WO2004071299A1 - Röntgendetektor - Google Patents

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WO2004071299A1
WO2004071299A1 PCT/EP2004/000924 EP2004000924W WO2004071299A1 WO 2004071299 A1 WO2004071299 A1 WO 2004071299A1 EP 2004000924 W EP2004000924 W EP 2004000924W WO 2004071299 A1 WO2004071299 A1 WO 2004071299A1
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WO
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detector
ray
pixels
ray detector
subpixels
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PCT/EP2004/000924
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English (en)
French (fr)
Inventor
Björn HEISMANN
Thomas Von Der Haar
Original Assignee
Siemens Aktiengesellschaft
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Publication date
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Priority to JP2006501699A priority patent/JP2006519368A/ja
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2921—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras
    • G01T1/2928—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras using solid state detectors

Definitions

  • the invention relates to an X-ray detector. It relates in particular to an X-ray detector for radiographic examination devices, such as computer tomographs or X-ray devices for mammography or angiography.
  • the x-ray detectors of known radiographic examination devices differ because of the different measurement requirements.
  • the x-ray detectors are specially adapted in terms of their spatial and temporal resolution, the detector area, the quantum efficiency and the readout rate. Even with a modular design of the known x-ray detectors, their detector modules are not interchangeable with the various radiographic examination devices. The development, manufacture and provision of detector modules specially adapted to the respective measurement requirements require a great deal of effort.
  • EP 0 819 406 AI describes a computer tomograph.
  • the detector consists of several parallel detector lines, each of which is formed from detector elements arranged next to one another.
  • the detector rows can each consist of several detector modules.
  • the proposed detector modules are specially adapted to the requirements of a detector for a computer tomograph. They are not universally suitable for the manufacture of other radiographic examination devices.
  • a computer tomograph with a multi-cell detector is known.
  • Each line consists of a large number of detector elements arranged side by side.
  • Each of the detector elements consists of a scintillator ceramic and a downstream photodiode.
  • the Detector elements are connected in groups to the electronics and separated.
  • DE 195 02 574 C2 discloses a computer tomograph with an area detector which has N lines. Each of the lines consists of M detector elements arranged side by side. In order to reduce the complexity of the area detector with respect to reading, data rate and reconstruction to an achievable level, the detector elements of several lines are interconnected. The interconnected detector elements form a detector column. The interconnection effects an addition of the analog output signals of the detector elements. The added output signals are digitized in a downstream electronics and processed into image information.
  • a computer tomograph with an area detector is known from DE 196 00 115 Cl.
  • the area detector consists of a large number of sub-detectors, which in turn are formed from a matrix of detector elements.
  • DE 101 06 221 AI describes an X-ray detector in which detector elements arranged in a matrix can be formed from a semiconductor material. Absorbed X-ray quanta are directly converted into an electrical charge signal due to their absorption, the size of which is roughly proportional to the absorbed energy. To optimize the measurement in a large dynamic range, it is proposed to carry out a counting method and an integration method for the generated charge signals in parallel in an evaluation unit connected downstream of the detector elements. The results of both methods are used together in a data processing unit and for determining an overall result. used for the amount of X-rays absorbed.
  • the proposed detector can be constructed modularly, the modules are nevertheless not universally suitable for the production of different X-ray examination devices.
  • the object of the present invention is to eliminate the disadvantages of the prior art.
  • a universal X-ray detector is to be provided, which is suitable as a component for the production of different radiographic examination devices.
  • an X-ray detector is provided
  • each of the pixels being formed from one or more subpixels
  • each of the subpixels having a detector material for the direct conversion of incident X-rays into electrical signals
  • a device for converting the electrical signals into corresponding digital signals is assigned to each of the subpixels
  • the proposed X-ray detector is universal. By providing a device for processing the digital signals, the size of the pixels and possibly the total signal generated by adding the digital signals of the subpixels can be adapted to the respective measurement requirements.
  • the proposed X-ray detector can be used equally for X-ray computed tomography and radiography.
  • a “pixel” is understood to mean a subpixel or a group of subpixels.
  • Each sub-pixel forms an X-ray detector element.
  • Digital signals supplied by a plurality of x-ray detector elements can be added to a digital overall signal by means of the processing device in accordance with a predetermined program. If a pixel is formed by a group of subpixels, errors due to defective subpixels can be recognized and corrected. The function of the pixel is retained despite a defect in one or more subpixels.
  • the proposed X-ray detector is particularly reliable and durable.
  • the overall digital signal is the signal of the pixel and, as such, serves to generate a pixel on a screen of a computer system or a printout generated thereby.
  • An “electrical signal” is understood in particular to mean an electrical charge signal. Such an electrical charge signal is absorbed by X-ray quanta using directly converting materials such.
  • B. semiconductors such as GaAs, CdTe, CdZnTe or photoconductors such as Se, Pbl 2 or PbO.
  • the processing device expediently has a means for setting the number of sub-pixels forming a pixel and / or for selecting the number of sub-pixels used per pixel for evaluation. With the means of adjustment the size and / or the arrangement of a pixel forming subpixel.
  • the means of recruitment can be a fixed, predetermined program.
  • the number and / or the arrangement of the sub-pixels forming a pixel is set, in particular as a function of the required data transmission rate R. The following applies:
  • d is the lateral dimension of the subpixels.
  • the value c defines the number of subpixels to be interconnected with the side dimension d to one pixel.
  • the proposed X-ray detector is suitable for both computed tomography and radiography.
  • a correction device for correcting an overall signal which is reduced as a result of the failure of one or more of the subpixels.
  • This can be a suitably programmed integrated circuit which compares the overall signal supplied by a pixel with a predetermined overall signal. If a change is detected, a change in the assignment of the subpixels within the pixel can be initiated depending on the specified program. However, it is also possible for the reduced overall signal to be corrected or normalized in accordance with the measured difference.
  • the correction device expediently has a comparator for comparing an overall signal generated upon irradiation with a known X-ray intensity with a predetermined overall signal or a maximum value of the overall signal of further pixels.
  • the correction device can also have a means for changing the selection of the subpixels used for measuring the overall signal.
  • the detector material is a cadmium telluride, cadmium zinc telluride or mercury iodide. Mixtures of these substances with one another or with other substances are also possible.
  • the detector material is expediently in a thickness which guarantees the necessary dose quantum efficiency (DQE) for the intended measurement purposes. In the case of an X-ray detector for computed tomography, the required DQE of> 90% is achieved with a thickness of 1.4 mm cadmium telluride.
  • the thickness of the detector material is expediently to be selected such that the detector elements can be used equally for different measurement purposes.
  • a predetermined number of pixels and the devices associated with their subpixels for conversion are an exchangeable detector module executed.
  • a detector module is equally suitable for producing a detector, for example for X-ray computed tomography as well as for X-ray equipment.
  • the processing device and / or the correction device is part of the detector module.
  • FIG. 3 shows the schematic structure of a detector module in a first circuit
  • FIG. 4 shows the schematic structure of a detector module according to FIG. 3 in a second circuit
  • FIG. 6 shows an X-ray surface detector with second modules.
  • a first detector element schematically shows a first detector element.
  • a first electrode 2 which faces a radiation source (not shown here), is applied to a direct converter layer 1 (for example Cd (Zn) Te) formed from a material for directly converting the energy of absorbed X-ray quanta into an electrical charge signal.
  • a direct converter layer 1 for example Cd (Zn) Te
  • CMOS counter electronics 4 is electrically connected via bonding contacts 5 to conductor tracks (not shown here) on a carrier substrate 6.
  • the second detector element shown in FIG. 2 is constructed similarly to the first detector element shown in FIG. 1.
  • the CMOS counting electronics 4 are connected to the carrier substrate 6 via “ball grid contacts 7” (“plated through”).
  • FIG. 3 and 4 show plan views of an X-ray detector module 8, several circuit variants I, II, III being indicated.
  • a digital output is designated by reference number 11. In this case, the digital signal supplied by each detector element is interpreted and further processed as the overall signal of the pixel.
  • the device for processing the digital signals can be a special device arranged downstream of the CMOS cell electronics. However, the device can also be combined with the CMOS cell electronics 4 in a single component. It is particularly advantageous if the device for processing the digital signals is programmable. In this case, it is possible to manufacture X-ray detectors according to the invention in one and the same hardware configuration. Depending on the measurement requirement, the x-ray detector can then be configured accordingly by means of the device for processing the digital signals.
  • the device for processing can, for. B. can be programmed to achieve a high resolution so that each sub-pixel forms a pixel.
  • the "binning" is indicated in the figures with a dashed line.
  • an X-ray detector module 8 which is suitable, for example, for X-ray computed tomography and other applications, it is expedient to provide sub-pixels with an edge length in the range from 50 to 200 ⁇ m, preferably 100 ⁇ m.
  • 100 subpixels are interconnected.
  • the overall size of the X-ray detector module is, for example, in the range of an edge length of a few centimeters, for example. B. 5 2 cm 2 .
  • Such a module comprises 100,000 subpixels, corresponding to 1,000 pixels with an edge length of 1 mm. In this case, the failure of a single subpixel 9 would cause a gain error of the order of 1%, which can be compensated for without a loss in image quality.
  • the proposed X-ray detector module 8 is particularly advantageous and universal when the CMOS electronic counter is programmable.
  • the size and number of the subpixels 9 to be interconnected can be set by means of programming.
  • the X-ray detection door module 8 can be easily adapted to the respective measurement purpose.
  • FIG. 5 and 6 schematically show the arrangement of a plurality of modules or x-ray detector modules 8 for constructing an x-ray surface detector.
  • the connections of the x-ray detector modules 8 are led out laterally, in particular on the long side of the x-ray surface detector, and combined to form lines 12 (power-in and data I / O lines). They lead to a digital controller 10, the data output of which is designated 13.
  • the x-ray detector modules 8 are contacted on their rear side and connected to the digital controller 10 by means of the lines 12 (power-in and data I / O lines).

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Abstract

Die Erfindung betrifft einen Röntgendetektor mit einer Mehr-zahl von Pixeln, wobei jedes der Pixel aus einem oder mehre-ren Subpixeln (9) gebildet ist, wobei jedes der Subpixel (9) ein Detektormaterial (1) zur unmittelbaren Umwandlung einfal-lender Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal aufweist, wobei jedem der Subpixel (9) eine Einrichtung (4) zur Umwand-lung der elektrischen Signale in korrespondierende digitale Signale zugeordnet ist, und wobei eine Einrichtung zur Verar-beitung der digitalen Signale in ein die Anzahl und/oder die Energie der auf das Pixel eingefallenen Röntgenquanten reprä-sentierenden digitalen Gesamtsignals vorgesehen ist.

Description

Beschreibung
Röntgendetektor
Die Erfindung betrifft einen Röntgendetektor. Sie betrifft insbesondere einen Röntgendetektor für radiografische Untersuchungsgeräte, wie Computertomografen oder Röntgengeräte für die Mammografie oder die Angiografie.
Die Röntgendetektoren bekannter radiografischer Untersuchungsgeräte unterscheiden sich wegen der unterschiedlichen Messanforderungen. Die Röntgendetektoren sind insbesondere hinsichtlich ihrer räumlichen und zeitlichen Auflösung, der Detektorfläche, der Quanteneffizienz und der Ausleserate spe- ziell angepasst. Auch bei einer modularen Ausgestaltung der bekannten Röntgendetektoren sind deren Detektormodule bei den verschiedenen radiografischen Untersuchungsgeräten nicht austauschbar. Die Entwicklung, Herstellung und Bereitstellung speziell an die jeweiligen Messanforderungen angepasster De- tektor odule erfordern einen hohen Aufwand.
Die EP 0 819 406 AI beschreibt einen Computertomografen. Der Detektor besteht dabei aus mehreren parallelen Detektorzeilen, die jeweils aus nebeneinander angeordneten Detektorele- enten gebildet sind. Die Detektorzeilen können jeweils aus mehreren Detektormodulen bestehen. Die vorgeschlagenen Detektormodule sind speziell an die Erfordernisse eines Detektors für einen Computertomografen angepasst. Sie sind nicht universell zur Herstellung anderer radiografischer Untersu- chungsgeräte geeignet.
Aus der DE 199 35 093 AI ist ein Computertomograf mit einem mehrzelligen Detektor bekannt. Jede Zeile besteht aus einer Vielzahl nebeneinander angeordneter Detektorelemente. Jedes der Detektorelemente besteht aus einer Szintillatorkeramik und einer nachgeordneten Fotodiode. Zur Verringerung des Aufwands einer dem Detektor nachgeordneten Elektronik können die Detektorelemente gruppenweise mit der Elektronik verbunden und getrennt werden.
Die DE 195 02 574 C2 offenbart einen Computertomografen, mit einem Flächendetektor, der N Zeilen aufweist. Jede der Zeilen besteht aus M nebeneinander angeordneten Detektorelementen. Um die Komplexität des Flächendetektors bezüglich Auslesung, Datenrate und Rekonstruktion auf ein realisierbares Maß zu reduzieren, werden die Detektorelemente mehrerer Zeilen zu- sammengeschaltet. Die zusammengeschalteten Detektorelemente bilden eine Detektorspalte. Die Zusammenschaltung bewirkt eine Addition der analogen Ausgangssignale der Detektorelemente. Die addierten Ausgangssignale werden in einer nachgeschalteten Elektronik digitalisiert und zu Bildinformationen weiterverarbeitet.
Aus der DE 196 00 115 Cl ist ein Computertomograf mit einem Flächendetektor bekannt. Der Flächendetektor besteht aus einer Vielzahl von Teildetektoren, die wiederum aus einer Mat- rix von Detektorelementen gebildet sein. Um im Hinblick auf die Leistungsfähigkeit einer nachgeordneten Elektronik die Auslesung des Flächendetektors zu optimieren, wird vorgeschlagen, die Detektorelemente jedes Teildetektors sequen- ziell auszulesen.
Die DE 101 06 221 AI beschreibt einen Röntgendetektor, bei dem matrixartig angeordnete Detektorelemente aus einem Halbleitermaterial gebildet sein können. Absorbierte Röntgenquanten werden infolge ihrer Absorption unmittelbar in ein elekt- risches Ladungssignal umgewandelt, dessen Größe etwa_ proportional zur absorbierten Energie ist. Zur Optimierung der Messung in einem großen Dynamikbereich wird vorgeschlagen, in einer den Detektorelementen nachgeschalteten Auswerteeinheit parallel ein Zählverfahren und ein Integrationsverfahren für die erzeugten Ladungssignale durchzuführen. Die Ergebnisse beider Verfahren werden in einer Datenverarbeitungseinheit gemeinsam verwendet und zur Bestimmung eines Gesamtergebnis- ses für die absorbierte Menge an Röntgenstrahlung genutzt. Der vorgeschlagene Detektor lässt sich zwar modular aufbauen, die Module sind gleichwohl nicht universell zur Herstellung von unterschiedlichen röntgenografischen Untersuchungsgeräten geeignet.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, die Nachteile nach dem Stand der Technik zu beseitigen. Es soll insbesondere ein universeller Röntgendetektor bereitgestellt werden, der sich als Komponente zur Herstellung unterschiedlicher radiografischer Untersuchungsgeräte eignet.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale des Anspruchs 1 gelöst. Zweckmäßige Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus den Merkmalen der Ansprüche 2 bis 8.
Nach Maßgabe der Erfindung ist ein Röntgendetektor vorgesehen,
mit einer Mehrzahl von Pixeln,
wobei jedes der Pixel aus einem oder mehreren Subpixel/n gebildet ist,
wobei jedes der Subpixel ein Detektormaterial zur unmittelbaren Umwandlung einfallender Röntgenstrahlung in elektrische Signale aufweist,
wobei jedem der Subpixel eine Einrichtung zur Umwandlung der elektrischen Signale in korrespondierende digitale Singale zugeordnet ist,
und wobei eine Einreichung zur Verarbeitung der digitalen Signale in ein die Anzahl und/oder die Energie der auf das Pixel eingefallenen Röntgenquanten repräsentierendes digitales Gesamtsignal vorgesehen ist. Der vorgeschlagene Röntgendetektor ist universell. Durch das Vorsehen einer Einrichtung zur Verarbeitung der digitalen Signale kann die Größe der Pixel und ggf. das durch Addition der digitalen Signale der Subpixel erzeugte Gesamtsignal an die jeweiligen Messanforderungen angepasst werden. Der vorgeschlagene Röntgendetektor kann gleichermaßen für die Röntgen- Computertomografie und die Radiografie verwendet werden.
Unter einem "Pixel" wird im Kontext der vorliegenden Erfin- düng ein Subpixel oder eine Gruppe von Subpixeln verstanden. Jedes Subpixel bildet ein Röntgen-Detektorelement . Von mehreren Röntgen-Detektorelementen gelieferte digitale Signale können mittels der Einrichtung zur Verarbeitung entsprechend einem vorgegebenen Programm zu einem digitalen Gesamtsignal addiert werden. Wenn ein Pixel durch eine Gruppe von Subpixel gebildet ist, können Fehler durch defekte Subpixel erkannt und korrigiert werden. Die Funktion des Pixels bleibt trotz eines Defekts eines oder mehrerer Subpixel erhalten. Der vorgeschlagene Röntgendetektor ist besonders zuverlässig und langlebig.
Das digitale Gesamtsignal ist das Signal des Pixels und dient als solches zur Erzeugung eines Bildpunkts auf einem Bildschirm einer EDV-Anlage oder eines davon erzeugten Ausdrucks .
Unter einem "elektrischen Signal" wird insbesondere ein e- lektrisches Ladungssignal verstanden. Ein solches elektrisches Ladungssignal wird bei Absorption von Röntgenquanten mittels direkt konvertierender Materialien, z. B. Halblei- tern, wie GaAs, CdTe, CdZnTe oder Fotoleitern, wie Se, Pbl2 oder PbO, bewirkt.
Die Einrichtung zur Verarbeitung weist zweckmäßigerweise ein Mittel zur Einstellung der Anzahl der ein Pixel bildenden Subpixel und/oder zur Auswahl der Anzahl der pro Pixel zur Auswertung verwendeten Subpixel auf. Mit dem Mittel zur Einstellung wird die Größe und/oder die Anordnung der ein Pixel bildenden Subpixel festgelegt. Bei dem Mittel zur Einstellung kann es sich um ein fest vorgegebenes Programm handeln. Dabei wird die Anzahl und/oder die Anordnung der ein Pixel bildenden Subpixel, insbesondere in Abhängigkeit der benötigten Da- tenübertragungsrate R, eingestellt. Es gilt:
R = b * f * A / (c * d2) ,
wobei
b die Bittiefe,
f die Aufnahmefrequenz in Bilder/Sekunde,
A die röntgenografische Untersuchungsfläche,
c die Anzahl der zusammengeschalteten Subpixel und
d das Seitenmaß der Subpixel ist.
Der Wert c legt die Anzahl der zusammenzuschaltenden Subpixel mit dem Seitenmaß d zu einem Pixel fest. Der vorgeschlagene Röntgendetektor eignet sich sowohl für die Computertomographie als auch für die Radiographie. Für einen Röntgendetektor für die Computertomographie mit einer Bittiefe von b = 16, einer Aufnahmefrequenz von f = 5000 Bilder/Sekunde, einer röntgenografischen Untersuchungsfläche A von 500 cm2 und einer Pixelgröße (c * d2) von 1 mm2 ergibt sich eine Datenübertragungsrate R von 4 Gb/Sekunde. Für einen Detektor für die Röntgenographie mit einer Bittiefe von B = 14, einer Aufnahmefrequenz von f = 30 Bilder/Sekunde, einer röntgenografi- schen Untersuchungsfläche von A = 40 cm2 und einer Pixelgröße von (c * d2) = 100 μm2 ergibt sich eine Datenübertragungsrate R von 6,72 Gb/Sekunde. Das zeigt, dass mit dem erfindungsge- mäßen Röntgendetektor ein weiter Bereich von Messanforderungen abgedeckt werden kann. Nach einem weiteren Ausgestaltungsmerkmal ist eine Korrektureinrichtung zur Korrektur eines infolge des Ausfalls einer oder mehrerer der Subpixel verringerten Gesamtsignals vorgesehen. Dabei kann es sich um einen entsprechend programmier- ten integrierten Schaltkreis handeln, der das von einem Pixel gelieferte Gesamtsignal mit einem vorgegebenen Gesamtsignal vergleicht. Sofern eine Änderung festgestellt wird, kann in Abhängigkeit des vorgegebenen Programms eine Änderung der Belegung der Subpixel innerhalb des Pixels veranlasst werden. Es ist aber auch möglich, dass das verringerte Gesamtsignal entsprechend der gemessenen Differenz korrigiert bzw. normiert wird.
Die Korrektureinrichtung weist zweckmäßigerweise einen Ver- gleicher zum Vergleich eines bei Bestrahlung mit einer bekannten Röntgenintensität erzeugten Gesamtsignals mit einem vorgegebenen Gesamtsignal oder einem Maximalwert des Gesamtsignals weiterer Pixel auf. Zur Korrektur kann die Korrektureinrichtung auch ein Mittel zur Änderung der Auswahl der zur Messung des Gesamtsignals verwendeten Subpixel aufweisen.
Nach einer weiteren Ausgestaltung ist das Detektormaterial ein Cadmium-Tellurid, Cadmium-Zink-Tellurid oder Quecksilber- Jodid. Es sind auch Mischungen dieser Stoffe untereinander oder mit anderen Stoffen möglich. Das Detektormaterial liegt zweckmäßigerweise in einer Dicke vor, welche für die vorgesehenen Messzwecke die notwendige Dosisquanteneffizienz (DQE) garantiert. Im Falle eines Röntgendetektors für die Computer- tomografie wird die erforderliche DQE von > 90 % bei einer Dicke von 1,4 mm Cadmium-Tellurid erreicht. Die Dicke des Detektormaterials ist zweckmäßigerweise so auszuwählen, dass die Detektorelemente gleichermaßen für verschiedene Messzwecke einsetzbar sind.
Nach einem weiteren Ausgestaltungsmerkmal sind eine vorgegebene Anzahl von Pixeln und die deren Subpixeln zugeordneten Einrichtungen zur Umwandlung als austauschbares Detektormodul ausgeführt. Ein solches Detektormodul eignet sich gleichermaßen zur Herstellung eines Detektors, beispielsweise für die Röntgen-Computertomografie wie auch für röntgenografische Geräte. Vorteilhaft ist in diesem Zusammenhang, dass die Einrichtung zur Verarbeitung und/oder die Korrektureinrichtung Bestandteil des Detektormoduls ist.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 den schematischen Aufbau eines ersten Detektorelements,
Fig. 2 den schematischen Aufbau eines zweiten Detektorele- ments,
Fig. 3 den schematischen Aufbau eines Detektormoduls in einer ersten Beschaltung,
Fig. 4 den schematischen Aufbau eines Detektormoduls nach Fig. 3 in einer zweiten Beschaltung,
Fig. 5 ein Röntgenflächendetektor mit ersten Modulen und
Fig. 6 ein Röntgenflächendetektor mit zweiten Modulen.
Fig. 1 zeigt schematisch ein erstes Detektorelement. Auf einer aus einem Material zur direkten Umwandlung der Energie absorbierter Röntgenquanten in ein elektrisches Ladungssignal gebildeten Direktwandlerschicht 1 (z.B. Cd(Zn)Te) ist eine erste Elektrode 2 aufgebracht, die einer (hier nicht gezeigten) Strahlenquelle zugewandt ist. Auf der der Strahlenquelle abgewandten Seite der Direktwandlerschicht 1 befindet sich eine strukturierte zweite Elektrode 3, die mit einer CMOS- Zählelektronik 4 kontaktiert ist. Die CMOS-Zählelektronik 4 ist über Bonding-Kontakte 5 mit (hier nicht gezeigten) Leiterbahnen auf einem Trägersubstrat 6 elektrisch verbunden. Das in Fig. 2 gezeigte zweite Detektorelement ist ähnlich zu dem in Fig. 1 gezeigten ersten Detektorelement aufgebaut. Hier ist die CMOS-Zählelektronik 4 über Ballgrid-Kontakte 7 mit dem Trägersubstrat 6 verbunden ("durchkontaktiert") .
Die Fig. 3 und 4 zeigen Draufsichten auf ein Röntgendetektor- odul 8, wobei mehrere Beschaltungsvarianten I, II, III angegeben sind. Das Röntgendetektormodul 8 mit einer Detektor- oder Sensorfläche A besteht jeweils aus 16 Detektorelementen. Jedes der Detektorelemente bildet ein quadratisches Subpixel 9 mit einer Kantenlänge d. Im einfachsten als Beschaltungsva- riante I in Fig. 3 gezeigten Fall, ist jedes Pixel lediglich aus einem Subpixel 9 gebildet (Binning c = 1, 16 Pixel zu übertragen ä Bitbreite b = 4) . Ein Digitalausgang ist mit den Bezugszeichen 11 bezeichnet. Das von jedem Detektorelement gelieferte digitale Signal wird in diesem Fall als Gesamtsignal des Pixels interpretiert und weiterverarbeitet.
Bei der Einrichtung zur Verarbeitung der digitalen Signale kann es sich um eine der CMOS-Zellelektronik nachgeordnete besondere Einrichtung handeln. Die Einrichtung kann aber auch mit der CMOS-Zellelektronik 4 in einem einzigen Bauteil zu- sammengefasst sein. Besonders vorteilhaft ist es, wenn die Einrichtung zur Verarbeitung der digitalen Signale programmierbar ist. In diesem Fall ist es möglich, erfindungsgemäße Röntgendetektoren in ein und derselben Hardwarekonfiguration herzustellen. Je nach Messanforderung kann der Röntgendetektor dann mittels der Einrichtung zur Verarbeitung der digita- len Signale entsprechend konfiguriert werden. Die Einrichtung zur Verarbeitung kann z. B. zur Erzielung einer hohen Auflösung so programmiert werden, dass jedes Subpixel ein Pixel bildet.
Bei der ebenfalls in Fig. 3 gezeigten alternativen Beschal- tungsvariante II wird ein Pixel aus vier zusammengeschalteten Subpixeln 9 gebildet (Binning c = 4) . Das Röntgendetektormo- dul 8 weist in diesem Fall also vier Pixel auf. Jedes der Pixel überträgt eine Bitbreite b = 6. Die von den Detektorelementen gelieferten digitalen Signale werden mittels der Einrichtung zur Verarbeitung der digitalen Signale in einem Zähler der Bitbreite b = 6 addiert und als Gesamtsignal des Pixels weiterverarbeitet. Ist ein Subpixel 9 defekt, so kann diese als Gainabweichung korrigiert werden. Das "binning" ist in den Figuren jeweils mit einer gestrichelten Linie angedeutet.
Bei der in Fig. 4 gezeigten Beschaltungsvariante III bildet das Röntgendetektormodul 8 insgesamt lediglich ein Pixel (Binning c = 16) . Hier sind alle sechzehn Subpixel 9 zusammengeschaltet. Es muss nur ein Pixel übertragen werden. In diesem Fall beträgt die übertragene Bitbreite b = 8.
Für die konkrete Ausbildung eines Röntgendetektormoduls 8, welches beispielsweise für die Röntgen-Computertomografie und andere Anwendungen geeignet ist, sind zweckmäßigerweise Sub- pixel mit einer Kantenlänge im Bereich von 50 bis 200 um, vorzugsweise 100 μm, vorzusehen. Um bei einer Kantenlänge von 100 μm einen Pixel mit einer Pixelgröße von 1 mm2 zu realisieren, werden 100 Subpixel zusammengeschaltet. Die Gesamtgröße des Röntgendetektormoduls liegt beispielsweise im Be- reich einer Kantenlänge von einigen Zentimetern, z. B. 5 2 cm2. Ein solches Modul umfasst 100 000 Subpixel, entsprechend 1 000 Pixel mit einer Kantenlänge von 1 mm. Der Ausfall eines einzigen Subpixels 9 würde in diesem Fall einen Gainfehler in der Größenordnung von 1 % verursachen, der ohne einen Verlust der Bildqualität kompensierbar ist.
Besonders vorteilhaft und universell ist das vorgeschlagene Röntgendetektormodul 8 dann, wenn die CMOS-Zählelektronik programmierbar ist. In diesem Fall kann mittels Programmie- rung eine Einstellung über Größe und Anzahl der zusammenzuschaltenden Subpixel 9 vorgenommen werden. Das Röntgendetek- tormodul 8 kann so einfach an den jeweiligen Messzweck angepasst werden.
Die Fig. 5 und 6 zeigen schematisch die Anordnung mehrerer Module bzw. Röntgendetektormodule 8 zum Aufbau eines Röntgen- flächendetektors . Bei dem in Fig. 5 gezeigten Ausführungsbei- spiel sind die Anschlüsse der Röntgendetektormodule 8 seitlich, insbesondere an der Längsseite des Röntgenflächendetek- tors, herausgeführt und zu Leitungen 12 (Power-in und Data- I/O-Leitungen) zusammengefasst . Sie führen in einen Digital- Controller 10, dessen Datenausgang mit 13 bezeichnet ist.
Bei dem in Fig. 6 gezeigten weiter Ausführungsbeispiel sind die Röntgendetektormodule 8 an ihre Rückseite kontaktiert und mittels der Leitungen 12 (Power-in und Data-I/O-Leitungen) mit dem Digital-Controller 10 verbunden.

Claims

Patentansprüche
1. Röntgendetektor mit einer Mehrzahl von Pixeln, wobei jedes der Pixel aus einem oder mehreren Subpixeln (9) gebildet ist, wobei jedes der Subpixel (9) ein Detektormaterial (1) zur unmittelbaren Umwandlung einfallender Röntgenstrahlung in e- lektrische Signale aufweist, wobei jedem der Subpixel (9) eine Einrichtung (4) zur Umwand- lung der elektrischen Signale in korrespondierende digitale Signale zugeordnet ist, und wobei eine Einrichtung zur Verarbeitung der digitalen Signale in ein die Anzahl und/oder die Energie der auf das Pixel eingefallenen Röntgenquanten repräsentierende digitale Gesamtsignal vorhanden ist.
2. Röntgendetektor nach Anspruch 1, wobei die Einrichtung zur Verarbeitung ein Mittel zur Einstellung der Anzahl der ein Pixel bildenden Subpixel (9) und/oder zur Auswahl der Anzahl der pro Pixel zur Auswertung zu verwendenden Subpixel (9) aufweist.
3. Röntgendetektor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei eine Korrektureinrichtung zur Korrektur eines infolge des Ausfalls eines oder mehrerer der Subpixel (9) verringerten Gesamtsignals vorhanden ist.
4. Röntgendetektor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Korrektureinrichtung einen Vergleicher zum Ver- gleich eines bei Bestrahlung mit einer bekannten Röntgenin- tensität erzeugten Gesamtsignals mit einem vorgegebenen Gesamtsignal oder einem Maximalwert des Gesamtsignals weiterer Pixel aufweist.
5. Röntgendetektor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Korrektureinrichtung ein Mittel zur Änderung der Auswahl der zur Messung des Gesamtsignals verwendeten Subpixel (9) aufweist.
6. Röntgendetektor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Detektormaterial ein Cadmium-Tellurid, Cadmium-
Zink-Tellurid oder Quecksilber-Jodid ist.
7. Röntgendetektor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei eine vorgegebene Anzahl von Pixeln und die deren Subpi- xeln (9) zugeordneten Einrichtungen (4) zum Umwandeln als austauschbares Detektormodul (8) ausgeführt sind.
8. Röntgendetektor nach Anspruch 7, wobei die Einrichtung zur Verarbeitung Bestandteil des Detek- tor oduls (8) ist.
9. Röntgendetektor nach Anspruch 7 oder 8, wobei die Korrektureinrichtung Bestandteil des Detektormoduls (8) ist.
PCT/EP2004/000924 2003-02-14 2004-02-02 Röntgendetektor WO2004071299A1 (de)

Priority Applications (2)

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