch das CCD-Array erzeugt werden, zu korrigieren, um Schwankungen der elektrischen Signale, die zusammen ein Bild eines Objekts darstellen, der einzelnen Elemente des CCD-Ar­ rays aufgrund des Dunkelstroms derselben, aufgrund eines un­ terschiedlichen Wandlungswirkungsgrads derselben und auf­ grund der Inhomogenitäten der Szintillatorschicht zu kompen­ sieren.
Um diese Kompensation zu erreichen, werden Referenzsignale erfaßt, die den Ausgangssignalen des CCD-Arrays entsprechen, wenn die Sensoreinrichtung keiner Röntgenstrahlung bzw. ei­ ner homogenen Röntgenstrahlung ausgesetzt ist. Auf der Basis dieser Referenzsignale werden die elektrischen Signale, die einem Bild eines Objekts entsprechen, korrigiert. Während des Erfassens der Referenzsignale und der dem Bild eines Ob­ jekts entsprechenden Signale wird die Sensoreinrichtung auf einer konstanten Temperatur gehalten. Dadurch kann der Ein­ fluß der Temperaturabhängigkeit des Dunkelstroms bzw. des Umwandlungswirkungsgrades der einzelnen Pixelelemente auf das resultierende Bild beseitigt werden.
Die vorliegende Erfindung schafft somit eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Bilderzeugung bei der digitalen dentalen Radiographie, mit denen trotz einer verringerten Röntgen­ dosis qualitativ hochwertige Bilder erzeugt werden können, bei denen eine Verschlechterung der Bildqualität aufgrund fertigungsbedingter Unterschiede des Dunkelstroms und des Umwandlungswirkungsgrads der einzelnen Bildelemente der Sensoreinrichtung als auch aufgrund von Inhomogenitäten der Szintillatorschicht verhindert ist.
Im folgenden wird ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung näher erläutert.
Wie oben beschrieben wurde, beeinflussen fertigungsbedingte Unterschiede sowohl das Dunkelsignal eines Bildelements, d. h. den Grauwert des Pixels ohne eine Bestrahlung, als auch den Umwandlungswirkungsgrad bei einer vorgegebenen Bestrah­ lung, d. h. den Grauwert des Pixels bei der vorgegebenen Be­ strahlung. Das von CCD-Sensoren erzeugte elektrische Signal hängt weitgehend linear von der Beleuchtungsstärke ab. Der digitale Grauwert Gwij eines Pixels in einer Zeile i und ei­ ner Spalte j eines Sensor-Arrays kann bei vorgegebener Be­ strahlungsstärke daher durch die folgende Gleichung be­ schrieben werden:
Gwij (I)=Oij+GijI (1)
wobei Gwij der Grauwert ist, Oij der Versatz (der Offset) ist, der durch das Dunkelsignal bewirkt wird, Gij der Gewinn (Gain) ist, und I die Intensität der Bestrahlung ist. Oij und Gij können sich von Pixel zu Pixel unterscheiden.
Ein weiteres Problem folgt aus der Tatsache, daß der Versatz Oij stark temperaturabhängig ist, wodurch der Grauwert eines Bildelements nicht nur von der Strahlungsstärke, sondern ferner von der Temperatur abhängt:
Gwij(T,I)=Oij(T)+GijI (2)
Zur Korrektur des Festmusterrauschens (fixed pattern noise) für eine fest vorgegebene Temperatur T werden für jedes Pi­ xel, d. h. für jedes Sensorelement des Sensor-Arrays, die Werte für Oij und Gij bestimmt. Zur Bestimmung derselben werden zwei Bilder benötigt: ein Bild ohne Bestrahlung sowie ein Bild bei einer bekannten Bestrahlung. Die bekannte Be­ strahlung kann beispielsweise die maximal zulässige Bestrah­ lung sein.
Diese Bilder bei fehlender Bestrahlung und einer bekannten Bestrahlung werden zur Unterdrückung des quantenbedingten Bildrauschens vorteilhafterweise durch Mittelung mehrerer Aufnahmen unter konstanten Bedingungen erzeugt. Aus den vor­ zugsweise gemittelten Bildern sind somit für jedes Bildele­ ment der Grauwert ohne bzw. mit bekannter Bestrahlung I* be­ kannt:
Gwij(T,I=0)=Oij(T) (3)
Gwij(T,I=I*)=Oij(T)+GijI* (4)
Gwij(T,I=0) ist der Grauwert des Pixels in der Zeile i und der Spalte j des Sensors, wenn die Sensoreinrichtung keiner Röntgenstrahlung durch eine Röntgenstrahlungsquelle ausge­ setzt ist. Dieser Grauwert entspricht dem temperaturabhängi­ gen Versatz Oij(T) des Pixels. Gwij(T,I=I*) ist der Grauwert des Pixels bei einer Röntgenstrahlung mit der Intensität I*. Dieser Grauwert setzt sich aus dem Versatz Oij und der In­ tensität I* mal dem Gewinn Gij des Pixels zusammen.
Durch eine pixelweise Subtraktion der Gleichung 4 minus die Gleichung 3 erhält man den Grauwert des Pixels ohne Versatz­ anteile:
Gw'ij(T,I=I*)=Gwij(T,I=I*)-Gwij(T,I=0)=GijI* (5)
Um mittels eines Sensor-Arrays ein qualitativ hochwertiges Bild zu erzeugen, müssen alle Pixel, d. h. Sensorelemente, des Arrays denselben Grauwert Gwmax aufweisen, wenn sie mit derselben maximal zulässigen Dosis bestrahlt werden. Unter­ schiede in der Empfindlichkeit können durch eine Normierung der Werte Gij beseitigt werden. Aus der Gleichung
Gwmax=Gw'ij(T,I=I*)Gij' (6)
kann der normierte Gewinn Gij' für jedes Pixel berechnet werden. Gwmax stellt dabei einen Soll-Wert bei einer maxima­ len Bestrahlung dar, den sämtliche Pixel des Sensor-Arrays aufweisen sollen. Der Korrekturwert Gij' gibt somit einen Faktor an, mit dem der Grauwert jedes Pixels multipliziert werden muß, damit für jedes Pixel bei einer einheitlichen Bestrahlung aller Sensorelemente der gleiche Grauwert aus­ gegeben wird.
Die Korrektur eines durch die Grauwerte Gwij charakterisier­ ten Bildes erfolgt wie folgt: die korrigierten Grauwerte Gw'ij ergeben sich durch pixelweise Subtraktion der Versatz­ werte Oij jedes Pixels von den ein Bild darstellenden Grau­ werten jedes Pixels und die anschließende pixelweise Multi­ plikation mit den Gewinn-Normierungswerten Gij'.
Gw'ij=(Gwij-Oij)Gij' (7)
Die Gleichungen (1) bis (7) stellen die Grundlage für die Verbesserung der Bildqualität bei der Vorrichtung und dem Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung dar. Diese Glei­ chungen werden gemäß der vorliegenden Erfindung zur pixel­ weisen Gewinn- und Versatz-Korrektur im Bereich der zahn­ ärztlichen digitalen Radiographie verwendet.
Wie oben bereits dargelegt wurde, sind die Versatzwerte Oij und damit auch die Gewinn-Normierungswerte Gij' stark tem­ peraturabhängig. Werden die Versatzwerte und die Gewinn-Nor­ mierungswerte bei einer bestimmten Temperatur ermittelt, das zu korrigierende Bild jedoch bei einer anderen Temperatur aufgenommen, so wird die Bildqualität nicht verbessert, son­ dern vielmehr mit großer Wahrscheinlichkeit verschlechtert. Aus diesem Grund muß die Temperatur des CCD-Sensors während der Erfassung der Referenzsignale und der Erfassung der ein Bild darstellenden Signale konstant gehalten werden. Eine konstante Sensortemperatur ist auf unterschiedliche Arten realisierbar.
Der CCD-Sensor kann auf der Rückseite mit einem Heizelement versehen werden, wobei die Temperatur des Sensors durch eine aktive Regelung konstant gehalten wird. Zur Messung der Tem­ peratur können beispielsweise Temperatursensoren zusätzlich auf den Träger des CCD-Sensors aufgebracht sein oder auch in dem CCD-Sensor integriert sein. Falls auf dem Sensor unbe­ lichtete CCD-Elemente, sogenannte "dark reference pixel", aufgebracht sind, können diese Elemente aufgrund der starken Temperaturabhängigkeit des Dunkelstroms zur Temperaturmes­ sung herangezogen werden.
Ferner kann die Temperatur gegebenenfalls durch eine Steue­ rung der Taktfrequenz des CCD-Sensors gesteuert werden. Auch in diesem Fall kann die Temperatur der Sensoreinrichtung beispielsweise mittels Temperatursensoren, die zusätzlich auf den Träger des CCD-Sensors aufgebracht sind, erfaßt werden, um eine geregelte Steuerung der Temperatur der Sensoreinrichtung zu ermöglichen.
Bei intraoralen Röntgendiagnostikeinrichtungen kann das Sen­ sorelement zwischen zwei Röntgenaufnahmen beispielsweise in einem Wasserbad auf einer vorbestimmten Temperatur gehalten werden. Diese vorbestimmte Temperatur kann beispielsweise die Körpertemperatur sein. Dadurch ist gewährleistet, daß das Sensorelement zwischen den Röntgenaufnahmen nicht ab­ kühlt.
Eine weitere wesentliche Voraussetzung für den erfolgreichen Einsatz der Verstärkungs-/Versatz-Korrektur besteht darin, daß die relative Position der Sensoreinrichtung gegenüber der Röntgenstrahlungsquelle konstant ist, oder daß zumindest gewährleistet ist, daß die Röntgendosisleistung über die ge­ samte Sensorfläche konstant ist, um einen Abfall der Bild­ helligkeit zum Bildrand hin, ein sogenanntes "Shading", zu vermeiden. Weist die Sensoreinrichtung bezüglich der Rönt­ genstrahlungsquelle keine konstante Bestrahlungsgeometrie auf, wird die Gewinnkorrektur nicht korrekt durchgeführt, wodurch ein künstliches Schattieren (shading) erzeugt wird. Zur Vermeidung dieser Problematik kann beispielsweise eine einem Filmhalter analoge Anordnung, bei der die Mitte des CCD-Sensors vom Zentralstrahl der Röntgenstrahlungsquelle getroffen wird, verwendet werden.
Die vorliegende Erfindung schafft somit eine Optimierung der Bildqualität im Bereich der digitalen dentalen Radiographie durch die Verwendung einer pixelweisen Gewinn- und Versatz-Korrektur bei einer konstanten Temperatur der Sensoreinrich­ tung. Die pixelweise Gewinn-/Versatz-Korrektur beseitigt so­ wohl die Folgen fertigungsbedingter Unterschiede in Dunkel­ strom und Wandlungseffizienz der einzelnen Bildelemente, als auch die Folgen von Inhomogenitäten in der auf dem CCD-Sen­ sor aufgebrachten Szintillatorschicht. Eine Voraussetzung für die Verbesserung der Bildqualität durch eine pixelweise Gewinn-/Versatz-Korrektur sind (a) eine konstante Temperatur des CCD-Sensors und (b) eine konstante Bestrahlungsgeometrie oder eine homogene Bestrahlung. Die vorliegende Erfindung ermöglicht somit die Erzeugung qualitativ hochwertiger Bil­ der mit gegenüber üblicherweise verwendeten Röntgenstrah­ lungsdosen geringen Bestrahlungsintensitäten.
Anstelle des beschriebenen CCD-Arrays kann auch ein Photo­ diodenarray oder ein charge-injection-device oder ein CMOS-Bildsensorarry verwendet werden.

Claims (14)

1. Vorrichtung zur digitalen Radiographie mit folgenden Merkmalen:
einer Röntgenstrahlungsquelle;
einer Sensoreinrichtung, bestehend aus einem Halbleiter­ sensorarray, auf das eine Szintillatorschicht aufge­ bracht ist, wobei die Sensoreinrichtung bezüglich der Röntgenstrahlungsquelle eine konstante Bestrahlungsgeo­ metrie aufweist;
einer Korrektureinrichtung zur Korrektur der elektri­ schen Signale, die durch das Halbleitersensorarray erzeugt werden, um Schwankungen der elektrischen Signale der einzelnen Elemente des Halbleitersensorarrays, die ein Bild eines Objekts darstellen, aufgrund des Dunkel­ stroms derselben, aufgrund eines unterschiedlichen Um­ wandlungswirkungsgrads derselben und aufgrund von Inho­ mogenitäten der Szintillatorschicht zu kompensieren; und
einer Temperatursteuereinrichtung zum Halten der Sensor­ einrichtung auf einer konstanten Temperatur.
2. Vorrichtung gemäß Anspruch 1, bei der die Temperatur­ steuereinrichtung ein Heizelement aufweist, das an der Sensoreinrichtung angebracht ist.
3. Vorrichtung gemäß Anspruch 1, bei der die Temperatur­ steuereinrichtung durch einen Taktgeber für die Sensor­ einrichtung mit einer Taktfrequenz realisiert ist, wobei die Temperatur durch die Taktfrequenz gesteuert wird.
4. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 3, bei der die Sensoreinrichtung ein Temperatursensor für eine Re­ gelung der Temperatur der Sensoreinrichtung aufweist.
5. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4, bei der die Korrektureinrichtung eine zentrale Verarbeitungsein­ heit und einen Speicher aufweist.
6. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5, bei der die Korrektur der elektrischen Signale, die ein Bild ei­ nes Objekts darstellen, auf der Grundlage von ersten Re­ ferenzsignalen, die den elektrischen Signalen der ein­ zelnen Elemente der Sensoreinrichtung entsprechen, wenn die Sensoreinrichtung keiner Röntgenstrahlung ausgesetzt ist, und von zweiten Referenzsignalen, die den elektri­ schen Signalen der einzelnen Elemente der Sensoreinrich­ tung entsprechen, wenn die Sensoreinrichtung einer be­ kannten Röntgenstrahlung ausgesetzt ist, durchgeführt wird.
7. Verfahren zur Bilderzeugung bei der digitalen dentalen Radiographie mit folgenden Schritten:
  • a) Erfassen erster Referenzsignale, die durch die Ele­ mente einer Sensoreinrichtung, die aus einem mit ei­ ner Szintillatorschicht versehenen CCD-Array besteht, erzeugt werden, wenn die Sensoreinrichtung keiner durch eine Röntgenstrahlungsquelle erzeugten Röntgen­ strahlung ausgesetzt ist;
  • b) Erfassen zweiter Referenzsignale, die durch die Ele­ mente der Sensoreinrichtung erzeugt werden, wenn die Sensoreinrichtung einer bekannten Röntgenstrahlung von der Röntgenstrahlungsquelle ausgesetzt ist;
  • c) Erfassen dritter elektrischer Signale, die durch die Elemente der Sensoreinrichtung erzeugt werden, wenn die Sensoreinrichtung einer ein Bild eines Objekts darstellenden Röntgenstrahlung ausgesetzt ist;
  • d) Steuern der Temperatur der Sensoreinrichtung während der Schritte a) bis c) auf eine konstante Temperatur;
  • e) Korrigieren der dritten elektrischen Signale, die im Schritt c) erfaßt werden, auf der Basis der ersten und zweiten Referenzsignale, die in den Schritten a) und b) erzeugt werden, um Schwankungen der dritten elektrischen Signale der einzelnen Elemente der Sen­ soreinrichtung aufgrund des Dunkelstroms derselben, aufgrund eines unterschiedlichen Umwandlungswirkungs­ grads derselben und aufgrund von Inhomogenitäten der Szintillatorschicht zu kompensieren.
8. Verfahren gemäß Anspruch 7, bei dem die ersten Referenz­ signale im Schritt a) erfaßt werden, indem mehrere Auf­ nahmen der Sensoreinrichtung, während dieselbe keiner durch die Röntgenstrahlungsquelle erzeugten Röntgen­ strahlung ausgesetzt ist, gemittelt werden.
9. Verfahren gemäß Anspruch 7 oder 8, bei dem die zweiten Referenzsignale im Schritt b) erfaßt werden, indem meh­ rere Aufnahmen der Sensoreinrichtung, während dieselbe einer bekannten Röntgenstrahlung von der Röntgenstrah­ lungsquelle ausgesetzt ist, gemittelt werden.
10. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 7 bis 9, bei dem das erste Referenzsignal jedes Elements der Sensorvorrich­ tung jeweils als Versatzwert (Oij) für dieses Element verwendet wird, und bei dem auf der Basis eines Soll-Werts der elektrischen Signale der Elemente der Sensor­ einrichtung bei der bekannten Röntgenstrahlung und den ersten und den zweiten Referenzsignalen ein Gewinn-Nor­ mierungswert (Gij') für jedes Element der Sensoreinrich­ tung berechnet wird.
11. Verfahren gemäß Anspruch 10, bei dem die dritten elek­ trischen Signale, die das Bild eines Objekts darstellen, korrigiert werden, indem der Versatzwert (Oij) für jedes Element von dem dritten elektrischen Signal für dieses Element subtrahiert wird, und indem das Ergebnis der Subtraktion mit dem Gewinn-Normierungswert (Gij') für jedes Element multipliziert wird.
12. Verfahren gemäß Anspruch 10 oder 11, bei dem der Ge­ winn-Normierungswert (Gij') für jedes Element berechnet wird, indem jeweils das erste Referenzsignal von dem zweiten Referenzsignal subtrahiert wird, und indem der Soll-Wert bei der bekannten Röntgenstrahlung durch das Subtraktionsergebnis geteilt wird.
13. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 7 bis 12, bei dem die bekannte Röntgenstrahlung die maximal zulässige Röntgenstrahlung für die Sensoreinrichtung ist.
14. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 7 bis 13, bei dem die Schritte c) und e) wiederholt durchgeführt werden, wobei die Sensoreinrichtung zwischen aufeinanderfolgen­ den Schritten c) in ein Fluid einer vorbestimmten Tempe­ ratur eingetaucht wird.
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