DE102011089595A1

DE102011089595A1 - X-ray detector used for diagnostic investigation in e.g. surgery, has active matrix layers that include pixel elements which have electrical switching element for converting light into image information

Info

Publication number: DE102011089595A1
Application number: DE201110089595
Authority: DE
Inventors: Martin Spahn
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2011-12-22
Filing date: 2011-12-22
Publication date: 2013-06-27

Abstract

The X-ray detector has two detection layers (14, 15) which have scintillator layers (10,11) for converting X-radiation (16) into light (17), and active matrix layers (12,13). Each active matrix layer includes equally large pixel elements (18). The pixel elements have photodiode (20) and an electrical switching element (21) for converting light into image information. The two active matrix layers are different according to pixel sizes of pixel elements. An independent claim is included for a method for generating X-ray image.

Description

Die Erfindung betrifft einen Röntgendetektor gemäß dem Patentanspruch 1 und ein Verfahren zur Erzeugung eines Gesamtröntgenbildes gemäß dem Patentanspruch 8. The invention relates to an X-ray detector according to claim 1 and to a method for generating an overall X-ray image according to claim 8.

In der digitalen Röntgenbildgebung sind heutzutage vor allem Röntgendetektoren in Form von Flachbilddetektoren mit aktiven Auslesematrizen mit direkter oder indirekter Konversion der Röntgenstrahlung bekannt. Ein solcher Röntgendetektor basiert auf einer aktiven Matrixschicht aus Pixelelementen, welcher Matrixschicht eine Röntgenkonverterschicht oder Szintillatorschicht zugeordnet, im Allgemeinen vorgeschichtet, ist. In einer Szintillatorschicht werden auftreffende Röntgenquanten zunächst in sichtbares Licht gewandelt. Die aktive Matrix, z.B. aus amorphem Silizium, ist in eine Vielzahl von Pixelelementen mit je einer Photodiode und einem oder mehreren Schaltelementen unterteilt. In der Photodiode wird das Licht in elektrische Ladung umgewandelt, anschließend mittels der Schaltelemente z.B. ortsaufgelöst gespeichert und mit Hilfe einer Ansteuer- und Ausleseelektronik ausgelesen. In digital X-ray imaging, X-ray detectors in the form of flat-panel detectors with active read-out matrices with direct or indirect conversion of the X-ray radiation are known today. Such an X-ray detector is based on an active matrix layer of pixel elements, which matrix layer is assigned an X-ray converter layer or scintillator layer, generally pre-laminated. In a scintillator layer, incident X-ray quanta are first converted into visible light. The active matrix, e.g. made of amorphous silicon, is divided into a plurality of pixel elements each having a photodiode and one or more switching elements. In the photodiode, the light is converted into electrical charge, then by means of the switching elements e.g. stored spatially resolved and read using a drive and readout electronics.

Zum technischen Hintergrund eines Flachbilddetektors wird auch auf M. Spahn, “Flat detectors and their clinical applications”, Eur. Radiol. (2005), Band 15, Seiten 1934 bis 1947 , verwiesen. Heutige integrierende Flachbilddetektoren erzeugen pro Aufnahme ein Grauwertröntgenbild, z.B. mit einer Grauwerteauflösung von 14 oder 16 bit. Das Grauwertröntgenbild enthält keine Informationen über die Energie der Röntgenquanten, die im Röntgendetektor konvertiert werden. Für eine energieauflösende Röntgenbildgebung sind seit Kurzem zählende Röntgendetektoren Detektoren auf Basis von CdTe und CMOS bekannt; diese sind jedoch sehr aufwändig in der Herstellung und Entwicklung. The technical background of a flat panel detector is also on M. Spahn, "Flat detectors and their clinical applications", Eur. Radiol. (2005), Volume 15, pages 1934 to 1947 , referenced. Today's integrating flat-panel detectors produce a gray-scale X-ray image per shot, eg with a grayscale resolution of 14 or 16 bits. The gray scale x-ray image contains no information about the energy of the x-ray quanta converted in the x-ray detector. For energy-resolving X-ray imaging, recently-mentioned X-ray detectors based on CdTe and CMOS are known; However, these are very complex in the production and development.

Durch die Anordnung von mehreren Detektorschichten, aufweisend je eine Szintillatorschicht und eine aktive Matrixschicht, hintereinander (normal zur Röntgenquelle) kann der natürliche Aufhärtungsprozess des Röntgenspektrums beim Durchgang durch Materie genutzt werden und das Eingangsröntgenspektrum am Röntgendetektor in seine spektralen Bereiche unterteilt werden, um damit spektrale Bildgebung zu ermöglichen. Dies wird folgendermaßen erreicht: Röntgenstrahlung trifft auf eine erste Detektionsschicht. Ein Teil der Röntgenquanten wird in der ersten Szintillatorschicht absorbiert, in den Photodioden der ersten aktiven Matrixschicht gewandelt und z.B. mittels zeilenweiser Ansteuerung von TFTs (thin-film Transistoren) in den Pixelelementen ausgelesen. Es entsteht ein erstes Röntgenbild (i.A. ein Grauwertröntgenbild). Die verbleibenden, z.B. höherenergetischeren, Röntgenquanten werden in der zweiten Szintillatorschicht der zweiten Detektionsschicht absorbiert und erzeugen mit denselben Prozessen ein zweites Röntgenbild (i.A. ein Grauwertröntgenbild). The arrangement of several detector layers, each comprising a scintillator layer and an active matrix layer, one behind the other (normal to the x-ray source), allows the natural x-ray spectrum hardening process to be utilized as it passes through matter, and the input x-ray spectrum at the x-ray detector to be divided into its spectral regions, thereby spectral imaging to enable. This is achieved as follows: X-radiation hits a first detection layer. A portion of the X-ray quanta is absorbed in the first scintillator layer, converted into the photodiodes of the first active matrix layer, and e.g. by means of line-by-line control of TFTs (thin-film transistors) in the pixel elements. The result is a first x-ray image (i.a., a gray scale X-ray image). The remaining, e.g. Higher energy X-ray quanta are absorbed in the second scintillator layer of the second detection layer and generate a second X-ray image (i.a., gray scale X-ray image) using the same processes.

Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen Röntgendetektor mit spektraler Röntgenbildgebung mit hoher Bildqualität bereitzustellen bzw. ein Verfahren zur Erzeugung eines Gesamtröntgenbildes mittels eines derartigen Röntgendetektors bereitzustellen. It is the object of the present invention to provide an X-ray detector with spectral X-ray imaging with high image quality or to provide a method for generating an overall X-ray image by means of such an X-ray detector.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch einen Röntgendetektor gemäß dem Patentanspruch 1 und durch ein Verfahren zur Erzeugung eines Gesamtröntgenbildes gemäß dem Patentanspruch 8. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind jeweils Gegenstand der zugehörigen Unteransprüche. The object is achieved by an X-ray detector according to claim 1 and by a method for generating a total X-ray image according to claim 8. Advantageous embodiments of the invention are the subject of the dependent claims.

Bei dem erfindungsgemäßen Röntgendetektor zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in Bildinformationen, aufweisend mindestens zwei Detektionsschichten, wobei jede Detektionsschicht eine Szintillatorschicht zur Umwandlung von Röntgenquanten in Licht und eine aktive Matrixschicht aufweist, wobei jede Matrixschicht eine Vielzahl von gleich großen Pixelelementen aufweist, welche Pixelelemente jeweils eine Photodiode und ein elektrisches Schaltelement zur Umwandlung von Licht in Bildinformationen aufweisen, unterscheiden sich zumindest zwei der zumindest zwei Matrixschichten hinsichtlich der Pixelgrößen ihrer Pixelelemente. Dies bedeutet, dass zumindest zwei Matrixschichten eine unterschiedliche Pixelauflösung aufweisen. Durch die zwei oder mehr Detektionsschichten kann eine Zweifach- oder Vielfach-Energieauflösung und damit Dual- und Multienergiebildgebung und Farbbildgebung mit hoher Qualität realisiert werden. Die verschiedenen spektralen Anteile des Röntgenspektrums können dabei gleichzeitig detektiert werden und es sind keine speziellen Röntgenquellen oder eine Veränderung der Bildfrequenzen des Röntgendetektors notwendig. Durch eine niedrigere Pixelauflösung bei zumindest einer Matrixschicht kann gegenüber bekannten Röntgendetektoren mit mehreren Matrixschichten mit gleicher Pixelauflösung der Röntgendetektor einfacher und kostengünstiger produziert werden. Bei der zumindest einen Matrixschicht mit geringerer Auflösung ist zudem die Defektpixelanfälligkeit deutlich geringer und die Anzahl der notwendigen Ausleseelektronikkanäle ist geringer. In the X-ray detector according to the invention for converting X-radiation into image information, comprising at least two detection layers, each detection layer comprising a scintillator layer for converting X-ray quanta into light and an active matrix layer, each matrix layer comprising a plurality of pixel elements of equal size, each pixel element a photodiode and have an electrical switching element for converting light into image information, at least two of the at least two matrix layers differ in terms of the pixel sizes of their pixel elements. This means that at least two matrix layers have a different pixel resolution. The two or more detection layers can realize a dual or multiple energy resolution and thus high quality dual and multi-energy imaging and colorimaging. The different spectral components of the X-ray spectrum can be detected simultaneously and no special X-ray sources or a change in the image frequencies of the X-ray detector are necessary. By means of a lower pixel resolution in at least one matrix layer, the X-ray detector can be produced more simply and more cost-effectively than known X-ray detectors with a plurality of matrix layers with the same pixel resolution. In the case of the at least one matrix layer with a lower resolution, moreover, the defect pixel susceptibility is markedly lower and the number of read-out electronic channels required is lower.

Es kann auch durch geschickte Wahl der Pixelauflösungen der verschiedenen Matrixschichten eine Anpassung an die physikalischen Prozesse (Aufstreuung, z.B. Compton- oder Rayleighstreuung in jeder weiteren absorbierenden Schicht) gewährleistet werden, so dass wiederum die Bildqualität durch geringe Streuung besonders hoch ist. Der erfindungsgemäße Röntgendetektor ist außerdem für verschiedene Anwendungen, also solche, bei denen eine hohe Pixelauflösung, und solche, bei denen eine niedrigere Pixelauflösung wünschenswert ist, geeignet, z.B. bei der Darstellung unterschiedlicher Gewebearten. Ein mehrschichtiger Aufbau eines Röntgendetektors erzeugt außerdem eine höhere räumliche Auflösung, da durch zwei oder mehrere Szintillatorschichten geringer Dicke im Vergleich zu einer dickeren Szintillatorschicht optische Streuprozesse verringert werden. Der Röntgendetektor ist für viele verschiedene Anwendungen geeignet, er kann z.B. auch für nicht-energieaufgelöste Bildgebung verwendet werden. In diesem Fall kann z.B. nur mit der ersten Detektionsschicht gemessen werden. By clever choice of the pixel resolutions of the different matrix layers, it is also possible to ensure adaptation to the physical processes (scattering, eg Compton or Rayleigh scattering in each further absorbing layer), so that in turn the image quality is particularly high due to low scattering. The X-ray detector according to the invention is also for various applications, such as those where a high pixel resolution, and those where a lower pixel resolution is desirable, suitable, for example, in the presentation of different types of tissue. A multilayer structure of an X-ray detector also produces a higher spatial resolution because two or more scintillator layers of small thickness reduce optical scattering processes compared to a thicker scintillator layer. The X-ray detector is suitable for many different applications, it can also be used eg for non-energy-resolved imaging. In this case, for example, it is only possible to measure with the first detection layer.

Nach einer Ausgestaltung der Erfindung weisen die mindestens zwei Szintillatorschichten mindestens zwei unterschiedliche Szintillatordicken auf. Die Szintillatordicken können z.B. an verschiedene Röntgenenergien angepasst werden, so dass die Bildqualität und die relativen Absorptionswahrscheinlichkeiten in den verschiedenen Szintillatorschichten besonders gut sind. Hierfür kann z.B. die in Bezug auf die Einfallsrichtung der Röntgenstrahlung oben angeordnete Szintillatorschicht dünner sein als die untere(n) Szintillatorschicht(en). Dies ist insbesondere aufgrund der Aufhärtung der Röntgenstrahlung vorteilhaft. Außerdem kann in vorteilhafter Weise vorgesehen sein, dass die mindestens zwei Szintillatorschichten unterschiedliche Materialien aufweisen. Auch hier können die Materialien angepasst an die zu absorbierenden Röntgenenergien gewählt werden, so dass eine besonders gute Energieauflösung und damit Bildqualität möglich ist. Es können zum Beispiel in einem Röntgendetektor auch Szintillatorschichten mit strukturiertem Material und solche mit unstrukturiertem Material verwendet werden. According to one embodiment of the invention, the at least two scintillator layers have at least two different scintillator thicknesses. The scintillator thicknesses may e.g. be adapted to different X-ray energies, so that the image quality and the relative absorption probabilities in the different scintillator layers are particularly good. For this purpose, e.g. the scintillator layer arranged above with respect to the direction of incidence of the X-ray radiation is thinner than the lower scintillator layer (s). This is particularly advantageous due to the hardening of the X-radiation. In addition, it can be advantageously provided that the at least two scintillator layers have different materials. Again, the materials can be selected adapted to the x-ray energies to be absorbed, so that a particularly good energy resolution and thus image quality is possible. For example, scintillator layers with patterned material and those with unstructured material can also be used in an X-ray detector.

Nach einer Ausgestaltung der Erfindung weist jede Matrixschicht eine von der Pixelgröße jeweils jeder anderen Matrixschicht unterschiedliche Pixelgröße der Pixelelemente auf, insbesondere bei einem Aufbau mit drei oder mehr Detektionsschichten. Alternativ können jedoch auch z.B. bei drei Detektionsschichten zwei eine gleiche Pixelgröße aufweisen und die dritte eine größere oder kleinere Pixelgröße. According to one embodiment of the invention, each matrix layer has a pixel size of the pixel elements which is different from the pixel size of each other matrix layer, in particular in the case of a structure having three or more detection layers. Alternatively, however, e.g. two have the same pixel size in three detection layers and the third has a larger or smaller pixel size.

In vorteilhafter Weise weist die in Bezug auf die Einfallsrichtung der Röntgenstrahlung oberste Matrixschicht die geringste Pixelgröße (und damit höchste Pixelauflösung) auf und die unterste Matrixschicht die größte Pixelgröße (und damit geringste Pixelauflösung) auf. Die Röntgenstrahlung mit der geringsten Energie, welche bereits in der obersten Szintillatorschicht absorbiert wird, wird dann bei höchster Pixelauflösung zur Bildgebung verwendet, Röntgenstrahlung mit hoher Energie, welche erst in der untersten Szintillatorschicht absorbiert wird, wird mit der geringsten Pixelauflösung abgebildet. The uppermost matrix layer with respect to the direction of incidence of the X-ray radiation advantageously has the smallest pixel size (and thus the highest pixel resolution) and the lowermost matrix layer has the largest pixel size (and thus the lowest pixel resolution). The lowest energy X-ray that is already absorbed in the top scintillator layer is then used for imaging at the highest pixel resolution, high energy X-ray that is first absorbed in the bottom most scintillator layer is imaged with the lowest pixel resolution.

Zweckmäßigerweise ist jede Szintillatorschicht in Bezug auf die Einfallsrichtung der Röntgenstrahlung über der jeweiligen zugeordneten Matrixschicht angeordnet. Alternativ ist zumindest eine Szintillatorschicht in Bezug auf die Einfallsrichtung der Röntgenstrahlung unter der jeweiligen zugeordneten Matrixschicht angeordnet; diese Anordnung wird als back-to-back bezeichnet, da hier dann zwei Matrixschichten höchstens durch das Substrat getrennt aneinanderstoßen. Suitably, each scintillator layer is arranged with respect to the direction of incidence of the X-radiation over the respective associated matrix layer. Alternatively, at least one scintillator layer is arranged below the respective associated matrix layer with respect to the direction of incidence of the X-ray radiation; This arrangement is referred to as back-to-back, because here then two matrix layers abut separately at most by the substrate.

Ebenfalls erfindungsgemäß vorgesehen ist ein Verfahren zur Erzeugung eines Gesamtröntgenbildes eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors mit zumindest zwei Detektionsschichten, wobei aus jeder Detektionsschicht Röntgenbilddaten ausgelesen werden und je ein einzelnes Röntgenbild erzeugt wird, und aus den einzelnen Röntgenbildern, z.B. Grauwertbildern, ein Gesamtröntgenbild, z.B. Farbröntgenbild, erzeugt wird, welches eine Funktion der einzelnen Röntgenbilder ist. Die Funktion kann hierbei z.B. eine Linearkombination sein. Also provided according to the invention is a method for generating an overall X-ray image of an X-ray detector according to the invention having at least two detection layers, wherein X-ray image data are read from each detection layer and a single X-ray image is generated, and from the individual X-ray images, e.g. Grayscale images, an overall x-ray image, e.g. Color X-ray image is generated, which is a function of the individual X-ray images. The function may in this case be e.g. be a linear combination.

Für eine qualitativ hochwertige energieauflösende Röntgenbildgebung werden die einzelnen Röntgenbilder von Grauwertbildern gebildet und wird bei der Kombination ein Farbröntgenbild erzeugt. For a high-quality energy-resolution X-ray imaging, the individual X-ray images are formed by gray value images and a color X-ray image is generated during the combination.

Vor der Erzeugung des Gesamtröntgenbildes ist im Allgemeinen eine Bearbeitung, z.B. in Form eines Resizing-Verfahrens, zumindest eines der einzelnen Röntgenbilder notwendig, da diese durch die unterschiedlichen Pixelgrößen eine unterschiedliche Pixelauflösung aufweisen. Hierfür gibt es zwei Alternativen: Nach einer ersten Ausgestaltung der Erfindung wird zumindest das Röntgenbild mit der größten Pixelgröße (geringsten Auflösung) durch ein Remappingverfahren bearbeitet, so dass aus dem Röntgenbild ein bearbeitetes Röntgenbild mit einer kleineren Pixelgröße (größeren Auflösung) erstellt wird. Nach einer zweiten Ausgestaltung der Erfindung wird zumindest das Röntgenbild mit der kleinsten Pixelgröße (größte Auflösung) durch ein Binningverfahren bearbeitet, so dass aus dem Röntgenbild ein bearbeitetes Röntgenbild mit einer größeren Pixelgröße (kleineren Auflösung) erstellt wird. Prior to generation of the overall x-ray image, processing, e.g. in the form of a resizing method, at least one of the individual X-ray images necessary, since they have a different pixel resolution due to the different pixel sizes. There are two alternatives for this: According to a first embodiment of the invention, at least the X-ray image with the largest pixel size (lowest resolution) is processed by a remapping method so that a processed X-ray image with a smaller pixel size (larger resolution) is created from the X-ray image. According to a second embodiment of the invention, at least the X-ray image with the smallest pixel size (largest resolution) is processed by a binning process, so that a processed X-ray image with a larger pixel size (smaller resolution) is created from the X-ray image.

Die Erfindung sowie weitere vorteilhafte Ausgestaltungen gemäß Merkmalen der Unteransprüche werden im Folgenden anhand schematisch dargestellter Ausführungsbeispiele in der Zeichnung näher erläutert, ohne dass dadurch eine Beschränkung der Erfindung auf diese Ausführungsbeispiele erfolgt. Es zeigen: The invention and further advantageous embodiments according to features of the subclaims are explained in more detail below with reference to schematically illustrated embodiments in the drawing, without thereby limiting the invention to these embodiments. Show it:

1 eine Seitenansicht eines bekannten spektralen Röntgendetektors mit zwei Detektionsschichten, 1 a side view of a known spectral X-ray detector with two detection layers,

2 eine Seitenansicht eines erfindungsgemäßen spektralen Röntgendetektors mit zwei Detektionsschichten mit unterschiedlicher Matrixgröße und unterschiedlicher Szintillatordicke, 2 1 is a side view of a spectral X-ray detector according to the invention with two detection layers with different matrix size and different scintillator thickness,

3 eine Seitenansicht eines erfindungsgemäßen spektralen Röntgendetektors mit zwei Detektionsschichten mit unterschiedlicher Matrixgröße, 3 3 is a side view of a spectral X-ray detector according to the invention with two detection layers with different matrix size,

4 eine Seitenansicht eines weiteren erfindungsgemäßen spektralen Röntgendetektors mit zwei Detektionsschichten mit unterschiedlicher Matrixgröße und unterschiedlicher Szintillatordicke, 4 a side view of another spectral X-ray detector according to the invention with two detection layers with different matrix size and different scintillator thickness,

5 eine Seitenansicht eines weiteren erfindungsgemäßen spektralen Röntgendetektors mit drei Detektionsschichten mit unterschiedlicher Matrixgröße und unterschiedlicher Szintillatordicke, 5 3 a side view of another spectral X-ray detector according to the invention with three detection layers with different matrix size and different scintillator thickness,

6 eine Seitenansicht eines weiteren erfindungsgemäßen spektralen Röntgendetektors mit zwei Detektionsschichten mit unterschiedlicher Matrixgröße, 6 3 shows a side view of another spectral X-ray detector according to the invention with two detection layers with different matrix size,

7 eine Seitenansicht eines weiteren erfindungsgemäßen spektralen Röntgendetektors mit zwei Detektionsschichten mit unterschiedlicher Matrixgröße und unterschiedlicher Szintillatordicke, 7 a side view of another spectral X-ray detector according to the invention with two detection layers with different matrix size and different scintillator thickness,

8 eine Seitenansicht eines weiteren erfindungsgemäßen spektralen Röntgendetektors mit zwei Detektionsschichten mit unterschiedlicher Matrixgröße, 8th 3 shows a side view of another spectral X-ray detector according to the invention with two detection layers with different matrix size,

9 eine Seitenansicht eines weiteren erfindungsgemäßen spektralen Röntgendetektors mit zwei Detektionsschichten mit unterschiedlicher Matrixgröße, 9 3 shows a side view of another spectral X-ray detector according to the invention with two detection layers with different matrix size,

10 eine Seitenansicht eines erfindungsgemäßen spektralen Röntgendetektors mit zwei Detektionsschichten unterschiedlicher Fläche, 10 a side view of a spectral X-ray detector according to the invention with two detection layers of different surface,

11 eine erfindungsgemäße Verarbeitungsabfolge zur Erzeugung eines Gesamtröntgenbildes aus mehreren Einzelröntgenbildern und 11 a processing sequence according to the invention for generating a total X-ray image from a plurality of single X-ray images and

12 eine erfindungsgemäße Verarbeitungsabfolge zur Erzeugung eines Gesamtröntgenbildes aus zwei Einzelröntgenbildern. 12 a processing sequence according to the invention for generating a total X-ray image of two single radiographs.

In der 1 ist eine Ansicht eines bekannten spektralen Röntgendetektors mit zwei Detektionsschichten 14, 15 gezeigt, dessen Funktion bereits in der Einleitung beschrieben ist. Die erste Detektionsschicht 14 weist eine erste Szintillatorschicht 10 und eine erste Matrixschicht 12 auf, die zweite Detektionsschicht 15 eine zweite Szintillatorschicht 11 und eine zweite Matrixschicht 13. Die beiden Matrixschichten weisen jeweils eine Vielzahl von Pixelelementen 18 auf, wobei jedes Pixelelement je eine Photodiode 20 und mindestens ein Schaltelement 21 aufweist. Die Pixelgröße der Pixelelemente 18 der ersten Matrixschicht 14 und der zweiten Matrixschicht 15 sind gleich, so dass eine direkte Überlagerung der Röntgenbilder durchgeführt werden kann. Die Detektionsschichten weisen jeweils noch ein Glassubstrat 19 auf. Zum Auslesen sind seitlich an den aktiven Matrixschichten Elektronikelemente in Form von Chips 22 (Chip on glass oder Chip on flex) angeordnet; außerdem sind flexible Zuleitungen 23 vorhanden. Röntgenstrahlung 16 niedrigerer Energie wird zum Beispiel in der ersten Szintillatorschicht absorbiert und in Lichtquanten 17 umgewandelt; solche mit höherer Energie durchstrahlt die erste Detektionsschicht 14 und wird erst in der zweiten Szintillatorschicht 11 absorbiert. Dadurch kommt die spektrale Auflösung zustande. In the 1 is a view of a known X-ray spectral detector with two detection layers 14 . 15 shown whose function is already described in the introduction. The first detection layer 14 has a first scintillator layer 10 and a first matrix layer 12 on, the second detection layer 15 a second scintillator layer 11 and a second matrix layer 13 , The two matrix layers each have a multiplicity of pixel elements 18 on, each pixel element each having a photodiode 20 and at least one switching element 21 having. The pixel size of the pixel elements 18 the first matrix layer 14 and the second matrix layer 15 are the same, so that a direct superimposition of the X-ray images can be performed. The detection layers each still have a glass substrate 19 on. To read laterally on the active matrix layers are electronic elements in the form of chips 22 Arranged (chip on glass or chip on flex); In addition, there are flexible cables 23 available. X-rays 16 lower energy is absorbed, for example, in the first scintillator layer and in light quanta 17 transformed; those with higher energy radiate through the first detection layer 14 and only in the second scintillator layer 11 absorbed. This results in the spectral resolution.

In der 2 ist ein erfindungsgemäßer Röntgendetektor gezeigt, bei welchem die Pixelgröße der Pixelelemente der ersten Matrixschicht 12 sich von der Pixelgröße der Pixelelemente der zweiten Matrixschicht unterscheiden. Dabei sind die Pixelelemente der ersten Matrixschicht 12, auf welcher die Röntgenstrahlung zuerst auftrifft (also die in Bezug auf die Einfallsrichtung der Röntgenstrahlung oberste Matrixschicht), kleiner als die Pixelelemente der zweiten Matrixschicht 13; die erste Matrixschicht hat also eine höhere Pixelauflösung als die zweite Matrixschicht. Dadurch wird den physikalischen Streuprozessen (Compton- und Rayleighstreuung), die die resultierende Auflösung bei der Röntgenbildgebung verschlechtern, Rechnung getragen und damit die Qualität der Röntgenbilder verbessert. In the 2 an inventive X-ray detector is shown, wherein the pixel size of the pixel elements of the first matrix layer 12 differ from the pixel size of the pixel elements of the second matrix layer. In this case, the pixel elements of the first matrix layer 12 on which the X-ray radiation first impinges (that is to say the uppermost matrix layer in relation to the direction of incidence of the X-ray radiation) is smaller than the pixel elements of the second matrix layer 13 ; the first matrix layer thus has a higher pixel resolution than the second matrix layer. As a result, the scattering processes (Compton and Rayleigh scattering), which worsen the resulting resolution in X-ray imaging, are taken into account, thus improving the quality of the X-ray images.

Die Pixelgröße der Pixelelemente innerhalb einer Matrixschicht ist dabei im Allgemeinen gleich, eventuell mit der Ausnahme von wenigen am Rand der Matrixschicht angeordneten Pixelelementen. Die Matrixschichten sind jeweils aus a-Si gebildet und z.B. auf Glassubstrate 19 aufgebracht. Alternativ können die Matrixschichten auch aus organischen Materialien gebildet sein und kein zusätzliches Substrat aufweisen. Bei dem erfindungsgemäßen Röntgendetektor der 2 weisen die Szintillatorschichten unterschiedliche Szintillatordicken auf. Die erste (oberste) Szintillatorschicht 10 ist relativ zu der zweiten Szintillatorschicht 11 dünner. Die Szintillatorschichten sind zum Beispiel aus nadelförmig strukturiertem Cäsiumjodid (CSJ) hergestellt. The pixel size of the pixel elements within a matrix layer is generally the same, possibly with the exception of a few pixel elements arranged at the edge of the matrix layer. The matrix layers are each formed of a-Si and, for example, on glass substrates 19 applied. Alternatively, the matrix layers may also be formed of organic materials and have no additional substrate. In the X-ray detector of the invention 2 the scintillator layers have different scintillator thicknesses. The first (top) scintillator layer 10 is relative to the second scintillator layer 11 thinner. The scintillator layers are made of, for example, acicular cesium iodide (CSJ).

Röntgenstrahlung mit niedriger Energie wird in der ersten Szintillatorschicht 10 absorbiert, in Lichtquanten 17 umgewandelt und von den Photodioden 20 der ersten Matrixschicht 12 mit der hohen Pixelauflösung in elektrische Ladung umgewandelt und mit Hilfe der TFTs (thin film transistors) 21 gespeichert und ausgelesen. Aus den daraus erhaltenen Röntgenbilddaten wird ein erstes Grauwertbild erzeugt. Röntgenstrahlung höherer Energie durchstrahlt die erste Szintillatorschicht und wird erst in der dickeren zweiten Szintillatorschicht 11 absorbiert. Aus diesen Röntgenbilddaten wird dann ein zweites Grauwertbild erzeugt. Aus den beiden Grauwertbildern kann unter Verwendung von Bildbearbeitungsverfahren z.B. als Linearkombination ein Farbröntgenbild erzeugt werden. Low energy X-rays will be in the first scintillator layer 10 absorbed, in light quanta 17 converted and from the photodiodes 20 the first matrix layer 12 converted into electrical charge with the high pixel resolution and using the TFTs (thin film transistors) 21 saved and read. From the X-ray image data obtained therefrom, a first gray value image is obtained generated. Higher-energy x-rays radiate through the first scintillator layer and only in the thicker second scintillator layer 11 absorbed. From this X-ray image data, a second gray value image is then generated. From the two gray value images, a color X-ray image can be generated using image processing methods, for example as a linear combination.

Das Auslesen der Röntgenbilddaten aus den Matrixschichten erfolgt mit Hilfe von Chips 22 (Chip on glass oder Chip on flex) und über Zuleitungen 23, Stecker 24 und ein Elektronikboard 25 (PCB). Nicht in der 2 gezeigt sind weitere Komponenten des Röntgendetektors wie Gehäuse, Kühlungen, Interface-Elektronik-Bauteile und Kapselungen der Szintillatorschichten usw. The reading out of the X-ray image data from the matrix layers takes place with the aid of chips 22 (Chip on glass or chip on flex) and via leads 23 , Plug 24 and an electronics board 25 (PCB). Not in the 2 Shown are other components of the X-ray detector such as housings, cooling, interface electronics components and encapsulation of the scintillator layers, etc.

Der erfindungsgemäße Röntgendetektor kann als integrierender Röntgendetektor mit handelsüblicher Technik in Bezug auf die Herstellung von Szintillatorschichten, Matrixschichten und unter Verwendung von handelsüblichen Röntgenquellen mit breitem Röntgenspektrum eine besonders gute Dual- oder Multienergiebildgebung gewährleisten und eine Erzeugung von Farbröntgenbildern hoher Qualität und mit geringem Rauschanteil begründen. The X-ray detector according to the invention, as an integrating X-ray detector with commercial technology with regard to the production of scintillator layers, matrix layers and commercial X-ray sources with a broad X-ray spectrum, can ensure particularly good dual or multi-energy imaging and justify the production of color X-ray images of high quality and with low noise.

Weitere Alternativen eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors sind in den 3 bis 10 gezeigt. Further alternatives of an inventive X-ray detector are in the 3 to 10 shown.

In der 3 ist ein Röntgendetektor gezeigt, bei dem die Matrixschichten aus organischem Material gebildet sind, sodass kein Glassubstrat notwendig ist. Derartige Matrixschichten sind dünner und weisen eine geringere Absorption auf. Die beiden Szintillatorschichten sind z.B. gleich dick. Es kann auch eine Matrixschicht aus organischem Material und die andere aus a-Si mit einem Glassubstrat gebildet sein. In the 3 For example, an X-ray detector is shown in which the matrix layers are formed of organic material so that no glass substrate is necessary. Such matrix layers are thinner and have a lower absorption. The two scintillator layers are for example the same thickness. It is also possible to form a matrix layer of organic material and the other of a-Si with a glass substrate.

In der 4 ist ein Röntgendetektor mit zwei Detektionsschichten gezeigt, bei dem die erste, obere Szintillatorschicht dünner als die zweite Szintillatorschicht ist und bei dem beide Szintillatorschichten aus nichtstrukturiertem Material, z.B. Gd₂O₂S (GOS), CuJ, Bi₄Ge₃O₁₂ (BGO) oder CsJ, gebildet sind. Die unstrukturierten Schichten können z.B. aus in eine Kunststofffolie eingebrachten winzigen Kristallen gebildet sein. Durch die Verwendung derartiger Materialien können die Kosten und der Aufwand für die Herstellung des Röntgendetektors deutlich reduziert werden. Durch die Verwendung von mindestens zwei Szintillatorschichten werden optische Streuprozesse reduziert. In the 4 For example, an X-ray detector with two detection layers is shown in which the first, upper scintillator layer is thinner than the second scintillator layer and where both non-structured material scintillator layers, eg Gd ₂ O ₂ S (GOS), CuJ, Bi ₄ Ge ₃ O ₁₂ (BGO ) or CsJ. The unstructured layers can be formed, for example, from tiny crystals introduced into a plastic film. By using such materials, the cost and complexity of manufacturing the X-ray detector can be significantly reduced. The use of at least two scintillator layers reduces optical scattering processes.

In der 5 ist ein Röntgendetektor mit drei Detektionsschichten gezeigt, wobei neben der ersten und der zweiten Detektionsschicht noch eine dritte Detektionsschicht 28 mit einer dritten Szintillatorschicht 26 und einer dritten Matrixschicht 27 vorgesehen sind. Die erste und die zweite Szintillatorschicht sind dabei gleich dick und insgesamt dünner als die dritte Szintillatorschicht. Sie können aus unstrukturiertem Material ausgebildet sein, alternativ jedoch auch aus strukturiertem Material wie z.B. strukturiertem CsJ. Außerdem weisen die erste und die zweite Matrixschicht eine gleiche, höhere Auflösung auf als die dritte Matrixschicht 27. In the 5 an X-ray detector with three detection layers is shown, wherein in addition to the first and the second detection layer still a third detection layer 28 with a third scintillator layer 26 and a third matrix layer 27 are provided. The first and the second scintillator layer are the same thickness and generally thinner than the third scintillator. They may be formed of unstructured material, but alternatively also of structured material such as structured CsJ. In addition, the first and the second matrix layer have a same, higher resolution than the third matrix layer 27 ,

In der 6 und der 7 ist jeweils ein Röntgendetektor mit zwei Detektionsschichten gezeigt, bei welchem die erste Matrixschicht 12 mit der höheren Auflösung der ersten Detektionsschicht und die zweite Matrixschicht 13 mit der niedrigeren Detektionsschicht der zweiten Detektionsschicht lediglich durch ein Substrat 19 voneinander getrennt sind (back-to-back-Anodnung). Bei der zweiten Detektionsschicht ist also die zweite Szintillatorschicht in Bezug auf die Einfallsrichtung der Röntgenstrahlung 16 unter der zweiten Matrixschicht angeordnet. Die Szintillatorschichten in der 6 sind z.B. aus strukturiertem CsJ gebildet. In der 7 ist die erste Szintillatorschicht aus unstrukturiertem Material und die zweite aus strukturiertem CsJ gebildet. In the 6 and the 7 In each case, an X-ray detector with two detection layers is shown, in which the first matrix layer 12 with the higher resolution of the first detection layer and the second matrix layer 13 with the lower detection layer of the second detection layer only by a substrate 19 are separated from each other (back-to-back Anodnung). In the case of the second detection layer, therefore, the second scintillator layer is in relation to the direction of incidence of the X-ray radiation 16 arranged under the second matrix layer. The scintillator layers in the 6 are formed, for example, of structured CsJ. In the 7 The first scintillator layer is made of unstructured material and the second one is made of structured CsJ.

In der 8 ist ein Röntgendetektor mit zwei Detektionsschichten gezeigt, bei denen die Szintillatorschichten aus verschiedenen Materialien aber der gleichen Dicke ausgebildet sind. Die erste, obere Szintillatorschicht, die der Matrixschicht mit der höheren Auflösung zugeordnet ist, ist z.B. aus strukturiertem CsJ gebildet und die zweite, untere, der Matrixschicht mit der niedrigeren Auflösung zugewiesene Szintillatorschicht ist aus einem unstrukturierten Material ausgebildet. In the 8th For example, an X-ray detector with two detection layers is shown in which the scintillator layers are formed of different materials but of the same thickness. For example, the first, upper scintillator layer associated with the higher resolution matrix layer is formed of patterned CsJ, and the second lower scintillator layer assigned to the lower resolution matrix layer is formed of an unstructured material.

In der 9 ist ein Röntgendetektor gezeigt, der vergleichbar mit dem in der 2 gezeigten Röntgendetektor ist mit der Ausnahme, dass die beiden Szintillatorschichten aus unterschiedlichen Materialien ausgebildet sind. Die beiden Matrixschichten sind aus a-Si mit jeweils einem Substrat 19 gebildet. In the 9 an X-ray detector is shown which is comparable to that in the 2 shown X-ray detector is with the exception that the two scintillator layers are formed of different materials. The two matrix layers are made of a-Si, each with a substrate 19 educated.

In der 10 ist ein Röntgendetektor gezeigt, bei dem die Flächen der Matrixschichten und der Detektionsschichten sich unterscheiden. So weist z.B. die untere, zweite Detektionsschicht eine kleinere Fläche auf als die obere, erste Detektionsschicht. Es kann z.B. vorgesehen sein, die zweite Detektionsschicht nur im zentralen Bildbereich anzuordnen, da dort im Allgemeinen die „region of interest“ liegt (z.B. Stent, Fremdkörper, Tumor, ...). Dies spart zudem Kosten. In the 10 An X-ray detector is shown in which the surfaces of the matrix layers and of the detection layers differ. For example, the lower, second detection layer has a smaller area than the upper, first detection layer. It can be provided, for example, to arrange the second detection layer only in the central image area, since there is generally the "region of interest" (eg stent, foreign body, tumor, etc.). This also saves costs.

Die 11 und 12 zeigen jeweils die Prozessierung der aus einem erfindungsgemäßen Röntgendetektor gewonnenen Röntgenbilddaten, wobei in 11 ein erfindungsgemäßer Röntgendetektor mit N>3 (N ist Gesamtanzahl der Detektionsschichten) Detektionsschichten und in 12 ein erfindungsgemäßer Röntgendetektor mit zwei Detektionsschichten verwendet wird. In der 11 sind die aus den jeweiligen Röntgenbilddaten, insbesondere den Grauwertbilddaten, erhaltenen Grauwertbilder gezeigt. Aus der ersten Detektionsschicht wird ein erstes Grauwertbild G₁, aus der zweiten Detektionsschicht ein zweites Grauwertbild G₂, aus weiteren Detektionsschichten weitere Grauwertbilder G_i (1 ≤ i ≤ N; i ist Variable für die detektionsschicht) und aus der letzten Detektionsschicht ein N-tes Grauwertbild G_N ausgelesen. Die erste Matrixschicht der ersten Detektionsschicht besitzt dabei die höchste Auflösung, die zweite und die übrigen Matrixschichten eine geringere (z.B. untereinander gleiche) Auflösung. Anschließend werden alle Grauwertbilder G_i in einem Bildbearbeitungsschritt B_i für das jeweilige Grauwertbild bearbeitet, zum Beispiel mittels Rauschkorrektur. Aus dem ersten Grauwertbild G₁ mit der höchsten Auflösung wird durch einen Bildbearbeitungsschritt B₁ für das erste Grauwertbild das erste bearbeitete Grauwertbild G₁´ gewonnen. Bei den übrigen Grauwertbildern G₂ bis G_N werden anschließend noch Remappingschritte R_i nach einem bekannten Remappingverfahren (Aufteilung eines Pixel in mehrere) durchgeführt, um die Auflösung an das erste bearbeitete Grauwertbild G₁´ anzupassen. So wird z.B. das zweite Grauwertbild G₂ in einem Remappingschritt R₂ derart bearbeitet, dass ein zweites bearbeitetes Grauwertbild G₂´ entsteht, welches dieselbe Auflösung aufweist wie das erste bearbeitete Grauwertbild G₁´. In einem Kombinierungsschritt KO werden anschließend alle gewonnenen, bearbeiteten Grauwertbilder G_i´, also G₁´, G₂´ bis G_N´ zu einem Farbgesamtröntgenbild C_k kombiniert. Dies kann z.B. durch eine Linearkombination oder auch durch eine beliebige nicht-lineare Kombination durchgeführt werden. Es können auch mehrere Farbgesamtröntgenbilder erstellt werden. The 11 and 12 In each case, the processing of the X-ray image data obtained from an X-ray detector according to the invention is shown in FIG 11 an inventive X-ray detector with N> 3 (N is the total number of Detection layers) detection layers and in 12 an inventive X-ray detector with two detection layers is used. In the 11 the gray value images obtained from the respective X-ray image data, in particular the gray scale image data, are shown. From the first detection layer, a first gray value image G ₁ , from the second detection layer a second gray level image G ₂ , from further detection layers further gray level images G _i (1≤i≤N; i is variable for the detection layer) and from the last detection layer an N gray scale image G ₂ t gray value image G _N read out. The first matrix layer of the first detection layer has the highest resolution, the second and the remaining matrix layers have a lower (eg, mutually equal) resolution. Subsequently, all gray value images G _{i are processed} in an image processing step B _i for the respective gray value image, for example by means of noise correction. From the first gray scale image G ₁ with the highest resolution, the first processed gray scale image G ₁ 'is obtained by an image processing step B ₁ for the first gray scale image. Remaining steps R _i are subsequently also carried out in the case of the remaining gray value images G ₂ to G _N according to a known remapping method (division of a pixel into several) in order to adapt the resolution to the first processed gray value image G ₁ '. Thus, for example, the second gray value image G _{2 is processed} in a remapping step R _{2 in} such a way that a second processed gray level image G ₂ 'is produced which has the same resolution as the first processed gray value image G ₁ '. In a combination step K0, all acquired, processed gray value images G _i ', that is to say G ₁ ', G ₂ 'to G _N ', are then combined to form a color overall X-ray image C _k . This can be done for example by a linear combination or by any non-linear combination. It is also possible to create multiple color x-ray images.

Unter der Annahme, dass die i-te Matrixschicht P_i Pixelelemente in x-Richtung (x ist erste Richtung der Pixelachse der Pixelelemente) und M_i Pixelelemente in y-Richtung (y ist zweite Richtung der Pixelachse der Pixelelemente) aufweist, können die bearbeiteten Grauwertbilder als G_i´(x_pi, y_mi) mit 1 ≤ i ≤ N und 1 ≤ pi ≤ Pi (Pi ist Gesamtanzahl der Pixelelemente in x-Richtung, pi die Variable dazu) und 1 ≤ mi ≤ Mi (Mi ist Gesamtanzahl der Pixelelemente in y-Richtung, mi die Variable dazu) bezeichnet werden. Aus den verschiedenen bearbeiteten Grauwertebildern G_i´(x_pi, y_mi) werden nun Farbröntgenbilder erzeugt. Dabei ist i die i-te Detektorlage von insgesamt N Detektorschichten. Die Farbröntgenbilder C_k(x, y) sind ganz allgemein eine Funktion der Grauwertebilder: C_k(x, y) = fct_k (G₁´(x_p1, y_m1), G₂´(x_p2, y_m2), ..., G_M´(x_PN, y_MN) Assuming that the ith matrix layer P _{i has} pixel elements in the x direction (x is the first direction of the pixel axis of the pixel elements) and M _i pixel elements in the y direction (y is the second direction of the pixel axis of the pixel elements), the processed Gray value images as G _i '(x _pi , y _mi ) with 1 ≤ i ≤ N and 1 ≤ pi ≤ Pi (Pi is the total number of pixel elements in the x direction, pi is the variable) and 1 ≤ mi ≤ Mi (Mi is the total number the pixel elements in the y direction, with the variable to it). Color X-ray images are now generated from the various processed gray scale images G _i '(x _pi , y _mi ). In this case, i is the i-th detector layer of a total of N detector layers. The color X-ray images C _k (x, y) are generally a function of the gray value images: C _k (x, y) = fct _k (G ₁ '(x _p1, y _m1), G _2' (x _p2, y _m2), ..., G _M '(x _PN, y _MN)

Dabei können unterschiedlich große Matrizen pi x mi in jeder Detektionsschicht i eingesetzt werden. Die Funktionen fct_k mit 1 ≤ k ≤ K (K ist Gesamtanzahl der Farbröntgenbilder, k die Variable dazu) können Linearkombinationen sein aber auch beliebige nicht-lineare Funktionen. In this case, differently sized arrays pi x mi can be used in each detection layer i. The functions fct _k with 1 ≤ k ≤ K (K is the total number of color X-ray images, k the variable) can be linear combinations as well as arbitrary non-linear functions.

In der 12 sind ebenfalls die aus den jeweiligen Röntgenbilddaten, insbesondere den Grauwertbilddaten, erhaltenen Grauwertbilder gezeigt. Aus einer ersten Detektionsschicht wird ein erstes Grauwertbild G₁ und aus der zweiten Detektionsschicht ein zweites Grauwertbild G₂ ausgelesen. Die erste Matrixschicht der ersten Detektionsschicht besitzt wieder die höchste Auflösung und die zweite Matrixschicht eine geringere Auflösung. Anschließend wird das Grauwertbild G₁ in einem Bildbearbeitungsschritt B₁ für das erste Grauwertbild und das zweite Grauwertbild in einem Bildbearbeitungsschritt B₂ für das zweite Grauwertbild bearbeitet. In the 12 the gray value images obtained from the respective X-ray image data, in particular the gray value image data, are likewise shown. From a first detection layer, a first gray-scale image G ₁ and from the second detection layer a second gray-scale image G _{2 are} read out. The first matrix layer of the first detection layer again has the highest resolution and the second matrix layer has a lower resolution. Subsequently, the gray value image G _{1 is processed} in an image processing step B ₁ for the first gray value image and the second gray value image in an image processing step B ₂ for the second gray value image.

Aus dem zweiten Grauwertbild G₂ mit der niedrigeren Auflösung wird durch den Bildbearbeitungsschritt B₂ für das zweite Grauwertbild das zweite bearbeitete Grauwertbild G₂´ gewonnen. Bei dem höher aufgelösten Grauwertbild G₁ wird anschließend noch ein Binningschritt V₁ nach einem bekannten Binningverfahren (Zusammenfassen von Pixeln) durchgeführt, um die Auflösung an die des zweiten bearbeiteten Grauwertbildes G₂´ anzupassen. In einem Kombinierungsschritt KO werden anschließend die beiden gewonnenen, bearbeiteten Grauwertbilder G₁´ und G₂´ zu einem oder mehreren Farbgesamtröntgenbildern C_k mit 1 ≤ k ≤ K kombiniert. Dies kann z.B. durch Linearkombinationen oder auch durch beliebige nicht-lineare Kombination durchgeführt werden. From the second gray scale image G ₂ with the lower resolution, the second processed gray value image G ₂ 'is obtained by the image processing step B ₂ for the second gray scale image. In the higher-resolution gray-scale image G ₁ a Binningschritt V ₁ by a known Binningverfahren (combining of pixels) is then carried out yet, to adjust the resolution to the second processed gray-level image G ₂ '. In a combination step K0, the two acquired, processed gray value images G ₁ 'and G ₂ ' are then combined to form one or more color overall X-ray images C _k with 1 ≦ _k ≦ _K. This can be done for example by linear combinations or by any non-linear combination.

Durch die geringere Auflösung der „unteren“ Matrixschichten im Vergleich zu der oberen, also der der Röntgenröhre am nächsten liegenden Detektionsschicht können deutliche Kosteneinsparungen erzielt werden. Außerdem ist diese Aufteilung an die physikalischen Prozesse (Aufstreuung (Compton- oder Rayleighstreuung) in jeder weiteren Detektionsschicht bzw. zugehörigen Szintillatorschicht angepasst. Im Folgenden werden einige vorteilhafte Ausführungsbeispiele für Auflösungen der Pixelelemente in zwei oder mehr Detektionsschichten beschrieben:

a) Ein Röntgendetektor mit zwei Detektionsschichten, wobei die Pixelgröße (Achse eines Pixelelements bei quadratischer Form des Pixelelements) 150 μm in der ersten Detektionsschicht und 225 μm in der zweiten Detektionsschicht ist.
b) Ein Röntgendetektor mit zwei Detektionsschichten, wobei die Pixelgröße (Achse eines Pixelelements bei quadratischem Pixelelement) 125 μm in der ersten Detektionsschicht und 250 μm in der zweiten Detektionsschicht ist (doppelte Pixelgröße; kann auch dreifach verwendet werden).
c) Ein Röntgendetektor mit drei Detektionsschichten, wobei die Pixelgröße 150 μm in der ersten und zweiten Detektionsschicht und 300 μm in der dritten Detektionsschicht ist.
d) Ein Röntgendetektor mit drei Detektionsschichten, wobei die Pixelgröße 150 μm in der ersten Detektionsschicht und 225 μm in der zweiten und dritten Detektionsschicht ist und
e) ein Röntgendetektor mit drei Detektionsschichten, wobei die Pixelgröße 100 μm in der ersten Detektionsschicht und 200 μm in der zweiten und dritten Detektionsschicht ist. Andere Kombinationen, Materialien für Szintillatorschichten und Matrixschichten sowie Pixelgrößen, weitere Detektionsschichten etc. sind ebenfalls möglich.

Due to the lower resolution of the "lower" matrix layers in comparison to the upper, that of the X-ray tube closest detection layer significant cost savings can be achieved. In addition, this distribution is adapted to the physical processes (scattering (Compton or Rayleigh scattering) in each further detection layer or associated scintillator layer.) Some advantageous embodiments for resolutions of the pixel elements in two or more detection layers are described below:

a) An X-ray detector with two detection layers, wherein the pixel size (axis of a pixel element with square shape of the pixel element) is 150 μm in the first detection layer and 225 μm in the second detection layer.
b) An X-ray detector with two detection layers, wherein the pixel size (axis of a pixel element in square pixel element) is 125 μm in the first detection layer and 250 μm in the second detection layer (double pixel size, can also be used in triplicate).
c) An X-ray detector with three detection layers, the pixel size being 150 μm in the first and second detection layers and 300 μm in the third detection layer.
d) An X-ray detector having three detection layers, wherein the pixel size is 150 μm in the first detection layer and 225 μm in the second and third detection layers, and
e) an X-ray detector with three detection layers, the pixel size being 100 μm in the first detection layer and 200 μm in the second and third detection layers. Other combinations, materials for scintillator layers and matrix layers as well as pixel sizes, further detection layers, etc. are also possible.

Die Verwendung der ersten Detektionsschicht mit hoher Auflösung kann auch für nicht-energieaufgelöste Bildgebung (also herkömmliche Grauwertauflösung) anwendbar sein. In einem Fall, in dem eine hohe Auflösung ohne energiesensitive Bildgebung benötigt wird, wird nur die erste Detektionsschicht für die Bildgebung herangezogen (z.B. zur Darstellung von Stent-Struts, Mikrokathetern, Coils oder ähnlichem). The use of the first high resolution detection layer may also be applicable to non-energy resolved imaging (ie, conventional gray level resolution). In a case where high resolution is needed without energy-sensitive imaging, only the first detection layer is used for imaging (e.g., to display stent struts, microcatheters, coils, or the like).

Mittels des erfindungsgemäßen Röntgendetektors kann eine gleichzeitige Detektion der verschiedenen spektralen Anteile des Röntgenspektrums erzielt werden. Das Verfahren benötigt keine neue Röntgenröhre bzw. andere Vorkehrungen an der Strahlungserzeugung oder höherer Bildfrequenzen des Detektors/Systems. Außerdem führt das Verfahren zu keiner zeitlichen Asynchronität der verschiedenen spektralen Bilder. By means of the X-ray detector according to the invention, a simultaneous detection of the different spectral components of the X-ray spectrum can be achieved. The method does not require a new X-ray tube or other provisions for radiation generation or higher image frequencies of the detector / system. In addition, the method does not lead to temporal asynchrony of the various spectral images.

Eine Verwendung von unstrukturierten Szintillatorschichten wie z.B. GOS reduziert die Kosten für die Szintillatorschicht und kompensiert dadurch teilweise die Mehrkosten durch die Notwendigkeit mehrerer aktiver Matrixschichten und entsprechender Ausleseelektronik. Statt GOS kann z.B. auch CuJ, BGO (Bi4Ge3O12), unstruktiertes CsJ, etc. zum Einsatz kommen. Hier sind jeweils mikroskopisch kleine Kristalle in eine Kunststofffolie eingebracht. Use of unstructured scintillator layers, e.g. GOS reduces the costs for the scintillator layer and compensates in part for the additional costs due to the need for several active matrix layers and corresponding readout electronics. Instead of GOS, e.g. also CuJ, BGO (Bi4Ge3O12), unstructured CsJ, etc. are used. Here microscopic crystals are introduced into a plastic film.

Der Aufbau mit zwei oder mehr Detektionsschichten führt zu höheren räumlichen Auflösungen, da durch reduzierte Szintiallatordicken die optischen Streuprozesse verringert werden. Eine Anpassung der Szintiallatordicken und eventuell sogar der -materialien (z.B. Mix aus GOS und CsJ) kann die Bildqualität und die relativen Absorptionswahrscheinlichkeiten in den verschiedenen Lagen optimieren. The design with two or more detection layers leads to higher spatial resolutions, since reduced Szintiallatordicken the optical scattering processes are reduced. Adjustment of the scintillator calibers and possibly even the materials (e.g., mix of GOS and CsJ) can optimize image quality and relative absorption probabilities in the different layers.

Es kann eine beliebig reduzierte Auflösung der Matrixschichten (z.B. 30% oder 70% im Vergleich zur oberen Matrixschicht reduziert), z.B. auch angepasst an die Auflösung der dazugehörigen Szintillatorschicht, in den unteren Detektionsschichten verwendet werden. Die Überlagerung wird durch Resizing (Binning oder Remapping) der verschiedenen Auflösungen der Matrixschichten aufeinander realisiert. In der US-Offenlegungsschrift US 2010/0278451 A1 ist allgemein das Verfahren des Resizing beschrieben. An arbitrarily reduced resolution of the matrix layers (eg reduced by 30% or 70% in comparison to the upper matrix layer), for example also adapted to the resolution of the associated scintillator layer, can be used in the lower detection layers. The overlay is realized by resizing (binning or remapping) the different resolutions of the matrix layers to each other. In the US patent publication US 2010/0278451 A1 In general, the method of resizing is described.

Ein erfindungsgemäßer Röntgendetektor kann in allen Bereichen der Röntgenbildgebung eingesetzt werden, z.B. zur diagnostischen Untersuchung und für interventionelle Eingriffe z.B. in der Kardiologie, der Radiologie sowie der Chirurgie. Röntgensysteme, in die der Röntgendetektor eingebaut werden kann, weisen z.B. einen C-Bogen auf, an dem eine Röntgenröhre und der Röntgendetektor angebracht sind, einen Hochspannungsgenerator zur Erzeugung einer Röhrenspannung, einen Bildgebungssystem inklusive mindestens eines Monitors, eine Systemsteuereinheit und einen Patiententisch. Systeme mit zwei Ebenen (2 C-Bögen) werden ebenfalls in der interventionellen Radiologie eingesetzt. An X-ray detector according to the invention can be used in all areas of X-ray imaging, e.g. for diagnostic examination and for interventional procedures e.g. in cardiology, radiology and surgery. X-ray systems in which the X-ray detector can be incorporated have e.g. a C-arm on which an X-ray tube and the X-ray detector are mounted, a high voltage generator for generating a tube voltage, an imaging system including at least one monitor, a system control unit and a patient table. Two-level (2 C-arcs) systems are also used in interventional radiology.

Die Erfindung lässt sich in folgender Weise kurz zusammenfassen: Für eine verbesserte Dual oder Multi Energy-Bildgebung ist ein Röntgendetektor zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in Bildinformationen, aufweisend mindestens zwei Detektionsschichten, wobei jede Detektionsschicht eine Szintillatorschicht zur Umwandlung von Röntgenquanten in Licht und eine aktive Matrixschicht aufweist, wobei jede Matrixschicht eine Vielzahl von gleich großen Pixelelementen aufweist, welche Pixelelemente jeweils eine Photodiode und ein elektrisches Schaltelement zur Umwandlung von Licht in Bildinformationen aufweisen, wobei zumindest zwei der zumindest zwei Matrixschichten sich hinsichtlich der Pixelgrößen ihrer Pixelelemente unterscheiden, vorgesehen. The invention may be briefly summarized as follows: For improved dual or multi-energy imaging, an X-ray detector is for converting X-radiation into image information comprising at least two detection layers, each detection layer comprising a scintillator layer for converting X-ray quanta into light and an active matrix layer wherein each matrix layer comprises a plurality of pixel elements of equal size, each pixel element having a photodiode and an electrical switching element for converting light into image information, at least two of the at least two matrix layers being different in pixel sizes of their pixel elements.

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG QUOTES INCLUDE IN THE DESCRIPTION

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Zitierte PatentliteraturCited patent literature

US 2010/0278451 A1 [0053] US 2010/0278451 A1 [0053]

Zitierte Nicht-PatentliteraturCited non-patent literature

M. Spahn, “Flat detectors and their clinical applications”, Eur. Radiol. (2005), Band 15, Seiten 1934 bis 1947 [0003] M. Spahn, "Flat detectors and their clinical applications", Eur. Radiol. (2005), Volume 15, pages 1934 to 1947 [0003]

Claims

Röntgendetektor zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in Bildinformationen, aufweisend zumindest zwei Detektionsschichten (14, 15, 28), wobei jede Detektionsschicht (14, 15, 28) eine Szintillatorschicht (10, 11, 26) zur Umwandlung von Röntgenstrahlung (16) in Licht (17) und eine aktive Matrixschicht (12, 13, 27) aufweist, wobei jede Matrixschicht (12, 13, 27) eine Vielzahl von gleich großen Pixelelementen (18) aufweist, welche Pixelelemente (18) jeweils eine Photodiode (20) und ein elektrisches Schaltelement (21) zur Umwandlung von Licht in Bildinformationen aufweisen, wobei zumindest zwei der zumindest zwei Matrixschichten (12, 13, 27) sich hinsichtlich der Pixelgrößen ihrer Pixelelemente (18) unterscheiden. X-ray detector for converting X-radiation into image information, comprising at least two detection layers ( 14 . 15 . 28 ), each detection layer ( 14 . 15 . 28 ) a scintillator layer ( 10 . 11 . 26 ) for the conversion of X-radiation ( 16 ) in light ( 17 ) and an active matrix layer ( 12 . 13 . 27 ), each matrix layer ( 12 . 13 . 27 ) a plurality of pixel elements of equal size ( 18 ), which pixel elements ( 18 ) each have a photodiode ( 20 ) and an electrical switching element ( 21 ) for converting light into image information, wherein at least two of the at least two matrix layers ( 12 . 13 . 27 ) with regard to the pixel sizes of their pixel elements ( 18 ).

Röntgendetektor nach Anspruch 1, wobei die zumindest zwei Szintillatorschichten (10, 11, 26) zumindest zwei unterschiedliche Szintillatordicken aufweisen. An X-ray detector according to claim 1, wherein the at least two scintillator layers ( 10 . 11 . 26 ) have at least two different scintillator thicknesses.

Röntgendetektor nach Anspruch 1, wobei jede Matrixschicht (12, 13, 27) eine von der Pixelgröße jeweils jeder anderen Matrixschicht (12, 13, 27) unterschiedliche Pixelgröße der Pixelelemente (18) aufweist. An X-ray detector according to claim 1, wherein each matrix layer ( 12 . 13 . 27 ) one of the pixel size of each other matrix layer ( 12 . 13 . 27 ) different pixel size of the pixel elements ( 18 ) having.

Röntgendetektor nach Anspruch 3, wobei die in Bezug auf die Einfallsrichtung der Röntgenstrahlung (16) oberste Matrixschicht (12) die geringste Pixelgröße und die unterste Matrixschicht (13, 27) die größte Pixelgröße aufweist. An X-ray detector according to claim 3, wherein, with respect to the direction of incidence, the X-ray radiation ( 16 ) uppermost matrix layer ( 12 ) the smallest pixel size and the lowest matrix layer ( 13 . 27 ) has the largest pixel size.

Röntgendetektor nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei sich die zumindest zwei Szintillatorschichten (10, 11, 26) hinsichtlich ihrer Materialien unterscheiden. X-ray detector according to one of the preceding claims, wherein the at least two scintillator layers ( 10 . 11 . 26 ) with regard to their materials.

Röntgendetektor nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei jede Szintillatorschicht (10, 11, 26) in Bezug auf die Einfallsrichtung der Röntgenstrahlung (16) oberhalb der jeweiligen zugeordneten Matrixschicht (12, 13, 27) angeordnet ist. X-ray detector according to one of the preceding claims, wherein each scintillator layer ( 10 . 11 . 26 ) with respect to the direction of incidence of the X-radiation ( 16 ) above the respective assigned matrix layer ( 12 . 13 . 27 ) is arranged.

Röntgendetektor nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei zumindest eine Szintillatorschicht (11) in Bezug auf die Einfallsrichtung der Röntgenstrahlung unter der jeweiligen zugeordneten Matrixschicht (13) angeordnet ist. X-ray detector according to one of the preceding claims, wherein at least one scintillator layer ( 11 ) with respect to the direction of incidence of the X-ray radiation under the respective associated matrix layer ( 13 ) is arranged.

Verfahren zur Erzeugung eines Gesamtröntgenbildes eines Röntgendetektors nach einem der Ansprüche 1 bis 7 mit zumindest zwei Detektionsschichten (14, 15, 28), wobei – aus jeder Detektionsschicht (14, 15, 28) Röntgenbilddaten ausgelesen werden und je ein einzelnes Röntgenbild erzeugt wird, und – aus den einzelnen Röntgenbildern ein Gesamtröntgenbild erzeugt wird, welches eine Funktion der einzelnen Röntgenbilder ist. Method for producing an overall x-ray image of an x-ray detector according to one of Claims 1 to 7, having at least two detection layers ( 14 . 15 . 28 ), wherein - from each detection layer ( 14 . 15 . 28 ) X-ray image data are read out and a single X-ray image is generated in each case, and - an overall X-ray image is generated from the individual X-ray images, which is a function of the individual X-ray images.

Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Funktion eine Linearkombination ist. The method of claim 8, wherein the function is a linear combination.

Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, wobei die einzelnen Röntgenbilder von Grauwertbildern (G_i) gebildet werden und das Gesamtröntgenbild von einem Farbröntgenbild (C_k) gebildet wird. Method according to claim 8 or 9, wherein the individual X-ray images are formed by gray scale images (G _i ) and the overall X-ray image is formed by a color X-ray image (C _k ).

Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 10, wobei zumindest das Röntgenbild mit der größten Pixelgröße durch ein Remappingverfahren bearbeitet wird, so dass aus dem Röntgenbild ein bearbeitetes Röntgenbild mit einer kleineren Pixelgröße erstellt wird. Method according to one of claims 8 to 10, wherein at least the X-ray image with the largest pixel size is processed by a Remappingverfahren, so that from the X-ray image, a processed X-ray image is created with a smaller pixel size.

Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 10, wobei zumindest das Röntgenbild mit der kleinsten Pixelgröße durch ein Binningverfahren bearbeitet wird, so dass aus dem Röntgenbild ein bearbeitetes Röntgenbild mit einer größeren Pixelgröße erstellt wird. Method according to one of claims 8 to 10, wherein at least the X-ray image with the smallest pixel size is processed by a Binningverfahren, so that from the X-ray image, a processed X-ray image is created with a larger pixel size.