DE19808340C1 - Röntgendiagnostikeinrichtung mit einem Röntgenbildwandler - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine Röntgendiagnostikeinrichtung mit einer Röntgenstrahlenquelle, die ein divergierendes Röntgen­ strahlenbündel aussendet, das auf einem ebenen Röntgenbild­ wandler unter unterschiedlichen Winkeln auftrifft, der ein Substrat, in einer Matrix angeordnete Bildelemente mit einer Halbleiterschicht und eine Röntgenstrahlen absorbierende Schicht aufweist. Eine derartige Röntgendiagnostikeinrichtung ist beispielsweise aus der US 5,528,043 bekannt.

Bei vielen Anwendungen derartiger Röntgendetektoren fällt die Röntgenstrahlung nicht senkrecht, sondern schräg auf die für Röntgenstrahlen empfindliche Fläche des Röntgendetektors auf. Bei den Verfahren mit Projektionsgeometrie, beispielsweise der Radiographie und der Durchleuchtung, führt dies zu einer Verschlechterung der Ortsauflösung.

Dieser Effekt ist um so stärker ausgeprägt,

• 1. desto näher sich die Röntgenröhre am Röntgendetektor be­ findet,
• 2. desto größer die lateralen Abmessungen des Röntgendetek­ tors sind,
• 3. desto dicker die strahlungsabsorbierende Schicht ist und
• 4. desto feiner das Bildpunktraster bei einem digitalen Röntgendetektor ist.

Ein besonders ungünstiger Fall stellt die Mammographie dar. Hier beträgt der Abstand vom Röntgen-Fokus zum Röntgendetek­ tor bzw. Film typischerweise nur ca. 60 cm gegenüber dem üb­ lichen Abstand von ca. 100 cm in der Radiographie. Da die Röntgenröhre direkt über der Brustwand angeordnet wird, be­ trägt die laterale Ausdehnung vom Auftreffpunkt des Lots aus gerechnet in Richtung auf die Brustspitze die volle Kanten­ länge des Röntgendetektors, während das Lot in der Radiogra­ phie in Detektormitte auftrifft und somit nur die Hälfte der Kantenlänge zu rechnen ist. Das Bildpunktraster ist ebenfalls wegen der geforderten hohen Ortsauflösung sehr klein. Es be­ trägt typischerweise einen Wert von < 100 µm.

Um eine hohe Quantenabsorption zu erreichen, muß die Röntgen­ strahlen absorbierende Schicht möglichst dick ausgebildet sein, wodurch sich der störende Effekt noch weiter verstärkt.

In Fig. 1 ist die Ortsauflösung in Form einer simulierten Kurve der Modulationsübertragungsfunktion (MTF-Kurve) darge­ stellt. In der Fig. 1 ist der Kontrast über der Ortsfrequenz aufgetragen. Die Kurvenschar zeigt den Verlauf der MTF in 5 cm-Schritten von einem Ort direkt unterhalb der Röntgenröhre (oberer Kurvenverlauf) und bis zu einem Ort in einem Abstand von bis zu 24 cm - die unterste Kurve entspricht der MTF im Abstand von 24 cm. Es wurde von einem Fokusabstand von 57 cm, einer Dicke der absorbierenden Schicht von 200 µm und einem Bildpunktraster von 85 µm ausgegangen. Die MTF wurde durch die sinc-Funktion angenähert. Man sieht, daß die MTF zum Bildrand hin deutlich abnimmt. In dem Buch "Das Röntgenfern­ sehen" von Gebauer et al., 2. Auflage, Georg Thieme Verlag Stuttgart, ist auf den Seiten 26 ff ausgeführt, daß die Er­ kennbarkeitsschwelle bei einer Ortsfrequenz liegt, bei der der Kontrast auf einem Wert von 0,05 abgesunken ist (siehe insbesondere Seite 28, rechte Spalte, vorletzter Absatz). Dieser Schwellwert wurde als Gerade in die Fig. 1 eingetra­ gen. Somit läßt sich Fig. 1 entnehmen, daß das Auflösungs­ vermögen von einer Ortsfrequenz von < 10 Lp/mm (Linienpaaren pro mm) bei senkrechtem Einfall auf bis zu 4 bei einem Ab­ stand von 24 cm absinkt.

Diese Abschätzung der MTF ist jedoch pessimistisch, da die Absorptionslängen der Röntgenstrahlung bei Schichtdicken, die eine sehr hohe Quanteneffizienz (DQE) gewährleisten, kleiner als die Schichtdicke sind. Bei Selen und einer mittleren Quantenenergie von 22 keV ergeben sich beispielsweise eine mittlere Absorptionslänge von 65 µm.

Aus der US 5,570,403 ist ein Computertomograph bekannt, der unterschiedliche Szintillatordicken aufweist.

In der JP A 61-201 183 ist ein Szintillator beschrieben, der im mittleren Detektorbereich dünner als im äußeren Detektor­ bereich ausgebildet ist.

Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, eine Röntgendiagno­ stikeinrichtung der eingangs genannten Art derart auszubil­ den, daß die MTF annähernd konstant bleibt.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die Röntgenstrahlen absorbierende Schicht im Bereich eines annä­ hernd senkrechten Strahleneinfalls des Röntgenstrahlenbündels dicker ausgebildet ist als im Bereich eines schrägen Strah­ leneinfalls. Dadurch läßt sich erreichen, daß die Reduktion der Modulationsübertragungsfunktion (MTF) im Bereich eines schrägen Strahlungseinfalls möglichst gering bleibt. Dabei muß berücksichtigt werden, daß bei einer geringeren Schicht­ dicke die Quantenausbeute (DQE) abnimmt.

Erfindungsgemäß kann die Dicke der Röntgenstrahlen absorbie­ renden Schicht im Bereich des annähernd senkrechten Strahlen­ einfalls des Röntgenstrahlenbündels konstant sein.

Ein derartiger Röntgendetektor läßt sich für normale Radio­ graphie einsetzen, wenn die Dicke der Röntgenstrahlen absor­ bierenden Schicht in der Mitte des Röntgenbildwandlers kon­ stant und an dessen Seitenbereichen reduziert ist.

Der Röntgendetektor läßt sich für mammographische Aufnahmen verwenden, wenn die Dicke der Röntgenstrahlen absorbierenden Schicht in einem Seitenbereich des Röntgenbildwandlers kon­ stant und sich zu dessem anderen Seitenbereich verringert.

Die Seite mit der konstanten Schichtdicke ist dabei der Brustwand zugewandt.

Erfindungsgemäß kann die Dicke der Röntgenstrahlen absorbie­ renden Schicht vom Bereich des senkrechten Strahleneinfalls des Röntgenstrahlenbündels nach außen hin, d. h. vom Zentral­ strahl aus monoton nichtlinear, beispielsweise gemäß einer hyperbelförmigen oder Cosinus-Funktion, oder linear abnehmen.

Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die Röntgenstrah­ len absorbierende Schicht eine Halbleiterschicht aus amorphem Selen aufweist und die Bildelemente Schaltelemente enthalten. Als Alternative kann die Röntgenstrahlen absorbierende Schicht einen Szintillator und die Bildelemente Photodioden aufweisen. Als Szintillator kann Cäsiumjodid oder Gadoliniu­ moxisulfid verwendet werden und die Photodioden können eine Halbleiterschicht aus amorphem Silizium aufweisen.

Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zei­ gen:

Fig. 1 eine simulierte Ortsauflösung in Form von MTF-Kurven eines Röntgendetektors,

Fig. 2 eine Röntgendiagnostikeinrichtung mit einem Röntgendetektor,

Fig. 3 ein Röntgengerät für die Mammographie mit ei­ nem Röntgendetektor,

Fig. 4 bis 6 erfindungsgemäße Röntgendetektoren für unter­ schiedliche Einsätze und

Fig. 7 eine simulierte Ortsauflösung in Form von MTF-Kurven eines erfindungsgemäßen Röntgende­ tektors.

In der Fig. 2 ist eine Röntgendiagnostikeinrichtung mit ei­ ner Röntgenröhre 1 dargestellt, die von einem Hochspan­ nungsgenerator 2 betrieben wird. Die Röntgenröhre 1 sendet ein Röntgenstrahlenbündel 3 aus, das einen Patienten 4 durch­ dringt und auf einen Röntgendetektor 5 entsprechend der Transparenz des Patienten 4 geschwächt fällt.

Der Röntgendetektor 5, beispielsweise ein Festkörperbildwand­ ler aus amorphem Silizium (aSi : H), wandelt das Röntgenstrah­ lenbild in elektrische Signale um, die in einem daran ange­ schlossenen digitalen Bildsystem 6 verarbeitet und einem Mo­ nitor 7 zur Wiedergabe des Röntgenstrahlenbildes zugeführt werden. Das digitale Bildsystem 6 kann in bekannter Weise Verarbeitungsschaltungen, Wandler, Differenzstufen und Bild­ speicher aufweisen.

In Fig. 3 ist schematisch ein Röntgengerät zur Herstellung von mammographischen Aufnahmen mit der Röntgenröhre 1 darge­ stellt, die patientennahe so gegenüber dem Röntgendetektor 5 angeordnet ist, daß anatomische Details nahe der Brustwand 8 einer Patientin 4 gut sichtbar gemacht werden können. Dies hat zur Folge, daß die Röntgenstrahlung an einem Seitenbe­ reich 9 des Röntgendetektors 5 lotrecht, am anderen Seitenbe­ reich 10 des Röntgendetektors 5 jedoch unter einem schrägen Winkel einfällt.

Der in Fig. 4 dargestellte erfindungsgemäße Röntgendetektor 5 besteht beispielsweise aus einer Matrix 11 von Dünnfilm­ schaltern, die vorzugsweise aus amorphem Silizium hergestellt sind und auf einem Glassubstrat 12 aufgebaut sind. Über die­ ser Schaltermatrix 11 ist eine Halbleiterschicht 13 aus amor­ phem Selen als Röntgenstrahlen absorbierende Schicht aufge­ bracht, welche die eintreffenden Röntgenquanten absorbiert und in Ladungsträger wandelt. Die Größe der aktiven Fläche dieses Röntgendetektors 5 kann beispielsweise 24 × 30 cm² be­ tragen. Die Dicke der Halbleiterschicht 13 beträgt beispiels­ weise auf dem im Betrieb der Brustwand 8 zugewandten Seiten­ bereich 9 des Röntgendetektors 5200 µm und fällt nach 8 cm bei einem Bereich 14 zum Rand hin ab, so daß die Halbleiter­ schicht 13 beispielsweise im Seitenbereich 10 noch 120 µm dick ist.

In Fig. 5 ist eine weitere erfindungsgemäße Ausführungsform eines Röntgengerätes für radiographische Aufnahmen oder für Durchleuchtung dargestellt. Hierbei trifft die Röntgenstrah­ lung senkrecht auf die Mittenbereich 15 der empfindlichen De­ tektorfläche auf. Der Röntgendetektor 5 besteht auch hier aus einem Glassubstrat 12 mit einer Schaltmatrix 11. Darauf be­ findet sich wieder amorphes Selen als Röntgenstrahlen absor­ bierende Halbleiterschicht 13.

Wenn die Schaltmatrix 11 außerdem Photodioden beinhaltet, kann statt der Selenschicht auch ein Szintillator, wie bei­ spielsweise Cäsiumjodid oder Gadoliniumoxisulfid, als Rönt­ genstrahlen absorbierende Schicht verwendet werden.

Die Dicke der Röntgenstrahlen absorbierenden Schicht 13 wird in dem Mittenbereich 15 so dick wie möglich gewählt, soweit es die gewünschte Ortsauflösung zuläßt. Dies könnten bei­ spielsweise 500 µm sein. Zu den Seitenbereichen 16 hin nimmt dann die Schichtdicke auf beispielsweise 200 µm ab.

Die Abnahme der Schichtdicke muß nicht linear erfolgen, sie kann auch einen anhand der Fig. 6 gezeigten hyperbelförmigen Verlauf 17 aufweisen oder einer anderen Funktion folgen. So kann die Dicke der Röntgenstrahlen absorbierenden Schicht 13 auch vom Bereich des senkrechten Strahleneinfalls des Rönt­ genstrahlenbündels 3 nach außen hin von einer ersten Schicht­ dicke gemäß einem cosinus-Verlauf auf eine zweite Schichtdic­ ke abnehmen. Dies orientiert sich daran, welcher gewünschte Verlauf technologisch herstellbar ist.

Durch die erfindungsgemäße Reduzierung der Schichtdicke der Röntgenstrahlen absorbierenden Schicht zum Rand hin macht sich der Schrägeinfall der Strahlung nicht so stark bemerkbar und die MTF bleibt auch zum Rand hin hoch, wie dies die Fig. 7 zeigt, in der die Ortsauflösung wie in Fig. 1 dargestellt ist, wobei zwischen 8 und 24 cm Abstand die Schichtdicke li­ near von 200 µm auf 120 µm reduziert wurde. Der Fig. 7 läßt sich entnehmen, daß das Auflösungsvermögen von einer Ortsfre­ quenz von < 10 Lp/mm bei senkrechtem Einfall auf knapp 7 Lp/mm bei einem Abstand von 24 cm absinkt. Dabei sind die ersten drei Kurven (0,4 und 8 cm) unverändert, da der Ab­ stand erst ab 8 cm verringert wird. Die weiteren Kurven lie­ gen dicht beieinander, so daß die Wirkungsweise der Reduzie­ rung der Schichtdicke deutlich zu erkennen ist.

Der Nachteil einer solchen Anordnung könnte darin liegen, daß die Röntgenabsorption am Rand des Röntgendetektors geringer als in der Mitte ist. Dies wird zum Teil dadurch kompensiert, daß der Absorptionsweg der Strahlung durch den Schrägeinfall länger ist.

Die resultierende Abnahme der Detektor-Empfindlichkeit bei reduzierter Schichtdick kann ohne Schwierigkeiten insbesonde­ re dann rechnerisch kompensiert werden, wenn ohnehin eine bildpunktweise Verstärkungskorrektur vorgesehen ist.

Bislang lag das Bestreben bei der Herstellung von Röntgen- Detektoren, die strahlungsabsorbierende Schicht so homogen wie möglich herzustellen. Dies führt zu einer gleichmäßigen Helligkeit im Bild. Der MTF-Abfall zum Bildrand hin wurde in Kauf genommen.

Da die neuen digitalen Röntgendetektoren für jeden Bildpunkt eine Kompensation der Empfindlichkeit vorsehen, ist der Ab­ fall der Empfindlichkeit kein Hindernis mehr. Das korrigierte Signal ist auf jeden Fall homogen hell und weist mit der er­ findungsgemäß ausgebildeten Schichtdicke auch eine praktisch homogene Ortsauflösung auf.

Dabei sollte das Dickenprofil der Schicht erfindungsgemäß an der Stelle flach sein, an der das Lot der einfallenden Strah­ lung auf den Röntgendetektor fällt. Da der o. a. Effekt in ei­ nigen cm Umkreis um die Mitte gering ist, kann die Schicht­ dicke dort konstant bleiben. Weiter außen wird dann die Schichtdicke so reduziert, daß der MTF-Verlust durch die Schrägeinstrahlung über die Detektorfläche gering bleibt.

Claims (10)

1. Röntgendiagnostikeinrichtung mit einer Röntgenstrahlen­ quelle (1), die ein divergierendes Röntgenstrahlenbündel (3) aussendet, das auf einen ebenen Röntgenbildwandler unter unterschiedlichen Winkeln auftrifft, der ein Sub­ strat (12), in einer Matrix (11) angeordnete Bildelemente mit einer Halbleiterschicht und eine Röntgenstrahlen ab­ sorbierende Schicht (13) aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenstrahlen absorbierende Schicht (13) im Bereich eines senkrechten Strahleneinfalls des Röntgenstrahlenbündels (3) dicker ausgebildet ist als im Bereich eines schrägen Strahlen­ einfalls.

2. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 1, da­ durch gekennzeichnet, daß die Dic­ ke der Röntgenstrahlen absorbierenden Schicht (13) im Be­ reich des annähernd senkrechten Strahleneinfalls des Röntgenstrahlenbündels (3) konstant ist.

3. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Dicke der Röntgenstrahlen absorbierenden Schicht (13) in der Mitte (15) des Röntgenbildwandlers konstant und an dessen Seitenbereichen (16, 17) reduziert ist.

4. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Dicke der Röntgenstrahlen absorbierenden Schicht (13) in einem Seitenbereich (9) des Röntgenbildwandlers konstant ist und sich zu dessem anderen Seitenbereich (10) verrin­ gert.

5. Röntgendiagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Dicke der Röntgenstrahlen absorbierenden Schicht (13) vom Bereich des senkrechten Strahleneinfalls des Röntgenstrahlenbündels (3) nach außen hin nichtlinear ab­ nimmt.

6. Röntgendiagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Dicke der Röntgenstrahlen absorbierenden Schicht (13) vom Bereich des senkrechten Strahleneinfalls des Röntgenstrahlenbündels (3) nach außen hin gemäß einem hy­ perbelförmigen Verlauf abnimmt.

7. Röntgendiagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Dicke der Röntgenstrahlen absorbierenden Schicht (13) vom Bereich des senkrechten Strahleneinfalls des Röntgenstrahlenbündels (3) nach außen hin von einer er­ sten Schichtdicke gemäß einem cosinus-Verlauf auf eine zweite Schichtdicke abnimmt.

8. Röntgendiagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Dicke der Röntgenstrahlen absorbierenden Schicht (13) vom Bereich des senkrechten Strahleneinfalls des Röntgenstrahlenbündels (3) nach außen hin linear abnimmt.

9. Röntgendiagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenstrahlen absorbierende Schicht eine Halb­ leiterschicht (13) aus amorphem Selen aufweist und die Bildelemente Schaltelemente enthalten.

10. Röntgendiagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenstrahlen absorbierende Schicht einen Szin­ tillator und die Bildelemente Photodioden aufweisen.