DE102015205301A1

DE102015205301A1 - Betreiben eines zählenden digitalen Röntgenbilddetektors

Info

Publication number: DE102015205301A1
Application number: DE102015205301.6A
Authority: DE
Inventors: Steffen Kappler; Martin Spahn
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2015-03-24
Filing date: 2015-03-24
Publication date: 2016-09-29
Also published as: US9664798B2; US20160282476A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betreiben eines zählenden digitalen Röntgenbilddetektors (54), wobei jedes Pixelelement (23) und/oder jeder Pixelverbund umschaltbar zwischen einem ersten Zählmodus und einem davon verschiedenen zweiten Zählmodus ausgebildet ist und wobei für jedes Pixelelement (23) oder jeden Pixelverbund eine mindestens erste Zählung (11) der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse Nbasis,1 in einem mindestens ersten Zeitintervall Tbasis,1 im ersten Zählmodus durchgeführt wird, eine Auswertung (13) der mindestens ersten Zählung (11) der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse Nbasis,1 in einer Auswerteeinheit (45) des Röntgenbilddetektors (54) durchgeführt wird, eine Umschaltung (15) in den zweiten Zählmodus in Abhängigkeit der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse Nbasis,1 durchgeführt wird, und eine zweite Zählung (17) der Anzahl und/oder der Energie von gezählten Ereignissen Nmess innerhalb eines mindestens zweiten Zeitintervalls Tmess im gewählten zweiten Zählmodus durchgeführt wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betreiben eines zählenden digitalen Röntgenbilddetektors sowie einen Röntgenbilddetektor und ein medizinisches Gerät dazu.
Zur diagnostischen Untersuchung und für interventionelle Eingriffe z.B. in der Kardiologie, der Radiologie sowie der Chirurgie werden zur Bildgebung Röntgensysteme eingesetzt. Diese Röntgensysteme bestehen aus mindestens einer Röntgenröhre, einem Röntgendetektor, entsprechender Mechanik, Hochspannungsgenerator, Bildgebungssystem, Steuereinheit und gegebenenfalls Patientenliege. Konventionelle Röntgensysteme verwenden integrierende Röntgendetektoren, die entweder Szintillatoren oder amorphe Halbleiterschichten wie Selen als Röntgenkonversion verwenden.
Um neue klinische Applikationen wie spektrale Bildgebung zu ermöglichen, aber auch die Quanteneffizienz weiter zu steigern, wird zunehmend das Potential von zählenden Detektoren oder energiediskriminierenden zählenden Detektoren auf Basis von direkt-konvertierenden Materialen, wie CdTe, CZT (CdZnTe), Si oder GaAs, und kontaktierten ASICs untersucht.
Ein zählender digitaler Röntgenbilddetektor zur Aufnahme von Röntgenbildern eines von einer Röntgenstrahlung durchstrahlten Objektes weist zumindest ein Detektormodul auf. Das Detektormodul weist einen flächenhaften Direktkonverter zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen auf, wobei jedes zählende Pixelelement einen Ladungs- oder Signaleingang, eine Wandlungsvorrichtung zur Wandlung des elektrischen Signals in ein Zählsignal, einen digitalen Zähler zur Erfassung und Speicherung des Zählsignals und eine Ansteuer- und Ausleseeinheit aufweist. Der Röntgenbilddetektor ist derart ausgebildet, dass jedes Pixelelement des Röntgenbilddetektors mit den entsprechenden Elektroden des Detektormaterials des Direktkonverters über Kontakte (Bump Bonds) verbunden ist.
Der digitale zählende Röntgenbilddetektor kann die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse für jedes Pixelelement oder jeden Pixelverbund bestimmen. Der digitale zählende Röntgenbilddetektor stellt ortsaufgelöste Information über Anzahl und/oder Energie der Ereignisse bereit und er bietet darüber hinaus die Möglichkeit energieselektiver Bildgebung.
Ein Pixelelement stellt die kleinste Detektionseinheit mit Anbindung an eine Auswerteelektronik im ASIC des Röntgenbilddetektors dar. Es sind mehrere Diskriminatoren pro Pixelelement möglich.
Ein Pixelverbund stellt eine Einheit mehrerer Pixelelemente mit oder ohne gemeinsame Auswertelogik dar. Durch den Pixelverbund wird eine komplexere und/oder von den Nachbarpixelelementen abhängige Auswertung ermöglicht, dabei sind mehrere Diskriminatoren pro Pixelverbund möglich.
Der digitale zählende Röntgenbilddetektor kann mehrere Zählmodi zur Verfügung stellen.
Verschiedene Effekte können nun dazu führen, dass ein absorbiertes Röntgenquant seine Energie nicht nur in einem Pixelelement deponiert, sondern dass durch Prozesse wie Ladungsteilung (Charge-Sharing) oder Fluoreszenzphotonen (k-Fluoreszenz) ein Teil der Energie in den benachbarten Pixelelementen deponiert wird oder nicht berücksichtigt wird. Dies kann zu Fehlzählungen und/oder fehlerhafter Zuordnung der Energie im Fall von energiediskriminierenden Detektoren führen. Um diese Effekte zu reduzieren oder zu vermeiden, können Summations- und Antikoinzidenzschaltungen eingesetzt werden.
Aus der noch nicht veröffentlichten Anmeldung mit dem amtlichen Anmeldeaktenzeichen 102013219740.3 ist ein zählender digitaler Röntgenbilddetektor zur Aufnahme von Röntgenbildern eines von einer Röntgenstrahlung durchstrahlten Objektes bekannt.
Bei hohen Röntgenflüssen wird die Unterscheidung unabhängiger Ereignisse schwieriger und Fehlzählungen werden wahrscheinlicher. Bei der Auswertung von Signalen in Abhängigkeit der Nachbarpixel werden mehrere Pixelelemente blockiert, der Anteil von Fehlzählungen wird dadurch weiter erhöht. Das Ziel einer guten Energieauflösung steht mit einer möglichst fehlerfreien Zählung bei hohen Röntgenflüssen im Widerspruch.
Es ist Aufgabe der Erfindung ein Verfahren zum Betreiben eines zählenden digitalen Röntgenbilddetektors anzugeben, welches in Abhängigkeit des vorherrschenden Photonenflusses eine möglichst gute Energieauflösung ermöglicht und gleichzeitig Fehlzählungen vermeidet. Zudem ist es Aufgabe der Erfindung einen zählenden digitalen Röntgenbilddetektor und eine medizinisches Gerät anzugeben, welche in Abhängigkeit des vorherrschenden Photonenflusses eine möglichst gute Energieauflösung zulassen und gleichzeitig Fehlzählungen vermeiden.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren zum Betreiben eines zählenden digitalen Röntgenbilddetektors nach Anspruch 1, einen zählenden digitalen Röntgenbilddetektor nach Anspruch 11 und ein medizinisches Gerät nach Anspruch 14.
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betreiben eines zählenden digitalen Röntgenbilddetektors, welcher eine Mehrzahl von Pixelelementen aufweist, wobei jedes Pixelelement und/oder jeder einer Mehrzahl von aus Pixelelementen zusammenfassbaren Pixelverbünden umschaltbar zwischen einem ersten Zählmodus und einem davon verschiedenen zweiten Zählmodus ausgebildet ist. Für jedes Pixelelement oder jeden Pixelverbund wird in einem Schritt eine mindestens erste Zählung der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 in einem mindestens ersten Zeitintervall T_basis,1 im ersten Zählmodus durchgeführt. In einem weiteren Schritt wird eine Auswertung der mindestens ersten Zählung der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 in einer Auswerteeinheit des Röntgenbilddetektors durchgeführt. In einem weiteren Schritt wird eine Umschaltung in den zweiten Zählmodus basierend auf der Auswertung der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 durchgeführt. In einem weiteren Schritt wird eine zweite Zählung der Anzahl und/oder der Energie von gezählten Ereignissen N_mess innerhalb eines mindestens zweiten Zeitintervalls T_mess im gewählten zweiten Zählmodus durchgeführt.
Die Umschaltbarkeit zwischen dem ersten Zählmodus und dem zweiten Zählmodus bietet den Vorteil, dass ein Wechsel des Zählmodus möglich ist, auch mehrfach in Folge. Beispielsweise kann die Umschaltung automatisch durch Erfüllen einer Bedingung erfolgen. Der Zählmodus ist in jedem Pixelelement und/oder jedem Pixelverbund unabhängig von benachbarten Pixelelementen und/oder Pixelverbünden umschaltbar. Als Beispiele werden nun einige beispielhafte Kombinationen von der Verwendung von Pixelelementen und Pixelverbünden angegeben, weitere Kombinationen sind darüber hinaus möglich. Beispielsweise ist der Zählmodus in allen Pixelelementen unabhängig von den jeweils benachbarten Pixelelementen umschaltbar. Alternativ ist beispielweise bei Verwendung von Pixelverbünden der Zählmodus aller Pixelverbünde unabhängig von den jeweils benachbarten Pixelverbünden umschaltbar. Alternativ ist beispielsweise im Fall von der Verwendung von Pixelelementen und Pixelverbünden der Zählmodus unabhängig von den jeweils benachbarten Pixelelementen und Pixelverbünden umschaltbar.
In einer ersten Zählung werden die Anzahl und/oder Energie von Ereignissen in einem ersten Zeitintervall gezählt. Die erste Zählung ermöglicht in vorteilhafter Weise eine Abschätzung der Umgebungsbedingungen, insbesondere die Abschätzung des vorhandenen Photonenflussniveaus. Anhand dieser ersten Zählung kann in weiteren Schritten eine Auswertung erfolgen.
Eine Auswertung der ersten Zählung erfolgt in einer Auswerteeinheit des Detektors. Vorteilhaft findet die Auswertung direkt im Anschluss an die erste Zählung und/oder direkt im Detektor statt, dadurch werden Zeitverluste und Datentransfer verringert.
Die Umschaltung erfolgt im Anschluss an die Auswertung der ersten Zählung. Es ist von Vorteil, dass die Umschaltung automatisiert und basierend auf der vorherigen Auswertung der ersten Zählung im ersten Zeitintervall durchgeführt wird, dadurch werden Zeitverluste und Datentransfer verringert. Es wird eine Berücksichtigung des lokalen Photonenflusses in der aktuellen Aufnahme ermöglicht.
Mit einer zweiten Zählung wird die Aufnahme abgeschlossen, dabei kann sich das Gesamtergebnis der Aufnahme aus der ersten Zählung und der zweiten Zählung zusammensetzen oder nur auf der zweiten Zählung basieren. Es ist vorteilhaft eine zweite Zählung nach der Umschaltung durchzuführen um ein besseres Ergebnis im Vergleich zur Beibehaltung des ersten Zählmodus zu erhalten. Dabei werden ungünstige Einflüsse des ersten Zählmodus vermieden, dazu zählen beispielsweise Fehlzählungen und/oder eine Verschlechterung der Energieauflösung.
Die Erfindung betrifft ferner einen zählenden digitalen Röntgenbilddetektor zum Ausführen des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei jedes Pixelelement und/oder jeder Pixelverbund eine Zähleinheit aufweist und wobei jedes Pixelelement und/oder jeder einer Mehrzahl von aus Pixelelementen zusammenfassbaren Pixelverbünden umschaltbar zwischen einem ersten Zählmodus und einem davon verschiedenen zweiten Zählmodus ausgebildet ist. Der Röntgenbilddetektor weist ferner eine Auswerteeinheit und eine Umschalteinheit auf. Die Zähleinheit ist ausgelegt eine mindestens erste Zählung der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 in einem mindestens ersten Zeitintervall T_basis,1 im ersten Zählmodus auszuführen. Die Auswerteeinheit ist ausgelegt eine Auswertung der mindestens ersten Zählung der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 auszuführen. Die Umschalteinheit ist ausgelegt eine Umschaltung in den zweiten Zählmodus basierend auf der Auswertung der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 auszuführen. Die Zähleinheit ist ausgelegt eine zweite Zählung der Anzahl und/oder der Energie von registrierten Ereignissen N_mess innerhalb eines mindestens zweiten Zeitintervalls T_mess im gewählten zweiten Zählmodus auszuführen.
Die Zähleinheit kann mehrere Zähler aufweisen. Vorzugsweise werden die erste Zählung und die zweite Zählung in einem Zähler durchgeführt. In einer alternativen Ausführungsform der Erfindung können voneinander verschiedene Zähler für die erste Zählung und für die zweite Zählung verwendet werden.
Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung weist eine Auswerteeinheit auf, die mit einem Komparator direkt im ASIC ausgebildet ist. Vorteilhaft ist dabei die automatische Datenverarbeitung im Detektor unter Vermeidung von Datentransfer zwischen ASIC und Detektorausleseeinheit.
Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung weist eine Umschalteinheit auf, die direkt im ASIC ausgebildet ist. Vorteilhaft ist dabei die Vermeidung von Datenverkehr zwischen ASIC und Detektorausleseeinheit.
Die Erfindung betrifft ferner ein medizinisches Gerät zur Aufnahme eines von elektromagnetischer und/oder ionisierender Strahlung durchstrahlten Objektes, aufweisend einen zählenden digitalen Röntgenbilddetektor nach einem der Ansprüche 11 bis 13.
Medizinisches Gerät zur Aufnahme eines von elektromagnetischer und/oder ionisierender Strahlung durchstrahlten Objektes kann in weiterer Ausgestaltung der Erfindung als Computertomograph, Angiographiesystem, mobile oder robotergestütztes C-Arm-System, Projektionsradiographiesystem oder andere ausgeprägt sein.
Weitere vorteilhafte Fortbildungen sind in den abhängigen Ansprüchen angegeben.
Gemäß einem Aspekt eines erfindungsgemäßen Verfahrens ist einer der Zählmodi ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“, bei dem die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in jedem Pixelelement oder in jedem Pixelverbund gezählt wird.
Im Zählmodus „einfacher Zählmodus“ wird die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse unabhängig von den Ereignissen in den benachbarten Pixelelementen oder Pixelverbünden gezählt. Hierbei ist es vorteilhaft, dass keine komplexen Vorgänge zur Auswertung eines Ereignisses durchgeführt werden und damit eine Vermeidung von Totzeiten und damit einhergehender Paralyse erreicht wird. Zudem ist es von Vorteil, dass eine Blockade mehrerer Pixelelemente vermieden wird. Im Zählmodus „einfacher Zählmodus“ kann insbesondere die Summation und/oder Antikoinzidenz deaktiviert sein. Es wird gezählt ohne Informationen von Nachbarpixeln zu verwenden. Die Energieauflösung leidet jetzt und auch Fehlzählungen, in Form von zu vielen oder zu wenigen Ereignissen, können auftreten.
Gemäß einem Aspekt eines erfindungsgemäßen Verfahrens ist einer der Zählmodi ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“, bei dem Anzahl und/oder Energie der Ereignisse gezählt wird, wobei je ein Summensignal an verschiedenen Knotenpunkten benachbarter Pixelelemente bestimmt wird und die Summensignale jeweils demjenigen Pixelelement zugeordnet werden, das das größte zu dem jeweiligen Summensignal beitragende Einzelsignal aufweist.
Im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ wird eine Summations- und optional eine Antikoinzidenz-Schaltung im Pixelverbund, bestehend aus betroffenem Pixelelement und benachbarten Pixelelementen, verwendet. Die auf mehrere Pixelelemente aufgeteilten Ladungen eines einzigen Ereignisses werden als Gesamtereignis einem Pixelelement zugewiesen. Vorteilhaft sind die Vermeidung von Fehlzählungen und eine bessere Energieauflösung.
Ein Einzelsignal stellt das Signal eines gezählten Ereignisses in einem Pixelelement dar, dabei kann das Einzelsignal ein gesamtes Ereignis entsprechend der gesamten Energiedeposition eines Röntgenquants oder aber auch nur einen Teil des Ereignisses entsprechend einem Bruchteil der Energiedeposition eines Röntgenquants umfassen.
Das Summensignal stellt die Summe der am Knotenpunkt berücksichtigten Einzelsignale aller benachbarten Pixelelemente dar.
Der Knotenpunkt liegt zwischen beispielsweise vier aneinander grenzenden Pixelelementen (2×2-Cluster). Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die einer diesen Pixelelementen der Pixelstruktur zugeordneten Stelle die Kreuzungsstelle der Pixelelemente ist. Für jeden Knotenpunkt ist eine gemeinsame Summations- und Antikoinzidenzlogik und eine Logik zur Zuweisung des Summensignals vorhanden. Die Summations- und Antikoinzidenzlogik wird nur dann verwendet, wenn sich mindestens ein benachbartes Pixelelement im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ befindet. An Knotenpunkten mit angrenzenden Pixelelementen in einem vom Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ verschiedenen Zählmodus werden nur die Einzelsignale zur Summation verwendet, die von Pixelelementen im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ gezählt wurden.
Gemäß einem Aspekt eines erfindungsgemäßen Verfahrens wird zur Auswertung mindestens eine Schwelle der Anzahl und/oder Energie der gezählten Ereignisse genutzt.
Die mindestens eine Schwelle kann durch einseitige Diskrimination oder durch Fensterdiskrimination ausgebildet sein.
Eine erste Schwelle und weitere Schwellen können gleiche oder verschiedene Werte annehmen. In einer bevorzugten Ausführungsform kann die erste Schwelle größer als eine zweite Schwelle ausgebildet sein. Dies ist vorteilhaft um eine möglichst gute Energieauflösung zu erreichen und häufige Wechsel des Zählmodus in Schwellennähe zu vermeiden. Zusätzlich können auch die Umschaltvorgänge innerhalb einer gewissen Anzahl von Aufnahmen limitiert werden.
Gemäß einem Aspekt eines erfindungsgemäßen Verfahrens wird als erster Zählmodus ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ gewählt, bei dem Anzahl und/oder Energie der Ereignisse gezählt wird, wobei im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ je ein Summensignal an verschiedenen Knotenpunkten benachbarter Pixelelemente bestimmt wird und die Summensignale jeweils demjenigen Pixelelement zugeordnet werden, das das größte zu dem jeweiligen Summensignal beitragende Einzelsignal aufweist. Als zweiter Zählmodus wird ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ gewählt, bei dem die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in jedem Pixelelement oder in jedem Pixelverbund gezählt wird, falls die Anzahl der Ereignisse im ersten Zeitintervall T_basis,1 oder eine Vorhersage der Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess oberhalb einer ersten Schwelle liegt.
Sei der erste Zählmodus der Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“, so erfolgt eine Umschaltung in den Zählmodus „einfacher Zählmodus“ als zweiten Zählmodus, falls die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 im mindestens ersten Zeitintervall T_basis,1 oder eine Vorhersage der Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess die erste Schwelle übersteigt. Für 3D-Rekonstruktionsalgorithmen sind alle Linienintegrale wichtig. Fehlt Information, so können nur durch spezielle Annahmen Annäherungen erfolgen. Auch Informationen aus den Projektionswinkeln, in denen Direktstrahlung auf den Röntgenbilddetektor trifft oder in denen nur Randbereiche des Patienten getroffen werden, sind relevant, insbesondere für die artefaktfreie Niedrigkontrastbildgebung. Mit Vorteil wird durch die Verwendung des Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ als ersten Zählmodus und des Zählmodus „einfacher Zählmodus“ als zweiten Zählmodus energieselektive Information im Fall von niedrigen oder mittleren Photonenflüssen im ersten Zählmodus generiert als auch lineare oder linearisierbare Information im Fall von hohen Photonenflüssen im zweiten Zählmodus, die für die 3D-Rekonstruktion vorteilhaft ist.
Gemäß einem Aspekt eines erfindungsgemäßen Verfahrens wird als erster Zählmodus ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ gewählt, bei dem die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in jedem Pixelelement oder in jedem Pixelverbund gezählt wird. Als zweiter Zählmodus wird ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ gewählt, bei dem Anzahl und/oder Energie der Ereignisse gezählt wird, wobei im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ je ein Summensignal an verschiedenen Knotenpunkten benachbarter Pixelelemente bestimmt wird und die Summensignale jeweils demjenigen Pixelelement zugeordnet werden, das das größte zu dem jeweiligen Summensignal beitragende Einzelsignal aufweist, falls die Anzahl der Ereignisse im ersten Zeitintervall T_basis,1 oder eine Vorhersage der Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess unterhalb einer zweiten Schwelle liegt.
Sei der erste Zählmodus der Zählmodus „einfacher Zählmodus“, so erfolgt eine Umschaltung in den Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ als zweiten Zählmodus, falls die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 im mindestens ersten Zeitintervall T_basis,1 oder eine Vorhersage der Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess die zweite Schwelle unterschreitet. Für 3D-Rekonstruktionsalgorithmen sind alle Linienintegrale wichtig. Fehlt Information, so können nur durch spezielle Annahmen Annäherungen erfolgen. Auch Informationen aus den Projektionswinkeln, in denen Direktstrahlung auf den Röntgenbilddetektor trifft oder in denen nur Randbereichen des Patienten getroffen werden, sind relevant, insbesondere für die artefaktfreie Niedrigkontrastbildgebung. Mit Vorteil wird durch die Verwendung des Zählmodus „einfacher Zählmodus“ als ersten Zählmodus und des Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ als zweiten Zählmodus lineare oder linearisierbare Information im Fall von hohen Photonenflüssen im ersten Zählmodus generiert, die für die 3D-Rekonstruktion vorteilhaft ist, als auch energieselektive Information im Fall von niedrigen oder mittleren Photonenflüssen im zweiten Zählmodus. Gemäß einem Aspekt eines erfindungsgemäßen Verfahrens wird das erste Zeitintervall T_basis,1 kleiner als das zweite Zeitintervall T_mess gewählt.
Vorteilhaft wird ein Bruchteil des Zeitintervalls T_mess + T_basis,1 verwendet um den zu erwartenden Photonenfluss abzuschätzen. Das erste Zeitintervall T_basis,1 kann dementsprechend kleiner gewählt werden als das zweite Zeitintervall T_mess, dabei kann das erste Zeitintervall T_basis,1 in der Größenordnung von 10 Prozent oder weniger, 1 Prozent oder weniger oder 0,1 Prozent oder weniger des Zeitintervalls T_mess + T_basis,1 betragen.
Gemäß einem Aspekt eines erfindungsgemäßen Verfahrens ist die Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess + T_basis,1 durch Multiplikation der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_mess im Zeitintervall T_mess mit dem Faktor (T_mess + T_basis,1)/T_mess dargestellt, oder durch die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_mess im Zeitintervall T_mess dargestellt, falls das erste Zeitintervall T_basis,1 10 Prozent oder weniger des Zeitintervalls T_mess beträgt, oder durch die Summe aus der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse im Zeitintervall T_basis,1 und der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse im Zeitintervall T_mess dargestellt.
Die Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess + T_basis,1 entspricht der Anzahl der Ereignisse die für die Bildakquisition vom Detektor gezählt wurden. Vorteilhaft ist die Verwendung der Anzahl aller Ereignisse im Zeitintervall T_mess + T_basis,1 für einen möglichst geringen Verlust an Photonen für eine gute Bildqualität und für eine optimale Ausnutzung der Dosis. Zweckmäßig ist die Berechnung der Ereignisse im Zeitintervall T_mess + T_basis,1 zur Korrektur oder Berücksichtigung der Anzahl der Ereignisse im ersten Zeitintervall T_basis,1.
Die Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess + T_basis,1 kann durch Multiplikation der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_mess im Zeitintervall T_mess mit dem Faktor (T_mess + T_basis,1)/T_mess abgeschätzt werden. Diese Extrapolation auf das Zeitintervall T_mess + T_basis,1 ist vorteilhaft, da die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse auf der Zählweise eines einzigen Zählmodus basiert und die Zählung der Ereignisse nur in dem auf den Photonenfluss angepassten Zählmodus durchgeführt wurde. Vorteilhaft werden eine Vermeidung von Fehlzählungen und eine Optimierung der Energieauflösung erreicht. Der Vorgang der Multiplikation kann dabei auch außerhalb des ASICs durchgeführt werden.
In einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung kann die Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess + T_basis,1 durch die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_mess im Zeitintervall T_mess dargestellt werden, falls das erste Zeitintervall T_basis,1 10 Prozent oder weniger, 5 Prozent oder weniger oder 1 Prozent oder weniger des Zeitintervalls T_mess beträgt. Vorteilhaft ist die Vermeidung von Operationen innerhalb und außerhalb des ASIC.
In einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung kann die Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess + T_basis,1 durch die Summe aus der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse im Zeitintervall T_basis,1 und der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse im Zeitintervall T_mess dargestellt werden. Die Nutzung der ersten Zählung und der zweiten Zählung beinhaltet in vorteilhafterweise Änderungen im Photonenfluss, z.B. durch sich ändernde Objektschwächung, während der Aufnahme. Zweckmäßig ist, dass keine Information verschwendet wird und eine optimale Nutzung der Photonenstatistik erreicht wird und dabei für das Bild ungenutzte Patientendosis vermieden wird.
Gemäß einem Aspekt eines erfindungsgemäßen Verfahrens unterscheiden sich das Zeitintervall T_basis,1 und das Zeitintervall T_mess um weniger als 10 Prozent von T_basis,1.
Das Zeitintervall T_basis,1 und das Zeitintervall T_mess wird mit einer im Wesentlichen gleichen Zeitdauer gewählt, dabei unterscheiden sich das Zeitintervall T_basis,1 und das Zeitintervall T_mess bevorzugt um 10 Prozent oder weniger von T_basis,1. In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird die erste Zählung im ersten Zeitintervall für ein vorheriges Bild genutzt. Mit Vorteil ist keine Berücksichtigung der Anzahl der Ereignisse im ersten Zeitintervall für die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in der aktuellen Bildakquisition nötig. Dadurch werden Rechenoperationen oder Annahmen zur Korrektur der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse vermieden.
Gemäß einem Aspekt eines erfindungsgemäßen Verfahrens werden die Schritte der mindestens ersten Zählung, der Auswertung, der Umschaltung und der zweiten Zählung n-mal wiederholt. Es werden mehrere Zeitintervalle T_basis,1 bis T_basis,n mit der Zeitdauer des Zeitintervalls T_mess zur Berechnung eines Gradienten aus der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in den Zeitintervallen T_basis,1 bis T_basis,n für eine Berechnung der Anzahl und/oder Energie der zu erwartenden Ereignisse im Zeitintervall T_mess verwendet.
Die Schritte der mindestens ersten Zählung, der Auswertung, der Umschaltung und der zweiten Zählung werden n-mal wiederholt, dadurch erhält man mehrere Zeitintervalle T_basis,1 bis T_basis,n. Die Zeitintervalle T_basis,1 bis T_basis,n mit der Zeitdauer des Zeitintervalls T_mess werden in der Auswertung genutzt, dadurch wir mit Vorteil eine Vorhersage der zu erwarteten Anzahl und/oder Energie der Ereignisse im Zeitintervall T_mess ermöglicht. Die mehreren Zeitintervalle T_basis,1 bis T_basis,n können dabei für vorherige Bildakquisitionen genutzt werden. Vorteilhaft ist die Vermeidung häufigen Umschaltens zwischen den Zählmodi. Die Verwendung mehrere Zeitintervalle T_basis,1 bis T_basis,n ist eine bevorzugte Ausführungsform, insbesondere wenn mehrere Bildakquisitionen zeitlich hintereinander erfolgen für die das Objekt sich relativ zur Position von Röntgenstrahler und Röntgenbilddetektor nur unerheblich bewegt hat, d.h. für die aktuelle Bildakquisition kann in jedem Pixel eine annähernd gleiche Zählrate erwartet werden wie bei der vorhergehenden Bildakquisition.
Die mehreren Zeitintervalle T_basis,1 bis T_basis,n werden zur Berechnung der erwarteten Anzahl für jedes Pixelelement oder jeden Pixelverbund genutzt. Zweckmäßig ist die Berechnung des Gradienten zur Bestimmung eines Trends, ob die Anzahl der Ereignisse zu- oder abnimmt, dabei sind mindestens zwei erste Zählungen nötig.
Gemäß einem Aspekt eines erfindungsgemäßen Röntgenbilddetektors wird als erster Zählmodus ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ gewählt, bei dem Anzahl und/oder Energie der Ereignisse gezählt wird, wobei im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ je ein Summensignal an verschiedenen Knotenpunkten benachbarter Pixelelemente bestimmt wird und die Summensignale jeweils demjenigen Pixelelement zugeordnet werden, das das größte zu dem jeweiligen Summensignal beitragende Einzelsignal aufweist. Als zweiter Zählmodus wird ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ gewählt, bei dem die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in jedem Pixelelement oder in jedem Pixelverbund gezählt wird, falls die Anzahl der Ereignisse im ersten Zeitintervall T_basis,1 oder eine Vorhersage der Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess oberhalb der ersten Schwelle liegt.
Die Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Röntgenbilddetektors weist ebenfalls die Vorteile entsprechend des erfindungsgemäßen Verfahrens auf.
Gemäß einem Aspekt eines erfindungsgemäßen Röntgenbilddetektors wird als erster Zählmodus ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ gewählt, bei dem die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in jedem Pixelelement oder in jedem Pixelverbund gezählt wird. Als zweiter Zählmodus wird ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ gewählt, bei dem Anzahl und/oder Energie der Ereignisse gezählt wird, wobei im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ je ein Summensignal an verschiedenen Knotenpunkten benachbarter Pixelelemente bestimmt wird und die Summensignale jeweils demjenigen Pixelelement zugeordnet werden, das das größte zu dem jeweiligen Summensignal beitragende Einzelsignal aufweist, falls die Anzahl der Ereignisse im ersten Zeitintervall T_basis,1 oder eine Vorhersage der Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess unterhalb der zweiten Schwelle liegt.
Die Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Röntgenbilddetektors weist ebenfalls die Vorteile entsprechend des erfindungsgemäßen Verfahrens auf.
Gemäß einem Aspekt eines erfindungsgemäßen medizinischen Geräts stellt das medizinische Gerät ein Gerät zur Schichtbildgebung eines von elektromagnetischer und/oder ionisierender Strahlung durchstrahlten Objektes dar.
Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung ist ein medizinisches Gerät zur Schichtbildgebung wie beispielsweise ein C-Bogen-System oder ein Computertomograph.
Die oben beschriebenen Eigenschaften, Merkmale und Vorteile dieser Erfindung sowie die Art und Weise, wie diese erreicht werden, werden klarer und deutlicher verständlich im Zusammenhang mit der folgenden Beschreibung der Ausführungsbeispiele, die im Zusammenhang mit den Zeichnungen näher erläutert werden. Hierbei zeigt:
1 eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen Verfahrens zum Betreiben eines zählenden digitalen Röntgenbilddetektors;
2 eine schematische Darstellung von Umschaltvorgängen zwischen erstem Zählmodus und zweitem Zählmodus;
3 eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen zählenden Pixelelements zum Ausführen des erfindungsgemäßen Verfahrens; und
4 eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen medizinischen Geräts zur Schichtbildgebung mit einem erfindungsgemäßen zählenden digitalen Röntgenbilddetektor.
Die 1 zeigt eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen Verfahrens zum Betreiben eines zählenden digitalen Röntgenbilddetektors 54. Das Verfahren weist den Schritt einer mindestens ersten Zählung 11, den Schritt Auswertung 13, den Schritt Umschaltung 15 und den Schritt einer zweiten Zählung 17 auf. Die mindestens erste Zählung 11 der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 wird in einem mindestens ersten Zeitintervall T_basis,1 im ersten Zählmodus durchgeführt. Beispielsweise kann der erste Zählmodus ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ 2 oder ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ 1 darstellen. Die Auswertung 13 der mindestens ersten Zählung 11 der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 wird in einer Auswerteeinheit 45 des Röntgenbilddetektors durchgeführt, beispielsweise in Form eines Komparators. Die Umschaltung 15 in den zweiten Zählmodus in Abhängigkeit der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 wird im Anschluss durchgeführt, beispielsweise wenn der Komparator der Auswerteeinheit ein Überschreiten einer zuvor festgelegten Anzahl von Ereignissen im ersten Zeitintervall feststellt. Die zweite Zählung 17 der Anzahl und/oder der Energie von gezählten Ereignissen N_mess innerhalb eines mindestens zweiten Zeitintervalls T_mess wird im gewählten zweiten Zählmodus durchgeführt, wobei der zweite Zählmodus ein vom ersten Zählmodus verschiedener Zählmodus ist. Ist beispielsweise der erste Zählmodus ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ 1, so kann der zweite Zählmodus ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ 2 sein.
Die 2 zeigt eine schematische Darstellung von Umschaltvorgängen zwischen erstem Zählmodus und zweitem Zählmodus. Es befinden sich in diesem Ausführungsbeispiel zunächst alle Pixelelemente 23 in einem ersten Zählmodus, der ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ 1 ist. Es wird die mindestens erste Zählung 11 durchgeführt. Die Einzelsignale werden zu den Knotenpunkten 25 kopiert, dort wird ein Summensignal aus den Einzelsignalen der vier anliegenden Pixelelemente 23 gebildet und das Summensignal wird dem Pixelelement zugewiesen, das das größte Einzelsignal beiträgt. Die Auswertung 13 der mindestens ersten Zählung 11 führt zu einer Umschaltung 15 einzelner Pixelelemente 23 in den zweiten Zählmodus, der ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ 2 ist. Die Knotenpunkte 25 mit weniger als drei angrenzenden Pixelelementen 23 im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ 1 werden deaktiviert. Es erfolgt eine zweite Zählung 17. Die zweite Zählung 17 kann beispielsweise für die nächste Aufnahme als erste Zählung 11 herangezogen werden. Der erste Zählmodus ist für die Pixelelemente teilweise unterschiedlich gewählt. Die Auswertung 13 dieser ersten Zählung 11 im ersten Zählmodus führt zu einer Umschaltung 15 eines Pixelelements 23 in den zweiten Zählmodus, der ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ 2 ist. Die Knotenpunkte 25 mit weniger als drei angrenzenden Pixelelementen 23 im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ 1 werden deaktiviert. Es erfolgt eine zweite Zählung 17. Diese zweite Zählung 17 kann nun als erste Zählung 11 für die nächste Aufnahme herangezogen werden. Der erste Zählmodus ist für die Pixelelemente teilweise unterschiedlich gewählt. Die Auswertung 13 führt zur Umschaltung 15 von zwei Pixelelementen 23 in den zweiten Zählmodus, der ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ 1 ist, und zur Umschaltung 15 von einem Pixelelement 23 in den zweiten Zählmodus, der ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ 2 ist. Die Knotenpunkte 25 mit weniger als drei angrenzenden Pixelelementen 23 im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ 1 werden deaktiviert. Die Knotenpunkte 25 mit mindestens drei angrenzenden Pixelelementen 23 im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ 1 werden aktiviert. Es erfolgt eine zweite Zählung 17. Es können sich weiter Aufnahmen anschließen.
Die 3 zeigt eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen zählenden Pixelelements 23 zum Ausführen des Verfahrens. Das Pixelelement 23 besteht typischerweise aus einem Ladungs- oder Signaleingang 38, einem Ladungsverstärker oder Vorverstärker und Puls-Shaping 39, einem Diskriminator 41, einer Zähleinheit 43, einer Auswerteeinheit 45, einer Umschalteinheit 46, einer Ansteuereinheit und einer Ausleselogik 44. Der Schwellenwert V_t kann angepasst werden. Die elektrische Ladung passiert den Ladungs- oder Signaleingang 38 als Detektoreingang, sie wird im Pixelelement 23 gesammelt und dort mit Hilfe eines Ladungsverstärkers 39 und einer Rückkopplungskapazität C_fb 40 verstärkt. Zusätzlich kann am Ausgang die Pulsform in einem Shaper, oder alternativ Filter, angepasst werden. Ein Ereignis wird gezählt, wenn das Ausgangssignal über einem einstellbaren Schwellenwert liegt. Dies wird über einen Diskriminator 41 festgestellt. Der Schwellenwert kann mittels eines Schwellenwertgebers 42 prinzipiell auch fest analog vorgegeben sein, wird aber im Allgemeinen über beispielsweise Digital/Analog-Wandler (D/A-Wandler, DAC, digital to analog converter) angelegt und ist damit in einem gewissen Bereich variable einstellbar. Wird die Schwelle überschritten, so wird in einer digitalen Zähleinheit 43 um Eins hochgezählt. Die erste Zählung 11 kann dann in einer Auswerteeinheit 45 ausgewertet werden, beispielsweise mittels eines Komparators. Die Umschalteinheit 46 veranlasst einen Wechsel aus dem ersten Zählmodus in den zweiten Zählmodus. Es wird eine zweite Zählung durchgeführt. Anschließend kann über eine Ausleselogik 44 ausgelesen werden. In einer alternativen Ausführungsform können die Pixelelemente und/oder Pixelverbünde mit mehreren Diskriminatoren ausgebildet sein.
Die 4 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfindungsgemäßen medizinischen Geräts zur Schichtbildgebung als C-Bogen-System mit einem erfindungsgemäßen zählenden digitalen Röntgenbilddetektor 54. Das Röntgensystem weist einen Ständer 51, beispielsweise in Form eines Industrieroboters, mit einem vom Ständer 51 gehaltenen C-Bogen 52 auf. An den Enden des C-Bogens 52 sind ein Röntgenstrahler 53 mit Röntgenröhre und Kollimator sowie der erfindungsgemäße zählende digitale Röntgenbilddetektor 54 als Bildaufnahmeeinheit angebracht. Der C-Bogen 52 kann mittels der durch den Ständer 51 bereitgestellten Freiheitsgrade positioniert werden. Im Strahlengang des Röntgenstrahlers 53 befindet sich auf einer Tischplatte 55 eines Patientenlagerungstisches ein zu untersuchender Patient 56 als Untersuchungsobjekt. Am medizinischen Gerät ist eine Systemsteuerungseinheit 57 mit einem Hochspannungsgenerator zur Erzeugung der Röhrenspannung und einem Bildsystem 58 angeschlossen. Das Bildsystem 58 empfängt und verarbeitet die Bildsignale des Röntgenbilddetektors 54. Die Röntgenbilder können dann auf Displays einer mittels eines deckenmontierten Trägersystems 59 gehaltenen Monitorampel 60 betrachtet werden. Das Trägersystem 59 weist dabei Verfahr-, Schwenk- Dreh- und/oder Höhenverstelleinheiten auf. In der Systemsteuerungseinheit 57 ist weiterhin eine Verarbeitungsschaltung 61 vorgesehen.
Die Erfindung kann auch in einem Computertomographen (nicht dargestellt) realisiert werden. Ein Computertomograph beinhaltet eine Gantry mit einem Rotor. Der Rotor umfasst mindestens eine Strahlungsquelle und mindestens eine Detektorvorrichtung mit dem erfindungsgemäßen zählenden digitalen Röntgenbilddetektor. Der Patient ist auf der Patientenliege gelagert und ist entlang der Rotationsachse z durch die Gantry bewegbar. Zur Steuerung und Berechnung der Schnittbilder wird eine Recheneinheit verwendet. Eine Eingabeeinrichtung und eine Ausgabevorrichtung sind mit der Recheneinheit verbunden.
Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.

Claims

Verfahren zum Betreiben eines zählenden digitalen Röntgenbilddetektors (54), welcher eine Mehrzahl von Pixelelementen aufweist, wobei jedes Pixelelement (23) und/oder jeder einer Mehrzahl von aus Pixelelementen zusammenfassbaren Pixelverbünden umschaltbar zwischen einem ersten Zählmodus und einem davon verschiedenen zweiten Zählmodus ausgebildet ist und wobei für jedes Pixelelement (23) oder jeden Pixelverbund a) eine mindestens erste Zählung (11) der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 in einem mindestens ersten Zeitintervall T_basis,1 im ersten Zählmodus durchgeführt wird, b) eine Auswertung (13) der mindestens ersten Zählung (11) der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 in einer Auswerteeinheit (45) des Röntgenbilddetektors (54) durchgeführt wird, c) eine Umschaltung (15) in den zweiten Zählmodus basierend auf der Auswertung (13) der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 durchgeführt wird, und d) eine zweite Zählung (17) der Anzahl und/oder der Energie von gezählten Ereignissen N_mess innerhalb eines mindestens zweiten Zeitintervalls T_mess im gewählten zweiten Zählmodus durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei einer von erstem Zählmodus oder zweitem Zählmodus ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ (2) ist, bei dem die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in jedem Pixelelement (23) oder in jedem Pixelverbund gezählt wird.
Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei einer von erstem Zählmodus oder zweitem Zählmodus ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ (1) ist, bei dem Anzahl und/oder Energie der Ereignisse gezählt wird, wobei je ein Summensignal an verschiedenen Knotenpunkten (25) benachbarter Pixelelemente (23) bestimmt wird und die Summensignale jeweils demjenigen Pixelelement (23) zugeordnet werden, das das größte zu dem jeweiligen Summensignal beitragende Einzelsignal aufweist.
Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei zur Auswertung (13) mindestens eine Schwelle der Anzahl und/oder Energie der gezählten Ereignisse genutzt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei als erster Zählmodus ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ (1) gewählt wird, bei dem Anzahl und/oder Energie der Ereignisse gezählt wird, wobei im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ (1) je ein Summensignal an verschiedenen Knotenpunkten (25) benachbarter Pixelelemente (23) bestimmt wird und die Summensignale jeweils demjenigen Pixelelement (23) zugeordnet werden, das das größte zu dem jeweiligen Summensignal beitragende Einzelsignal aufweist, und als zweiter Zählmodus ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ (2) gewählt wird, bei dem die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in jedem Pixelelement (23) oder in jedem Pixelverbund gezählt wird, falls die Anzahl der Ereignisse im ersten Zeitintervall T_basis,1 oder eine Vorhersage der Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess oberhalb einer ersten Schwelle liegt.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei als erster Zählmodus ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ (2) gewählt wird, bei dem die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in jedem Pixelelement (23) oder in jedem Pixelverbund gezählt wird und als zweiter Zählmodus ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ (1) gewählt wird, bei dem Anzahl und/oder Energie der Ereignisse gezählt wird, wobei im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ (1) je ein Summensignal an verschiedenen Knotenpunkten (25) benachbarter Pixelelemente (23) bestimmt wird und die Summensignale jeweils demjenigen Pixelelement (23) zugeordnet werden, das das größte zu dem jeweiligen Summensignal beitragende Einzelsignal aufweist, falls die Anzahl der Ereignisse im ersten Zeitintervall T_basis,1 oder eine Vorhersage der Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess unterhalb einer zweiten Schwelle liegt.
Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei das erste Zeitintervall T_basis,1 kleiner als das zweite Zeitintervall T_mess gewählt wird.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei ferner die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse im Zeitintervall T_mess + T_basis,1 durch Multiplikation der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_mess im Zeitintervall T_mess mit dem Faktor (T_mess + T_basis,1)/T_mess dargestellt ist, oder durch die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_mess im Zeitintervall T_mess dargestellt ist, falls das erste Zeitintervall T_basis,1 10 Prozent oder weniger des Zeitintervalls T_mess beträgt, oder durch die Summe aus der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse im Zeitintervall T_basis,1 und der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse im Zeitintervall T_mess dargestellt ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei sich das Zeitintervall T_basis,1 und das Zeitintervall T_mess um 10 Prozent oder weniger von T_basis,1 unterscheiden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Schritte (a) bis (d) n-mal wiederholt werden und wobei mehrere Zeitintervalle T_basis,1 bis T_basis,n mit der Zeitdauer des Zeitintervalls T_mess zur Berechnung eines Gradienten aus der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in den Zeitintervallen T_basis,1 bis T_basis,n für eine Berechnung der Anzahl und/oder Energie der zu erwartenden Ereignisse im Zeitintervall T_mess verwendet werden.
Zählender digitaler Röntgenbilddetektor (54), welcher eine Mehrzahl von Pixelelementen aufweist, zum Ausführen des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10 und wobei jedes Pixelelement (23) und/oder jeder einer Mehrzahl von aus Pixelelementen zusammenfassbaren Pixelverbünden eine Zähleinheit (43) aufweist und wobei jedes Pixelelement (23) und/oder jeder einer Mehrzahl von aus Pixelelementen zusammenfassbaren Pixelverbünden umschaltbar zwischen einem ersten Zählmodus und einem davon verschiedenen zweiten Zählmodus ausgebildet ist und ferner aufweisend eine Auswerteeinheit (45) und eine Umschalteinheit (46) und wobei – die Zähleinheit (43) ausgelegt ist eine mindestens erste Zählung (11) der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 in einem mindestens ersten Zeitintervall T_basis,1 im ersten Zählmodus auszuführen, – die Auswerteeinheit (45) ausgelegt ist eine Auswertung (13) der mindestens ersten Zählung (11) der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 auszuführen, – die Umschalteinheit (46) ausgelegt ist eine Umschaltung (15) in den zweiten Zählmodus basierend auf der Auswertung (13) der Anzahl und/oder Energie der Ereignisse N_basis,1 auszuführen, und – die Zähleinheit (43) ausgelegt ist eine zweite Zählung (17) der Anzahl und/oder der Energie von gezählten Ereignissen N_mess innerhalb eines mindestens zweiten Zeitintervalls T_mess im gewählten zweiten Zählmodus auszuführen.
Zählender digitaler Röntgenbilddetektor (54) nach Anspruch 11, wobei als erster Zählmodus ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ (1) gewählt wird, bei dem Anzahl und/oder Energie der Ereignisse gezählt wird, wobei im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ (1) je ein Summensignal an verschiedenen Knotenpunkten (25) benachbarter Pixelelemente (23) bestimmt wird und die Summensignale jeweils demjenigen Pixelelement (23) zugeordnet werden, das das größte zu dem jeweiligen Summensignal beitragende Einzelsignal aufweist, und als zweiter Zählmodus ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ (2) gewählt wird, bei dem die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in jedem Pixelelement (23) oder in jedem Pixelverbund gezählt wird, falls die Anzahl der Ereignisse im ersten Zeitintervall T_basis,1 oder eine Vorhersage der Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess oberhalb der ersten Schwelle liegt.
Zählender digitaler Röntgenbilddetektor (54) nach Anspruch 11, wobei als erster Zählmodus ein Zählmodus „einfacher Zählmodus“ (2) gewählt wird, bei dem die Anzahl und/oder Energie der Ereignisse in jedem Pixelelement (23) oder in jedem Pixelverbund gezählt wird und als zweiter Zählmodus ein Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ (1) gewählt wird, bei dem Anzahl und/oder Energie der Ereignisse gezählt wird, wobei im Zählmodus „Rekonstruktionsmodus“ (1) je ein Summensignal an verschiedenen Knotenpunkten (25) benachbarter Pixelelemente (23) bestimmt wird und die Summensignale jeweils demjenigen Pixelelement (23) zugeordnet werden, das das größte zu dem jeweiligen Summensignal beitragende Einzelsignal aufweist, falls die Anzahl der Ereignisse im ersten Zeitintervall T_basis,1 oder eine Vorhersage der Anzahl der Ereignisse im Zeitintervall T_mess unterhalb der zweiten Schwelle liegt.
Medizinisches Gerät zur Aufnahme eines von elektromagnetischer und/oder ionisierender Strahlung durchstrahlten Objektes, aufweisend einen zählenden digitalen Röntgenbilddetektor (54) nach einem der Ansprüche 11 bis 13.
Medizinisches Gerät nach Anspruch 14, wobei das medizinische Gerät ein Gerät zur Schichtbildgebung eines von elektromagnetischer und/oder ionisierender Strahlung durchstrahlten Objektes darstellt.