DE102015212155A1

DE102015212155A1 - Verfahren zur Aufnahme von energieselektiven Bilddaten, Röntgendetektor und Röntgensystem

Info

Publication number: DE102015212155A1
Application number: DE102015212155.0A
Authority: DE
Inventors: Martin Spahn
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2015-06-30
Filing date: 2015-06-30
Publication date: 2017-01-05
Also published as: US20170000431A1; US10426415B2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Aufnahme von energieselektiven Bilddaten eines Untersuchungsobjekts mit einem Röntgendetektor eines Röntgensystems, einen entsprechenden Röntgendetektor sowie ein entsprechendes Röntgensystem. Der Röntgendetektor umfasst einen Röntgenkonverter zur direkten oder indirekten Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen, wobei für jedes Pixelelement mindestens ein veränderbarer Schwellwert anlegbar ist, oberhalb dessen ein eingehendes Signal jeweils mittels einer Speichereinheit gezählt wird. Das Verfahren umfasst: – Applikation von Röntgenstrahlung während wenigstens eines Zeitintervalls umfassend eine Vielzahl von Sub-Zeitintervallen, – Einstellen eines ersten Schwellwertes in dem Röntgendetektor für ein erstes Sub-Zeitintervall, – Umwandlung von Röntgenquanten in Zählsignale während der erste Schwellwert angelegt ist und Speicherung der Zählsignale in dem Röntgendetektor, – Einstellen wenigstens eines zweiten Schwellwertes in dem Röntgendetektor für jeweils wenigstens ein zweites Sub-Zeitintervall, – Umwandlung von Röntgenquanten in Zählsignale während der zweite Schwellwert angelegt ist und Speicherung der Zählsignale in dem Röntgendetektor, und – Auslesen der Bilddaten aus dem Röntgendetektor, und – Anzeige oder Speicherung der Bilddaten.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Aufnahme von energieselektiven Bilddaten eines Untersuchungsobjekts mittels eines zählenden, digitalen Röntgendetektors sowie einen zählenden digitalen Röntgendetektor und ein Röntgensystem.
Zur diagnostischen Untersuchung und für interventionelle Eingriffe, beispielsweise in der Kardiologie, der Radiologie sowie der Chirurgie werden zur Bildgebung Röntgensysteme eingesetzt. Röntgensysteme 16, wie in 1 gezeigt, weisen eine Röntgenröhre 18 und einen Röntgendetektor 17 auf, beispielsweise gemeinsam an einem C-Bogen 19 angeordnet, einen Hochspannungsgenerator zur Erzeugung der Röhrenspannung, ein Bildgebungssystem 21 (häufig inklusive mindestens eines Monitors 22), eine Systemsteuereinheit 20 und einen Patiententisch 23. Systeme mit zwei Ebenen (2C-Bögen) werden ebenfalls in der interventionellen Radiologie eingesetzt. Als Röntgendetektoren werden im Allgemeinen Röntgenflachdetektoren in vielen Bereichen der medizinischen Röntgendiagnostik und Intervention verwendet, beispielsweise in der Radiographie, der interventionellen Radiologie, der Kardangiographie, aber auch der Therapie zur Bildgebung im Rahmen der Kontrolle und Bestrahlungsplanung oder der Mammographie.
Heutige Röntgenflachdetektoren sind im Allgemeinen integrierende Detektoren und basieren vorwiegend auf Szintillatoren, die Röntgenstrahlung in vergleichsweise niederenergetische Strahlung, beispielsweise sichtbares Licht, umwandelt. Dieses Licht in Matrizen von Photodioden in elektrische Ladung gewandelt wird. Diese werden dann über aktive Steuerelemente üblicherweise zeilenweise ausgelesen. 2 zeigt den prinzipiellen Aufbau eines heute verwendeten, sogenannten indirekt-konvertierenden Röntgenflachdetektors, aufweisend einen Szintillator 10, eine aktive Auslesematrix 11 aus amorphem Silizium mit einer Vielzahl von Pixelelementen 12 (mit Photodiode 13 und Schaltelement 14) und Ansteuer- und Ausleseelektronik 15 (siehe beispielsweise M. Spahn, „Flat detectors and their clinical applications", Eur Radiol. (2005), 15: 1934–1947).
Je nach Strahlenqualität liegt die Quanteneffizienz für einen Szintillator aus CsJ mit einer Schichtdicke von beispielsweise 600 μm zwischen etwa 50% und 80% (siehe beispielsweise M. Spahn, „Flat detectors and their clinical applications", Eur Radiol (2005), 15: 1934–1947). Die ortsfrequenzabhängige DQE(f) („detective quantum efficiency“) wird hierdurch nach oben begrenzt und liegt für typische Pixelgrößen von beispielsweise 150 bis 200 μm und für die für die Applikationen interessanten Ortsfrequenzen von 1 bis 2 lp/mm deutlich darunter. Um neue Applikationen (beispielsweise Dual-Energy, Material-Separation) zu ermöglichen, aber auch die Quanteneffizienz weiter zu steigern, wird zunehmend das Potential von zählenden Detektoren bzw. energiediskriminierenden zählenden Detektoren hauptsächlich auf Basis von direkt-konvertierenden Materialien (wie beispielsweise CdTe oder CdZTe = CZT) und kontaktierten ASICs (application specific integrated circuit; beispielsweise Ausführung in CMOS Technologie) genutzt. Andere Materialien wie Si oder GaAs können für bestimmte Anwendungen ebenfalls von Interesse sein.
Ein beispielhafter Aufbau solcher zählender Röntgendetektoren ist in 3 dargestellt. Röntgenstrahlung wird im Direktkonverter 24 (beispielsweise CdTe oder CZT) konvertiert und die erzeugten Ladungsträgerpaare über ein elektrisches Feld, welches von einer gemeinsamen Top-Elektrode 26 und einer Pixelelektrode 25 erzeugt wird, separiert. Die Ladung erzeugt in einer der pixel-förmig ausgeführten Pixelelektroden 25 des ASIC 27 einen Ladungspuls, dessen Höhe der Energie des Röntgenquants entspricht und der, falls oberhalb eines definierten Schwellwerts liegend, als ein Zählereignis registriert wird. Der Schwellwert dient dazu, ein tatsächliches Ereignis von elektronischem Rauschen zu unterscheiden oder beispielsweise auch k-Fluoreszenzphotonen zu unterdrücken, um Mehrfachzählungen zu vermeiden. Der ASIC 27, ein entsprechender Abschnitt des Direktkonverters 24 und eine Kopplung zwischen Direktkonverter 24 und ASIC 27 (bei direkt-konvertierenden Detektoren beispielsweise mittels Bumpbonds 36) bilden jeweils ein Detektormodul 35 mit einer Vielzahl von Pixelelementen 12. Der ASIC 27 ist auf einem Substrat 37 angeordnet und mit peripherer Elektronik 38 verbunden. Ein Detektormodul 35 kann auch ein oder mehrere ASICs 27 und ein oder mehrere Teilstücke eines Direktkonverters 24 aufweisen, gewählt jeweils nach Bedarf.
In der 5 ist die generelle Schematik eines zählenden Pixelelements 12 gezeigt. Die elektrische Ladung wird über den Ladungseingang 28 im Pixelelement 12 gesammelt und dort mit Hilfe eines Ladungsverstärkers 29 und einer Rückkopplungskapazität 40 verstärkt. Zusätzlich kann am Ausgang die Pulsform in einem Pulse Shaper (Filter) angepasst werden (nicht dargestellt). Ein Ereignis wird dann gezählt, indem eine digitale Speichereinheit (Zähler oder Counter) 33 um Eins hochgezählt wird, wenn das Ausgangssignal über einem einstellbaren Schwellwert liegt. Dies wird über einen Diskriminator 31 festgestellt. Der Schwellwert kann prinzipiell auch fest analog vorgegeben sein, wird aber i.A. über einen Digital-Analog-Wandler (digital-to-analog-converter, DAC) 32 angelegt und ist damit in einem gewissen Bereich variabel einstellbar. Der Schwellwert kann entweder pixelweise lokal einstellbar sein, wie gezeigt über den (lokalen) Diskriminator 31 und den (lokalen) DAC 32 oder global für mehrere/alle Pixelelemente über beispielsweise einen globalen Diskriminator und DAC. Anschließend kann über eine Ansteuer- und Ausleseeinheit bzw. periphere Elektronik 38 ausgelesen werden.
Der Vollständigkeit halber sei erwähnt, dass über einen globalen DAC hinaus, der beispielsweise zu Einstellung einer bestimmten keV-Schwelle für ein ganzes Detektormodul bzw. den gesamten Röntgendetektor dient, kann ein weiterer pixel-weiser Abgleich erforderlich sein kann, der Pixel-zu-Pixel-Schwankungen korrigieren soll (beispielsweise Schwankungen von Verstärkern 29, lokalen Material-Inhomogenitäten des Detektormaterials, etc.). Dieser pixelweise Kalibrier- oder Korrektur-DAC weist in der Regel eine wesentlich höhere Auflösung als der globale DAC auf und ist beispielsweise über einen keV-Bereich einstellbar, innerhalb dessen die Pixel-zu-Pixel-Schwankungen erwartet werden, beispielsweise 6 keV. Ist ein solcher Kalibrier- oder Korrektur-DAC vorgesehen, so ist es vorteilhaft, den globalen DAC und den Korrektur-DAC wegen der genannten unterschiedlichen Auflösungen getrennt auszuführen. Der globale DAC kann dann mit eher geringerer Auflösung (beispielsweise 2 keV/bit) ausgelegt werden, der eine Spannung erzeugt, die an jedem Pixelelement des Detektormoduls bzw. aller Detektormodule eines Detektors anliegt und dem pixelweise über einen höher auflösenden Korrektur-DAC (beispielsweise 0.1 keV/bit oder 0.5keV/bit) eine pixelweise Korrekturspannung überlagert wird. Sind mehrere Schwellwerte und Zähler pro Pixelelement vorgesehen (spektrale Bildgebung), so sind mehrere globale DACs notwendig. Es kann vorteilhaft sein, für jeden Diskriminator einen Kalibrier- oder Korrektur-DAC vorzusehen, falls sich beispielsweise die Schaltung nicht-linear verhält.
6 zeigt eine Schematik für ein gesamtes Array von zählenden Pixelelementen 12, beispielsweise 100×100 Pixelelementen von je beispielsweise 180 μm. In diesem Beispiel hätte es eine Größe von 1,8 × 1,8 cm². Für großflächige Röntgendetektoren (beispielsweise 20 × 30 cm²) werden mehrere Detektormodule 35 zusammengeschlossen (in diesem Beispiel würden etwa 11 × 17 Module diese Fläche ergeben) und über die gemeinsame periphere Elektronik verbunden. Für die Verbindung zwischen ASIC und peripherer Elektronik wird beispielsweise TSV-Technologie (through silicon via) eingesetzt, um eine möglichst enge vierseitige Anreihbarkeit der Module zu gewährleisten.
Im Falle von zählenden und energiediskriminierenden Röntgendetektoren werden zwei oder mehr, beispielsweise vier, wie in 7 gezeigt, unterschiedliche Schwellwerte pro Pixel mittels vier Paaren aus DAC 32 und Diskriminator 31 eingeführt und die Höhe des Ladungspulses, entsprechend den vordefinierten Schwellwerten (Diskriminatorschwellwerten), in eine oder mehrere der digitalen Speichereinheiten 33 (Zähler) eingeordnet. Die in einem bestimmten Energiebereich gezählten Röntgenquanten lassen sich dann durch Differenzbildung der Zählerinhalte zweier entsprechender Zähler erhalten. Die Diskriminatoren 31 lassen sich beispielsweise mit Hilfe von Digital-Analog-Wandlern für das ganze Detektormodul oder pixelweise innerhalb gegebener Grenzen oder Bereiche einstellen. Die Zählerinhalte der Pixelelemente 12 werden nacheinander über eine entsprechende Ausleseeinheit modulweise ausgelesen.
Es zeigt sich, dass eine Erhöhung der spektralen Auflösung durch das Hinzufügen von weiteren Schwellwerten durch zusätzliche Diskriminatoren und entsprechende DAC bzw. Speichereinheit mit einem erhöhten Platzbedarf auf dem ASIC einhergeht, sodass eine beliebige Energiediskriminierung zum heutigem Zeitpunkt aus Platzgründen nicht möglich erscheint.
Möglich wäre es, die auf dem ASIC angeordneten Strukturen zu verkleinern, beispielsweise durch einen Übergang von der 180 nm Technologie auf eine 130 nm oder 90 nm Technologie oder sogar kleiner. Dadurch würde der Platzbedarf für die Elektronik-Komponenten auf dem ASIC zur Realisierung einer Energieschwelle verkleinert, sodass insgesamt mehr Energieschwellen auf dem ASIC realisiert werden könnten. Dieses Vorgehen entspräche jedoch einem großen Technologiesprung, der insbesondere bei nur geringen Stückzahlen kostenintensiv und daher unrentabel erscheint. Darüber hinaus ergäbe sich in der medizinischen Bildgebung aus der Verringerung der Strukturgrößen auf dem ASIC keine Verkleinerung des ASIC selbst und dadurch der Produktionskosten, da die Detektorfläche und damit auch die Größe des ASIC beibehalten werden muss.
Demgegenüber ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur Aufnahme von energieselektiven Bilddaten mittels eines zählenden Röntgendetektors bereitzustellen, welches bei geringer Anzahl von Diskriminatoren und DACs auf dem ASIC eine hohe spektrale Auflösung liefert. Des Weiteren ist es Aufgabe der Erfindung, einen für die Durchführung des Verfahrens geeigneten zählenden, digitalen Röntgendetektor sowie ein dafür geeignetes Röntgensystem bereitzustellen.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren zur Aufnahme von energieselektiven Bilddaten eines Untersuchungsobjekts mittels eines zählenden digitalen Röntgendetektors nach Anspruch 1 und durch die Vorrichtungen der nebengeordneten Ansprüche. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind jeweils Gegenstand der zugehörigen Unteransprüche.
Nachstehend wird die erfindungsgemäße Lösung der Aufgabe in Bezug auf das beanspruchte Verfahren als auch in Bezug auf die beanspruchten Vorrichtungen beschrieben. Hierbei erwähnte Merkmale, Vorteile oder alternative Ausführungsformen sind ebenso auch auf die anderen beanspruchten Gegenstände zu übertragen und umgekehrt. Mit anderen Worten können gegenständliche Ansprüche (die beispielsweise auf ein Verfahren gerichtet sind) auch mit Merkmalen, die in Zusammenhang mit einer Vorrichtung beschrieben oder beansprucht sind, weitergebildet sein. Die entsprechenden funktionalen Merkmale des Verfahrens werden dabei durch entsprechende gegenständliche Module oder Einheiten ausgebildet.
Die Erfindung beruht auf der Überlegung, dass eine feine spektrale Auflösung bei der Röntgenbildgebung ohne zusätzliches Platzerfordernis auf dem ASIC eines Röntgendetektors realisiert werden kann, indem ein Zeitintervall, während dessen einem Untersuchungsobjekt Röntgenstrahlung appliziert wird, in Sub-Zeitintervalle unterteilt wird und der Röntgendetektor in jedem Sub-Zeitintervall einfallende Röntgenstrahlung in unterschiedlichen Spektralbereichen misst. Die spektrale Auflösung kann erfindungsgemäß beliebig erhöht werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren zur Aufnahme von energieselektiven Bilddaten eines Untersuchungsobjekts mittels eines zählenden digitalen Röntgendetektors eines Röntgensystems, wobei der Röntgendetektor einen Röntgenkonverter zur direkten oder indirekten Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen aufweist, wobei für jedes Pixelelement mindestens ein veränderbarer Schwellwert anlegbar ist, oberhalb dessen das eingehende Signal jeweils mittels einer Speichereinheit gezählt wird, umfasst entsprechend folgendes:

– Applikation von Röntgenstrahlung während wenigstens eines Zeitintervalls umfassend eine Vielzahl von Sub-Zeitintervallen,
– Einstellen eines ersten Schwellwertes in dem Röntgendetektor für ein erstes Sub-Zeitintervall,
– Umwandlung von Röntgenquanten in Zählsignale während der erste Schwellwert angelegt ist und Speicherung der Zählsignale in dem Röntgendetektor,
– Einstellen wenigstens eines zweiten Schwellwertes in dem Röntgendetektor für jeweils wenigstens ein zweites Sub-Zeitintervall,
– Umwandlung von Röntgenquanten in Zählsignale während der zweite Schwellwert angelegt ist und Speicherung der Zählsignale in dem Röntgendetektor, und
– Auslesen der Bilddaten aus dem Röntgendetektor, und
– Anzeige oder Speicherung der Bilddaten.

Im Rahmen der Erfindung werden folglich innerhalb eines Zeitintervalls, in dem ein Untersuchungsobjekt mit Röntgenstrahlung untersucht wird, mehrere, das heißt wenigstens zwei, Bilddatensätze erzeugt, die sich hinsichtlich der berücksichtigten Quantenenergie der einfallenden Röntgenstrahlung unterscheiden. Die Unterscheidung erfolgt mittels der wenigstens zwei verschiedenen Schwellwerte. Mit anderen Worten werden erfindungsgemäß mehrere, also wenigstens zwei, energieselektive Teilbilder, jeweils pro Zeitintervall erzeugt. Die Erfinder haben dabei erkannt, dass es besonders vorteilhaft im Hinblick auf den Aufbau des Röntgendetektors ist, die energieselektiven Teilbilder nicht gleichzeitig, sondern nach einander, jeweils innerhalb eines Sub-Zeitintervalls, innerhalb eines Zeitintervalls zu erzeugen. Derart können Elektronik-Komponenten auf dem ASIC des Röntgendetektors eingespart werden. Mittels eines Röntgendetektors, der im Grenzfall lediglich einen DAC und Diskriminator umfasst, kann so in kurzer Abfolge die Messung verschiedener Röntgenspektren realisiert werden. Es kann vorgesehen sein, dass für ein Sub-Zeitintervall an allen Pixelelementen der oder die gleichen Schwellwerte angelegt oder eingestellt werden. In diesem Fall spricht man von globalen Schwellwerten, da diese für den gesamten Röntgendetektor verwendet werden. So ein veränderbarer, globaler Schwellwert kann beispielsweise mittels eines oder mehrerer globaler DACs für alle Pixelelemente, die eines Moduls oder einfach eine Vielzahl von Pixelelementen des Röntgendetektors eingestellt werden. Die applizierte Röntgenstrahlung kann kontinuierliche Röntgenstrahlung, die über eine Vielzahl von Zeitintervallen hinweg andauert, oder gepulste Röntgenstrahlung sein. Dann liegen die Sub-Zeitintervalle eines Zeitintervalls innerhalb eines Röntgenpulses oder allgemeiner gesprochen, sind dazu synchronisiert. Entsprechend kann die Erfindung auf eine beliebige Anzahl von Zeitintervallen ausgedehnt werden. Die verschiedenen Schwellwerte sind beliebig und können von Fall zu Fall applikationsspezifisch variieren. Die Bestimmung der Schwellwerte kann beispielsweise auf Informationen des Röntgensystems, insbesondere bezüglich der Art der Röntgenaufnahme und/oder der Eigenschaften des Röntgendetektors und/oder der Eigenschaften des Röntgenspektrums der Röntgenstrahlung und/oder der Eigenschaften des Untersuchungsobjektes basieren. Das Röntgenspektrum kann beispielsweise durch die Röhrenspannung oder die Filterung beeinflusst werden und das Untersuchungsobjekt kann in seinen Eigenschaften ebenfalls stark variieren. Insbesondere kann die Bestimmung der Schwellwerte auf einer oder mehreren der folgenden Informationen beruhen: Information über den Röhrenstrom einer Röntgenröhre und/oder die Röhrenspannung der Röntgenröhre und/oder einen Aufhärtungsgrad der Röntgenstrahlung und/oder eine Angulation oder Geometrie eines Aufnahmesystems und/oder eine Filterung der Röntgenstrahlung und/oder einen Wasserwert des Untersuchungsobjekts und/oder eine Materialeigenschaft, insbesondere die K-Kante, des Röntgenkonverters und/oder eine Materialeigenschaft, insbesondere die K-Kante, des Untersuchungsobjekts. Die Schwellwerte können automatisch bestimmt werden. Dabei kann die Bestimmung auf Eingaben eines Benutzers, beispielsweise eines Arztes, beruhen. Alternativ können die Schwellwerte direkt durch den Benutzer vorgegeben werden. Darüber hinaus können die Schwellwerte sowie auch die Längen der Sub-Zeitintervalle im Rahmen eines sogenannten Organprogramms für ein Röntgensystem und/oder eine bestimmte Untersuchungsart fest vordefiniert sein, sodass sie nachträglich nur durch einen Experten angepasst werden können. Die innerhalb eines Zeitintervalls erzeugten energieselektiven Bilddaten, die jeweils mit einem anderen Schwellwert aufgenommen wurden, können nachträglich einer Bildverarbeitung und/oder einer Bildkorrektur unterzogen werden. Insbesondere können die innerhalb eines Zeitintervalls erfassten Bilddaten dazu genutzt werden, um mittels des bekannten Verfahrens der Materialzerlegung ein monochromatisches Röntgenbild für das betrachtete Zeitintervall zu einer gewünschten Röntgenquantenenergie oder, je nach Anwendungsfall oder gewünschtem Bildeindruck, ein gewichtetes Summenbild zu erzeugen. Die Bildverarbeitung oder Bildkorrektur erfolgt beispielsweise in einer Recheneinheit des Röntgensystems. Dazu werden die Bilddaten aus dem Röntgendetektor ausgelesen. Das Auslesen erfolgt bevorzugt konzertiert für alle Pixelelemente nach Ablauf eines Zeitintervalls, alternativ kann das Auslesen des Röntgendetektors auch schon erfolgen, während noch weitere Bilddaten erfasst werden.
Die Längen der Zeitintervalle sind applikationsspezifisch. Typische Zeitintervalle weisen eine Länge von beispielsweise 3 ms bis 200 ms auf. So kommen in der Angiographie bei der Fluoroskopie (niedrige Dosen) Zeitintervalle von ca. 5 ms bis 30 ms zum Einsatz. Für digitale Subtraktions-Angiographie-Bildserien (höhere Röntgendosen) werden ca. 30ms bis 200 ms lange Zeitintervalle verwendet. In der Radiographie können ebenso Zeitintervalle von bis zu 200 ms vorkommen. Aber auch außerhalb des angegebenen Bereichs liegende Längen können für Zeitintervalle herangezogen werden. Beispielsweise sind die Zeitintervall-Längen für die Computertomographie wesentlich kürzer.
Bei gepulster Röntgenstrahlung, wie sie heute flächendeckend eingesetzt wird, sind bei beispielsweise 30 ms langen Pulsen dazwischenliegend jeweils Zeiträume von beispielsweise 20 ms angeordnet, in denen keine Röntgenstrahlung appliziert wird. Diese Zeit kann insbesondere zum Auslesen der Bilddaten aus dem Röntgendetektor genutzt werden. Bei kontinuierlicher Röntgenstrahlung muss das Auslesen des Röntgendetektors bei gleichzeitiger Datenakquisition erfolgen. Dazu können beispielsweise sogenannte Schattenregister zum Einsatz kommen.
Es wird explizit darauf verwiesen, dass die beschriebene Vorgehensweise nur insofern eine festgeschriebene Schrittab- bzw. Reihenfolge vorgibt, wie es erfindungsgemäß bzw. technologisch notwendig ist. So ist beispielsweise festgelegt, dass das erste Sub-Zeitintervall vor dem wenigstens einen zweiten Sub-Zeitintervall liegt und dass der bezüglich des ersten Sub-Zeitintervalls erfasste Zählinhalt vor dem Erfassen des Zählinhalts bezüglich des wenigstens einen zweiten Sub-Zeitintervalls gespeichert werden muss. Davon abgesehen ist die Schrittreihenfolge im Rahmen des erfindungsgemäßen Verfahrens jedoch variabel bzw. nicht durch die Erfindung festgelegt. Insbesondere können Schritte auch gleichzeitig erfolgen. In einer Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens werden die Längen der Sub-Zeitintervalle basierend auf den mittleren, zu erwartenden Zählraten betreffend die jeweiligen Schwellwerte während der Sub-Zeitintervalle bestimmt. Die Form des Spektrums der auf den Röntgendetektor einfallenden Röntgenstrahlung hängt maßgeblich von den Eigenschaften der Röntgenquelle, der Untersuchungsart, der zu untersuchenden Körperregion, Aufhärtungseffekten und dergleichen ab. Regelmäßig handelt es sich dabei um eine beliebig geformte Verteilungsfunktion. Mit anderen Worten ist die Strahlungsintensität abhängig von der Quantenenergie, sodass die in verschiedenen Sub-Zeitintervallen zu unterschiedlichen Schwellwerten erfassten Bilddaten voneinander abweichende Photonenstatistiken aufweisen. Entsprechend mehr oder weniger verrauscht sind die dazugehörigen Röntgenbilder. Die Erfinder haben nun erkannt, dass die Photonenstatistik der Einzelbilder angeglichen werden kann, indem die Länge der Sub-Zeitintervalle, natürlich normiert auf die Länge des Zeitintervalls und die Gesamtzählrate, unter Berücksichtigung der zu erwartenden Zählrate zu den verschiedenen Schwellwerten in den Sub-Zeitintervallen angepasst wird. Sub-Intervalle zu Schwellwerten mit einer geringen, mittleren zu erwartenden Zählrate werden dementsprechend länger ausgeführt, während Sub-Zeitintervalle zu Schwellwerten mit einer hohen mittleren, zu erwartenden Zählrate entsprechend kürzer ausfallen. Die Angleichung der Photonenstatistik erleichtert erheblich eine Nachbe- und Weiterverarbeitung der energieselektiven Bilder. Bei diesem Vorgehen vorausgesetzt ist die Tatsache, dass während des gesamten Zeitintervalls Röntgenstrahlung appliziert wird. Die mittleren, zu erwartenden Zählraten können sich beispielsweise aus vorherigen Testmessungen mit dem für die Röntgenbildaufnahme gewünschten Röntgenspektrum, definiertem Röntgenfluss (kVp, mAs) und/oder einer definierten Vorfilterung ergeben, in Tabellen abrufbar hinterlegt sein oder durch Simulation bestimmt werden. Grundsätzlich muss die Zählertiefe (Anzahl der Bits) ausreichend dimensioniert sein, um alle Applikationen, also auch diejenigen mit hohen Röntgenflüssen und langen Sub-Zeitintervallen detektieren zu können. Das Röntgensystem kann die Längen der Sub-Zeitintervalle automatisch oder auf Befehle eines Benutzers berechnen oder auf hinterlegte Werte dafür zurückgreifen. Alternativ kann die Länge der Sub-Zeitintervalle direkt durch einen Benutzer vorgegeben werden.
Die Erfinder haben erkannt, dass sich dieses Vorgehen besonders vorteilhaft auswirkt, wenn die Längen der Sub-Zeitintervalle jeweils auf dem Inversen der mittleren, zu erwartenden Zählraten betreffend die jeweiligen Schwellwerte während der Sub-Zeitintervalle basieren. Derart wird eine annähernd identische Photonenstatistik in den Röntgenbildern innerhalb eines Zeitintervalls erzielt.
Einen Spezialfall stellt eine Ausgestaltung dar, bei der die Längen der Sub-Zeitintervalle gleich sind. Mit anderen Worten sind die Sub-Zeitintervalle äquidistant über das Zeitintervall aufgeteilt. Selbstredend wird hier ein vergleichbares Rauschverhalten nur erreicht, wenn das Spektrum der einfallenden Röntgenstrahlung annähernd einer Rechteckfunktion entspricht, was regelmäßig nicht der Fall ist. Beispielsweise ist das Zeitintervall 30 ms und wird aus Applikationssicht in drei Sub-Zeitintervalle gleicher Länge von 10 ms unterteilt. Gemäß einer bevorzugten Weiterbildung der Erfindung wird der mindestens eine veränderbare Schwellwert vor der Applikation von Röntgenstrahlung abrufbar in jedem Pixelelement hinterlegt. Beispielsweise handelt es sich bei dem zuvor abzuspeichernden Schwellwert um einen globalen Schwellwert, der für alle Pixelelemente des Röntgendetektors gleichsam beim Übergang auf ein nächstes Sub-Zeitintervall eingestellt wird. Die vorherige Speicherung des Schwellwertes in einem jeden Pixelelement ermöglicht beim Übergang von einem Sub-Zeitintervall auf das nächste Sub-Zeitintervall ein schnelles Umschalten von einem Schwellwert auf den nächsten, was Datentransfer und dadurch Zeitverlust verringert. Derart wird eine annähernd verlustfreie Röntgenakquisition und damit optimale Ausnutzung der applizierten Röntgenstrahlung erreicht, die über das gesamte Zeitintervall hinweg kontinuierlich anliegt. Im Idealfall erfolgt die Umschaltung des Schwellwertes instantan. In einer weiteren Ausgestaltungsform der Erfindung umfasst eine Speicherung der Zählsignale in dem Röntgendetektor, für jedes Sub-Zeitintervall erfasste Zählsignale jedes Pixelelements unmittelbar nach Ablauf des Sub-Zeitintervalls aus der während des Sub-Zeitintervalls zählenden Speichereinheit in eine weitere Speichereinheit, beispielsweise ein Register, zu übertragen. Die zählende Speichereinheit ist im Sinne der Erfindung als Zähler zu verstehen, der jeden Puls oberhalb des Schwellwertes als Ereignis wertet und entsprechend zählt. Jedes Pixelelement ist mit einem solchen zählenden Speicherelement verbunden. Dabei kann vorgesehen sein, dass jedes Pixelelement eine individuelle, zählende Speichereinheit umfasst. Für jedes Sub-Zeitintervall muss der Zählinhalt aus der zählenden Speichereinheit gelöscht bzw. auf Null zurückgesetzt werden, damit für jedes Sub-Zeitintervall die zählende Speichereinheit die Zählung der Ereignisse bzw. Röntgenquanten neu beginnen kann. Dazu wird der Zählwert bzw. Zählinhalt des Zählers des vorherigen Sub-Zeitintervalls in die weitere Speichereinheit übertragen, welche ebenfalls einem jeden Pixelelement individuell zugeordnet sein kann. Die Übertragung von der zählenden Speichereinheit in die weitere Speichereinheit ist wesentlich schneller als die Übertragung in die periphere Elektronik, wo die Zählwerte weiterverarbeitet werden, sodass die zählende Speichereinheit nach einer kurzen Auslesephase von beispielsweise 100 ns wieder für die Registrierung von Ereignissen zur Verfügung steht. Die Übertragung in die weitere Speichereinheit geschieht beispielsweise gleichzeitig für alle Pixelelemente und ist somit sehr schnell. Derart entstehen vorteilhaft kaum Verluste an Bildinformation, da annähernd die gesamte innerhalb eines Zeitintervalls einfallende Röntgenstrahlung detektiert wird. Ist die weitere Speichereinheit derart ausgestaltet, dass sie lediglich den Zählwert eines Sub-Zeitinterwalls speichern kann, sieht eine vorteilhafte Weiterbildung der Erfindung vor, dass die Speicherung der Zählsignale in dem Röntgendetektor umfasst, die für jedes Sub-Zeitintervall erfassten Zählsignale jedes Pixelelements innerhalb des anschließenden Sub-Zeitintervalls aus der weiteren Speichereinheit in die periphere Elektronik des Röntgendetektors zu übertragen. Die Übertragungszeit darf die Länge des folgenden Sub-Zeitintervalls nicht überschreiten, da danach die weitere Speichereinheit wieder aufnahmefähig, also unbelegt, für den Zählwert dieses Sub-Zeitintervalls sein muss. Im Rahmen der Länge des folgenden Sub-Zeitintervalls kann das Auslesen jedoch beliebig andauern. Bei einer Länge der Sub-Zeitintervalle von 10 ms, muss der Datentransfer aus der weiteren Speichereinheit innerhalb dieser 10 ms stattgefunden haben. Nochmals, die Auslesezeit wird jedoch durch die kürzesten sinnvoll möglichen Sub-Zeitintervalle definiert und muss dementsprechend detektorseitig spezifiziert werden (Auslese-Taktrate). Ist das kürzeste Zeitintervall beispielsweise 1 ms lang, dann darf der Transfer der Zählwerte aller Pixelelemente eines ASIC in die Peripherie höchstens 1 ms dauern. Dieses Auslesen ist in einfachster Form sequenziell gestaltet, d.h. es wird ein Pixelelement des ASICs nach dem anderen ausgelesen. Das Auslesen der mehreren Pixelelemente eines ASICs kann aber auch parallel, also zeitgleich, erfolgen. Allgemein gilt: gibt es mehr als einen Zähler pro Pixelelement, muss für jeden Zähler eine weitere Speichereinheit zur Verfügung stehen und das Auslesen aller weiteren Speichereinheiten für alle Pixelelemente des ASICs muss innerhalb der beispielhaften 1 ms erfolgen. Der Röntgendetektor umfasst typischerweise mehrere ASICs, Das Auslesen der ASICs erfolgt sinnvollerwiese ebenfalls parallel.
In einer alternativen Ausführung werden pixelweise Zählwerte von mehreren, also mindestens zwei, Sub-Zeitintervallen parallel gespeichert, beispielsweise werden die Zählwerte aller Sub-Zeitintervalle eines Zeitintervalls gespeichert, bevor eine Übertragung an die Peripherie erfolgt. Dies hat Vorteile, beispielsweise dann, wenn eine Verrechnung bzw. Weiterverarbeitung der erfassten Bilddaten bereits in einem Pixelelement bzw. vor Übergabe an die Peripherie erfolgen soll. Dies spart zusätzlich Datentransfer und Übertragungszeit, da derart nur ein Auslesevorgang pro Zeitintervall durchgeführt werden muss.
In einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung umfasst ein Einstellen eines Schwellwertes in dem Röntgendetektor für ein Sub-Zeitintervall ein für jedes Pixelelement spezifisches Anpassen des Schwellwertes. Diese Anpassung zusätzlich zur Einstellung eines globalen Schwellwertes, der für jedes Pixelelement identisch ist, bewirkt für jedes Pixelelement individuelle Korrekturen des globalen Schwellwertes. Die Korrekturen sind beispielsweise notwendig, wenn, wie eingangs erwähnt, Schwankungen von Verstärkern der Pixelelemente, Fehlstellen im Detektormaterial oder materialbedingte Inhomogenitäten von Pixel zu Pixel vorliegen. Während der globale Schwellwert beispielsweise analog am Diskriminator eines Pixelelements anliegt oder über einen DAC angelegt wird, kann und bevorzugt sollte ein pixelindividueller Korrekturwert digital im Pixelelement, beispielsweise in einem dafür vorgesehenen On-Pixel-Speicher, vorliegen und mittels eines Korrektur-DAC den globalen Schwellwert anpassen. Dazu wird der globalen Schwellwert-Spannung am Diskriminator eine für jedes Pixel individuelle Korrekturspannung überlagert.
In einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung umfasst ein Einstellen eines Schwellwertes, eine untere Energieschwelle, oberhalb der das eingehende Signal gezählt wird und eine obere Energieschwelle, unterhalb der das eingehende Signal gezählt wird, einzustellen. Somit eröffnet die vorliegende Erfindung zweierlei Möglichkeiten. Einerseits kann ein einseitiger Schwellwert eingestellt werden, hier handelt spricht man von einem sogenannten einseitigen Diskriminator. Bei diesem wird dann gezählt, wenn das anliegende Signal einen vorgegebenen Schwellwert überschreitet. Alternativ wird ein sogenannter Fensterdiskriminator mit einer unteren und einer oberen Energieschwelle angelegt. In diesem Fall wird nur gezählt, wenn die obere Schwelle unter- und die untere Schwelle überschritten wird. Hier spricht man auch von einem Energie-Binning. Um für die erste Alternative der zweiten Alternative entsprechende Zählwerte für Energiebins zu erhalten, können die Zählwerte der betreffenden Sub-Zeitintervalle zu den entsprechenden Schwellwerten subtrahiert werden.
Gemäß einer besonders bevorzugten Ausgestaltungsvariante der Erfindung können für jedes Pixelelement mindestens zwei verschiedene, veränderbare Schwellwerte gleichzeitig angelegt werden. Dieses Vorgehen erhöht die spektrale Auflösung der Röntgenbildaufnahme, da nun parallel jeweils mindestens zwei Schwellwerte für ein Sub-Zeitintervall gemessen werden können. Diese Variante läßt sich besonders leicht beispielsweise mit zwei oder mehr globalen DACs die allen Pixelelementen, denen eines Moduls oder einer beliebigen Vielzahl von Pixelelementen jeweils die wenigstens zwei veränderbaren Schwellwerte pro Sub-Zeitintervall anlegen.
Die Erfindung betrifft ferner einen zählenden, digitalen Röntgendetektor eines Röntgensystems zur Aufnahme von energieselektiven Bilddaten, umfassend einen Röntgenkonverter zur direkten oder indirekten Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen, wobei für jedes Pixelelement mindestens ein veränderbarer Schwellwert anlegbar ist, oberhalb dessen das eingehende Signal jeweils mittels einer Speichereinheit gezählt wird, wobei der Röntgendetektor eingerichtet ist, das erfindungsgemäße Verfahren auszuführen.
Die Erfindung betrifft ferner einen zählenden, digitalen Röntgendetektor umfassend wenigstens einen Diskriminator, der eingerichtet ist, innerhalb eines Zeitintervalls umfassend eine Vielzahl von Sub-Zeitintervallen den veränderbaren Schwellwert derart anzulegen, dass in einem ersten Sub-Zeitintervall an wenigstens einem Pixelelement ein erster Schwellwert anliegt und in wenigstens einem zweiten Sub-Zeitintervall an dem wenigstens einen Pixelelement ein zweiter Schwellwert anliegt. Dieser Röntgendetektor ist folglich eingerichtet, innerhalb eines Zeitintervalls energieselektive Bilddaten zu erzeugen, wobei diese nacheinander und jeweils innerhalb eines Sub-Zeitintervalls entstehen. Bei dem DAC kann es sich um einen globalen DAC handeln, über den an allen Pixelelementen gleichzeitig für alle Sub-Zeitintervalle derselbe veränderbare Schwellwert angelegt wird. Alternativ kann der DAC nur Pixel eines Moduls oder nur ein einziges Pixelelement mit dem veränderbaren Schwellwert beaufschlagen. Es können folglich mehrere DACs im Röntgendetektor vorgesehen sein, die pro Sub-Zeitintervall einen globalen, also für alle Pixelelemente identischen Schwellwert anlegen.
Wie mit Bezug zum erfindungsgemäßen Verfahren schon ausgeführt, umfasst jedes Pixelelement des zählenden, digitalen Röntgendetektors gemäß einer Weiterbildung der Erfindung eine Speichereinheit zur Speicherung des wenigstens einen, veränderbaren Schwellwertes. Mit anderen Worten umfasst jedes Pixelelement einen On-Pixel Speicher für die verschiedenen einstellbaren Schwellwerte. Derart kann die für das Umstellen von einem Schwellwert für ein erstes Sub-Zeitintervall auf den Schwellwert eines zweiten Sub-Zeitintervalls vorteilhaft beschleunigt werden, da Datentransfer und damit einhergehender Zeitverlust minimiert werden.
Mit Bezug zu dem erfindungsgemäßen Verfahren ebenfalls schon beleuchtet wurden die Vorteile einer Ausgestaltung der Erfindung, wonach der zählende, digitale Röntgendetektor der neben der zählenden Speichereinheit eine weitere Speichereinheit zur Zwischenspeicherung der Zählsignale umfasst. Die weitere Speichereinheit kann beispielsweise als Register ausgebildet sein. Anstelle eines Registers kann eine zweite zählende Speichereinheit vorgesehen sein, welche immer im Wechsel mit der ersten zählenden Speichereinheit betrieben wird, während eine zählt, wird die andere in die Peripherie ausgelesen und vice versa. In einer weiteren Ausgestaltung ist die weitere Speichereinheit eingerichtet, Zählwerte von mehreren, also mindestens zwei, bevorzugt allen Sub-Zeitintervallen eines Zeitintervalls parallel zu speichern bevor ausgelesen wird. Die weitere Speichereinheit kann pixelindividuell ausgebildet sein und nur Zählwerte eines Pixelelements speichern. Alternativ kann die weitere Speichereinheit auch eingerichtet sein, die Zählwerte von mehreren Pixelelementen zu speichern. Mit anderen Worten weisen in diesem Fall mehrere Zähler eine gemeinsame weitere Speichereinheit auf.
Um die spektrale Auflösung der Messung innerhalb des Zeitintervalls zu erhöhen, ist in einer Weiterbildung der Erfindung vorgesehen, den zählenden, digitalen Röntgendetektor mit wenigstens zwei DACs zum gleichzeitigen Einstellen von wenigstens zwei veränderbaren Schwellwerten auszustatten. Jeder DAC dient dabei der gleichzeitigen Einstellung eines der wenigstens zwei verschiedenen, veränderbaren Schwellwerte.
Ein weiterer Aspekt der Erfindung betrifft ein Röntgensystem für die Röntgenbildgebung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens, umfassend

– eine Röntgenröhre zur Aussendung einer das Untersuchungsobjekt durchstrahlenden Röntgenstrahlung während wenigstens eines Zeitintervalls umfassend eine Vielzahl von Sub-Zeitintervallen,
– einen zählenden, digitalen Röntgendetektor, welcher einen Röntgenkonverter zur direkten oder indirekten Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen aufweist, wobei für jedes Pixelelement mindestens ein veränderbarer Schwellwert jeweils für die Dauer eines Sub-Zeitintervalls anlegbar ist, oberhalb dessen das eingehende Signal jeweils mittels einer Speichereinheit, gezählt wird,
– eine Systemsteuerung zur Ansteuerung des Röntgensystems,
– eine Recheneinheit zur Bestimmung der Länge der Sub-Zeitintervalle, und
– ein Bildsystem zur Verarbeitung und Anzeige der Bilddaten.

Die Recheneinheit berücksichtigt bei der Bestimmung der Länge der Sub-Zeitintervalle insbesondere die mittlere, zu erwartende Zählrate für ein Sub-Zeitintervall und den dazugehörigen Schwellwert, wie mit Bezug zum erfindungsgemäßen Verfahren bereits beschrieben. Die Recheneinheit kann zudem eingerichtet sein, die Schwellwerte zu ermitteln oder Eingaben dazu von einem Benutzer zu Bestimmung der Schwellwerte zu verarbeiten.
Das Röntgensystem kann in weiterer Ausgestaltung der Erfindung als Computertomograph, Angiographiesystem, mobiles oder robotergestütztes C-Arm-System, Projektionsradiographiesystem oder dergleichen ausgebildet sein.
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. Durch diese Beschreibung erfolgt keine Beschränkung der Erfindung auf diese Ausführungsbeispiele. Es zeigen:
1 eine Ansicht eines bekannten Röntgensystems zur Verwendung bei interventionellen Eingriffen;
2 eine Ansicht eines bekannten Röntgendetektors mit einem Szintillator;
3 einen Schnitt durch einen Ausschnitt aus einem bekannten Röntgendetektor mit mehreren Detektormodulen;
4 eine perspektivische Draufsicht auf einen Ausschnitt aus einem bekannten Röntgendetektor mit mehreren Detektormodulen;
5 eine Darstellung der zentralen Funktionselemente eines zählenden Pixelelements eines bekannten Röntgendetektors;
6 eine Darstellung einer Matrix aus zählenden Pixelelementen eines bekannten Röntgendetektors mit Ansteuer- und Ausleselogik;
7 eine Darstellung der zentralen Funktionselemente eines Pixelelements eines bekannten zählenden, energiediskriminierenden Röntgendetektors;
8 eine Darstellung der zentralen Funktionselemente eines Pixelelements eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel;
9 eine Darstellung der zentralen Funktionselemente eines Pixelelements eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel;
10 eine Darstellung der zentralen Funktionselemente eines Pixelelements eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel;
11 ein Ablaufdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens gemäß einem Ausführungsbeispiel;
12 ein Zeitdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahren gemäß einem Ausführungsbeispiel; und
13 ein Zeitdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahren gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel.
8 entspricht einer Darstellung der zentralen Funktionselemente eines Pixelelements 12 eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung. Jedes Pixelelement 12 des Röntgendetektors ist in diesem Ausführungsbeispiel wie dargestellt ausgebildet. Jedes Pixelelement 12 weist neben dem Vorverstärker 29 einen Diskriminator 31 und eine zugeordnete zählende Speichereinheit 33 in Form eines Zählers auf. Die Schwellwerte (k) mit k = 1, K werden in diesem Beispiel digital kodiert und liegen bereits vor der Röntgenbildaufnahme in einer dafür auf dem Pixelelement 12 vorgesehenen Speichereinheit 34 in Form eines Schwellwertspeichers vor. Bei den Schwellwerten (k) handelt es sich um globale Schwellwerte, das heißt für jedes Sub-Zeitintervall liegt an jedem Pixelelement 12 derselbe Schwellwert (k) an. Für das (k)-te Sub-Zeitintervall wird ein entsprechender Schwellwert (k) über den DAC 32 an den Diskriminator 31 angelegt. Innerhalb des (k)-ten Sub-Zeitintervalls werden eingehende Pulse gezählt, die oberhalb der am Diskriminator 31 anliegenden Schwellwert-Spannung liegen. Am Ende des (k)-ten Sub-Zeitintervalls wird der Zählinhalt C(k) des Zählers 33 in die weitere Speichereinheit 30 in Form eines Registers geschrieben und anschließend der Zählinhalt des Zählers 33 zurückgesetzt. Ein Zeitgeber 39 registriert im Wesentlichen gleichzeitig den Ablauf des (k)-ten Sub-Zeitintervalls und triggert den Schwellwertspeicher 34, den Schwellwert (k + 1) in den DAC 32 zu transferieren, der für die Dauer des (k + 1)-ten Sub-Zeitintervalls eine entsprechende Schwellwertspannung an den Diskriminator 31 anlegt. Während der Dauer des (k + 1)-ten Sub-Zeitintervalls wird der Zählinhalt C(k) des Registers 33 in die Peripherie 38 umfassend Kontroll- und Ausleseelektronik zur Weiterverarbeitung übertragen. Der Schwellwertspeicher 34 steht mit der Peripherie 38 in Kommunikationsverbindung, um beispielsweise die für eine Röntgenbildaufnahme gewünschten Schwellwerte (k) abzufragen und/oder herunterzuladen. Dies geschieht in diesem Ausführungsbeispiel vor der Röntgenbildaufnahme. Der Zeitgeber 39 steht ebenfalls mit der Peripherie 38 in Kommunikationsverbindung, um beispielsweise die Anzahl und Länge T_k von Sub-Zeitintervallen abzufragen und/oder herunterzuladen. Dies kann ebenfalls vor oder rechtzeitig während der Röntgenbildaufnahme erfolgen. Sowohl die Schwellwerte als auch die Längen der Sub-Zeitintervalle können der Peripherie 38 des Röntgendetektors von einer Recheneinheit und/oder einer Steuereinheit des zugehörigen Röntgensystems zur Verfügung gestellt werden. Alternativ können die Schwellwerte auch durch eine Eingabeschnittstelle des Röntgensystems durch einen Benutzer zur Verfügung gestellt werden.
9 entspricht einer Darstellung der zentralen Funktionselemente eines Pixelelements 12 eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel der Erfindung. Auch hier sei jedes Pixelelement 12 des Röntgendetektors wie dargestellt ausgebildet. Das dargestellte Pixelelement unterscheidet sich von dem in 8 dargestellten durch eine weitere Speichereinheit 41 in Form eines Speichers für pixel-spezifische Korrekturwerte. Um diese zu erhalten, steht der Korrekturwert-Speicher 41 mit der Peripherie 38 in Datenverbindung. Die pixel-spezifischen Korrekturwerte können sich beispielsweise aus vor einer Röntgenbildaufnahme durchgeführten Kalibriervorgängen ergeben. Die Korrekturwerte können insbesondere vor jeder neuen Röntgenbildaufnahme einem Update unterzogen werden. Ferner weist das hier gezeigte Pixelelement 12 eine weitere Speichereinheit 30 in Form eines Registers zum Auslesen des Zählers 33 auf, wobei das Register 33 ausgebildet ist, alle Zählinhalte C(k) des Pixelelements 12 für die Dauer eines gesamten Zeitintervalls T zu speichern, bevor dieses in die Peripherie 38 ausgelesen wird.
10 entspricht einer Darstellung der zentralen Funktionselemente eines Pixelelements 12 eines erfindungsgemäßen Röntgendetektors gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der Erfindung. Auch hier sei jedes Pixelelement 12 des Röntgendetektors wie dargestellt ausgebildet. Im Folgenden werden nur die gegenüber den vorherigen Ausführungsbeispielen vorhandenen Unterschiede beschrieben. Eine weitergehende Beschreibung ergibt sich aus den vorherigen 8 und/oder 9. Gemäß diesem Beispiel umfasst das Pixelelement 12 jeweils zwei Diskriminatoren 31, DACs 32, Zähler 33 und Register 30. Durch die Verdopplung der Strukturen kann eine Erhöhung, insbesondere eine Verdopplung, der spektralen Auflösung erreicht werden, indem voneinander abweichende veränderbare Schwellwerte (k) an die beiden Diskriminatoren 31 pro Sub-Zeitintervall angelegt werden. Die Sub-Zeitintervalle des ersten und des zweiten Diskriminators 31 sollen sich in diesem Ausführungsbeispiel nicht unterscheiden. Jeder der beiden Zähler 33 und jedes der beiden Register 30 ist dem in 8 gezeigten Zähler 33 bzw. Register 30 identisch und wird wie mit Bezug zu 8 bereits beschrieben, betrieben. Die zwei voneinander abweichenden, globalen Schwellwerte werden hier analog, jeweils über eine entsprechende Verbindung 42 zu zwei globalen DACs (nicht dargestellt), zur Verfügung gestellt und an den Diskriminatoren 31 angelegt, und nicht erst lokal über einen DAC 32 erzeugt. Dennoch umfasst auch dieses Beispiel zwei DACs 32. Diese dienen dazu, aus in zwei dafür vorgesehenen Korrekturwertspeichern 41 hinterlegten, pixelspezifischen Korrekturwerten für die jeweiligen globalen Schwellwerte Korrekturspannungen zu generieren, um Pixel-zu-Pixel Varianzen auszugleichen.
Beliebige Kombinationen und Unterkombinationen, wo technisch möglich und auch sinnvoll, können selbstredend im Rahmen der Erfindung vorgenommen werden. Ferner ergeben sich im Rahmen der Erfindung folgende Implementierungsmöglichkeiten: Im Falle eines einseitigen Diskriminators 31 kann das Register 33 so ausgelegt sein, dass es die Zählinhalte C(k) von zwei Sub-Zeitintervallen speichern kann, sodass eine Differenzbildung zur Erzeugung eines Energiebins ΔE_k noch im Pixelelement 12 erfolgen kann. Anstelle eines Registers 33 kann ein weiterer Zähler 33 (nicht dargestellt) in Parallelschaltung zum ersten Zähler 33 vorgesehen sein, beide sind sowohl mit dem Diskriminator 31 als auch mit der Peripherie 38 verbunden bzw. verbindbar und werden abwechselnd zum Zählen und zum Übertragen des aktuellen Zählinhalts C(k) an die Peripherie 38 verwendet. Die vorliegende Idee läßt sich ferner problemlos mit Summations- und/oder Antikoinzidenzschaltungen von Pixelelementen 12 verknüpfen, um Doppel-, oder allgemeiner, Fehlzählungen auszuschließen und/oder um Energien eines Detektionsereignisses bei Verteilung desselben auf mehrere Pixelelemente rekonstruieren zu können.
11 zeigt ein Ablaufdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens gemäß einem Ausführungsbeispiel. In einem ersten Schritt S1 wird die Applikation von Röntgenstrahlung beispielsweise mittels einer Röntgenröhre auf ein Untersuchungsobjekt gestartet. Die Röntgenstrahlung wird mindestens für die Dauer T eines Zeitintervalls umfassend eine Vielzahl von, also mindestens zwei, Sub-Zeitintervallen kontinuierlich appliziert. In einem zweiten Schritt S2, der gleichzeitig zu Schritt S1 erfolgen kann, wird ein erster Schwellwert an einen Röntgendetektor angelegt. Dieser Schwellwert (k) liegt nun für die Dauer T_k eines ersten Sub-Zeitintervalls an. Während dieses ersten Sub-Zeitintervalls erfolgt Schritt S3, nämlich das Zählen von Ereignissen oberhalb des Schwellwertes, die innerhalb des ersten Sub-Zeitintervalls in dem Röntgendetektor auftreten. In einem vierten Schritt S4 wird nach Ablauf des ersten Sub-Zeitintervalls das Zählergebnis C(k) für das erste Sub-Zeitintervall im Röntgendetektor abgespeichert. In einem Schritt S5, der gleichzeitig zu Schritt S4 erfolgen kann, wird ein zweiter Schwellwert für die Dauer eines zweiten Sub-Zeitintervalls T_k+1 an dem Röntgendetektor 17 angelegt. In einem Schritt S6 werden über die Dauer des zweiten Sub-Zeitintervalls T_k+1 hinweg Ereignisse, die oberhalb des zweiten Schwellwertes (k + 1) liegen, gezählt. Anschließend wird das Zählergebnis C(k + 1) für das zweite Sub-Zeitintervall in Schritt S7 im Röntgendetektor abgespeichert. Direkt nach Ablauf des zweiten Sub-Zeitintervalls oder aber zu einem beliebigen späteren Zeitpunkt kann gemäß Schritt S8 die Applikation von Röntgenstrahlung beendet werden. Vor dem Abschalten der Röntgenstrahlung können weitere, beispielsweise zwei weitere Schwellwerte für jeweils ein drittes und ein viertes Sub-Zeitintervall eingestellt und gemessen werden. Die Schrittfolge S2 bis S4 für das erste Sub-Zeitintervall ließe sich hierzu übertragen bzw. einfügen. Die Röntgenstrahlung kann kontinuierliche Röntgenstrahlung oder gepulste Röntgenstrahlung sein. In Falle gepulster Röntgenstrahlung liegt ein Zeitintervall innerhalb eines Röntgenpulses und ist insbesondere gleich lang wie ein Röntgenpuls. Das beschriebene Verfahren lässt sich auch dahingehend erweitern, dass gleichzeitig neben den Schritten S2 bis S7 jeweils wenigstens ein weiterer Schwellwert, am Röntgendetektor eingestellt werden kann, diesbezüglich oberhalb liegende Ereignisse gezählt und abgespeichert werden.
Die Länge T_k der Sub-Zeitintervalle kann sich beispielsweise aus der äquidistanten Aufteilung des Zeitintervalls gemäß der Anzahl der Sub-Zeitintervalle ergeben. Jedoch folgt daraus in aller Regel eine inhomogene Photonenstatistik über die pro Sub-Zeitintervall erhaltenen Zählsignale. Durch eine intelligente Wahl der (relativen) Länge der Sub-Zeitintervalle können diese Schwankungen ausgeglichen werden.
Die Länge T eines Zeitintervalls ergibt sich aus der Summe der Längen T_k der Sub-Zeitintervalle zu T = ΣT_k. Eine gute Angleichung der Photonenstatistik kann beispielsweise erreicht werden, wenn die Länge T_k der Sub-Zeitintervalle als Funktion der mittleren, zu erwartenden Zählrate <C_k> für das k-te Energiebin ΔE_k (k = 1, K) angenommen wird gemäß T_k = f(<C_k>). <C_k> hängt dabei maßgeblich von dem betrachteten Energiebin ΔE_k sowie vom Spektrum S der einfallenden Röntgenstrahlung ab, sodass gilt <C_k> = f(ΔE_k, S). Eine besonders gute Angleichung der Rauschcharakteristik innerhalb eines Zeitintervalls T kann erreicht werden, wenn die Sub-Zeitintervall-Länge T_k invers von der mittleren, zu erwartenden Zählrate <C_k> abhängt gemäß T_k = T·<C>)/<C_k>, wobei auf die Länge des Zeitintervalls T sowie die mittlere Gesamtzählrate für alle Energiebins <C> normiert wurde. Es ist darauf zu achten, dass bei gegen Null gehender Zählrate in einem oder mehreren Energiebins die Länge des Sub-Zeitintervalls beschränkt wird.
12 und 13 zeigen je ein Zeitdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens gemäß zweier Ausführungsbeispiele. Die Zeitachse veläuft horizontal von links nach rechts. In den Zeilen A bis G beider Diagramme sind jeweils verschiedene Zeitpunkte innerhalb des erfindungsgemäßen Verfahrens markiert. Zeile A repräsentiert die Applikation von Röntgenstrahlung. Während in 12 kontinuierliche Röntgenstrahlung gezeigt wird (ein Start(ON)- und ein Endpunkt(OFF)), zeigt 13 gepulste Röntgenstrahlung, die über die Zeit hinweg mehrere Start- und Endpunkte durchläuft, in denen die Strahlung jeweils eingeschaltet bzw. ausgeschaltet wird. Zeile B zeigt jeweils die Zeitpunkte des Anlegens bzw. Einstellens von globalen Schwellwerten an einen Röntgendetektor. Es werden jeweils vier Schwellwerte (k) eingestellt, die Zeitpunkte dafür sind in 12 äquidistant innerhalb des Zeitintervalls der Länge T beabstandet, das heißt, alle Sub-Zeitintervalle haben die gleiche Länge T_k. Demgegenüber sind die Zeitpunkte in 13 inhomogen innerhalb des Zeitintervalls verteilt. Das bedeutet, die Sub-Zeitintervalle unterscheiden sich in ihrer Länge T_k. Zeile C zeigt die Zeitpunkte, zu denen zu den Schwellwerten gehörige Pixel-spezifische Korrekturwerte angelegt werden, um beispielsweise Pixel-zu-Pixel-Inhomogenitäten auszugleichen. Dies passiert jeweils zeitgleich zu der Einstellung der globalen Schwellwerte, oder anders ausgedrückt, immer zu Beginn eines neuen Sub-Zeitintervalls. Zeile D repräsentiert die Längen T_k der jeweiligen Sub-Zeitintervalle und gibt somit an, innerhalb welcher Zeiträume Signale oberhalb der jeweiligen Schwellwerte gezählt werden. Zeile E gibt an, zu welchen Zeitpunkten ein Transfer der Zählergebnisse C(k) eines Sub-Zeitintervalls aus einer zählenden Speichereinheit 33 in beispielsweise ein Register 30 sowie das Zurücksetzen des Eintrags der zählenden Speichereinheit 33 erfolgt. Konkret erfolgt dieser Schritt jeweils am Übergang von dem gerade betrachteten Sub-Zeitintervall auf das nächste. Zeile F gibt die Zeiträume an, in denen die Zählergebnisse zu Sub-Zeitintervallen in die Peripherie 38 übertragen werden. Diese Übertragung erfolgt in beiden Ausführungsbeispielen jeweils innerhalb des auf das betrachtete Sub-Zeitintervall folgenden Sub-Zeitintervalls. Insbesondere in zum Ausführungsbeispiel der 13 vergleichbaren Situationen mit unterschiedlich langen Sub-Zeitintervallen ist darauf zu achten, dass die Dauer eines Transfers in die Peripherie 38 nicht die Länge T_k eines Sub-Zeitintervalls überschreitet. Alternativ zu einem Transfer im Folge-Sub-Zeitintervall kann eine Übertragung bei entsprechender Ausgestaltung des Registers 30 erst am Ende eines Zeitintervalls erfolgen. Gemäß Zeile G werden die wie beschrieben erfassten, energiediskriminierenden Bilddaten einer Bildverarbeitung und/oder einer Bildkorrektur unterzogen. Davon umfasst können beispielsweise detektorrelevante Korrekturen wie Defekt- oder Gainkorrekturen sein. Subtraktionen zu Energiebins können schon nach Erhalt von Bilddaten zu zwei Subintervallen bzw. von zwei Teilbildern zu je einem Sub-Zeitintervall beginnen. Derartige Bildverarbeitungen oder Korrekturen dienen einer weiteren Optimierung der Darstellung der Röntgenbilder, beispielsweise indem Rauschen oder Artefakte aus den Bilddaten entfernt werden, so dass ein Arzt den Röntgenbildern auf einfache Weise relevante Informationen zur Diagnose oder Therapie entnehmen kann. Insbesondere werden die innerhalb eines Zeitintervalls erfassten, energieselektiven Bilddaten jeweils zu einem Röntgenbild verrechnet, insbesondere werden alle innerhalb eines Zeitintervalls erfassten, energieselektiven Bilddaten zu einem Röntgenbild verrechnet, beispielsweise vermittels gewichteter Summation entsprechend einem gewünschten Bildeindruck (Bild 1, ..., Bild n). Andere Verarbeitungsoptionen sind gleichfalls möglich. Entlang des Zeitstrahls können beliebig viele Zeitintervalle angeordnet sein und das erfindungsgemäße Verfahren wiederholt ausgeführt werden. In 13 ergeben sich aufgrund der gepulsten Röntgenstrahlung Lücken, in denen keine Röntgendetektion erfolgt. Speicher- oder Übertragungsvorgänge können jedoch sehr wohl in diesen Lücken erfolgen. Die Zeitpunkte der Schwellwerteinstellung, der Korrekturwerteinstellung und der Zählintervalle muss in diesem Fall auf den Verlauf der Röntgenpulse angepasst werden.
Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert wurde, 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.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Nicht-Patentliteratur

M. Spahn, „Flat detectors and their clinical applications“, Eur Radiol. (2005), 15: 1934–1947 [0003]
M. Spahn, „Flat detectors and their clinical applications“, Eur Radiol (2005), 15: 1934–1947 [0004]

Claims

Verfahren zur Aufnahme von energieselektiven Bilddaten eines Untersuchungsobjekts mittels eines zählenden, digitalen Röntgendetektors eines Röntgensystems, wobei der Röntgendetektor einen Röntgenkonverter zur direkten oder indirekten Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen (12) aufweist, wobei für jedes Pixelelement mindestens ein veränderbarer Schwellwert (k) anlegbar ist, oberhalb dessen das eingehende Signal jeweils mittels einer Speichereinheit (33) gezählt wird, wobei das Verfahren umfasst: – Applikation von Röntgenstrahlung (S1) während wenigstens eines Zeitintervalls umfassend eine Vielzahl von Sub-Zeitintervallen, – Einstellen eines ersten Schwellwertes in dem Röntgendetektor für ein erstes Sub-Zeitintervall (S2), – Umwandlung von Röntgenquanten in Zählsignale während der erste Schwellwert angelegt ist (S3) und Speicherung der Zählsignale in dem Röntgendetektor (S4), – Einstellen wenigstens eines zweiten Schwellwertes in dem Röntgendetektor für jeweils wenigstens ein zweites Sub-Zeitintervall (S5), – Umwandlung von Röntgenquanten in Zählsignale während der zweite Schwellwert angelegt ist (S6) und Speicherung der Zählsignale in dem Röntgendetektor (S7), und – Auslesen der Bilddaten aus dem Röntgendetektor, und – Anzeige oder Speicherung der Bilddaten.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Längen T_k der Sub-Zeitintervalle basierend auf den mittleren, zu erwartenden Zählraten <C_k> betreffend die jeweiligen Schwellwerte (k) während der Sub-Zeitintervalle bestimmt werden.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei die Längen T_k der Sub-Zeitintervalle jeweils auf dem Inversen der mittleren, zu erwartenden Zählraten <C_k> betreffend die jeweiligen Schwellwerte (k) während der Sub-Zeitintervalle basieren.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Längen T_k der Sub-Zeitintervalle gleich sind.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der mindestens eine veränderbare Schwellwert (k) vor der Applikation von Röntgenstrahlung abrufbar in jedem Pixelelement hinterlegt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei eine Speicherung der Zählsignale in dem Röntgendetektor umfasst, für jedes Sub-Zeitintervall erfasste Zählsignale jedes Pixelelements unmittelbar nach Ablauf des Sub-Zeitintervalls aus der zählenden Speichereinheit in eine weitere Speichereinheit (30) zu übertragen.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Speicherung der Zählsignale in dem Röntgendetektor umfasst, die für jedes Sub-Zeitintervall erfassten Zählsignale jedes Pixelelements innerhalb des anschließenden Sub-Zeitintervalls aus der weiteren Speichereinheit in die Peripherie (38) zu übertragen.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei ein Einstellen eines Schwellwertes in dem Röntgendetektor für ein Sub-Zeitintervall ein für jedes Pixelelement spezifisches Anpassen des Schwellwertes (k) umfasst.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei ein Einstellen eines Schwellwertes umfasst, eine untere Energieschwelle, oberhalb der das eingehende Signal gezählt wird und eine obere Energieschwelle, unterhalb der das eingehende Signal gezählt wird, einzustellen.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei für jedes Pixelelement mindestens zwei verschiedene, veränderbare Schwellwerte (k) gleichzeitig anlegbar sind.
Zählender, digitaler Röntgendetektor eines Röntgensystems zur Aufnahme energieselektiver Bilddaten eines Untersuchungsobjektes, umfassend einen Röntgenkonverter zur direkten oder indirekten Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen (12), wobei für jedes Pixelelement mindestens ein veränderbarer Schwellwert (k) anlegbar ist, oberhalb dessen das eingehende Signal jeweils mittels einer Speichereinheit (33) gezählt wird, wobei der Röntgendetektor eingerichtet ist, ein Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10 auszuführen.
Zählender, digitaler Röntgendetektor (17) eines Röntgensystems zur Aufnahme energieselektiver Bilddaten eines Untersuchungsobjektes, umfassend wenigstens einen DAC (32), der eingerichtet ist, innerhalb eines Zeitintervalls umfassend eine Vielzahl von Sub-Zeitintervallen den veränderbaren Schwellwert (k) derart anzulegen, dass in einem ersten Sub-Zeitintervall an wenigstens einem Pixelelement ein erster Schwellwert anliegt und in wenigstens einem zweiten Sub-Zeitintervall an dem wenigstens einen Pixelelement ein zweiter Schwellwert anliegt.
Zählender, digitaler Röntgendetektor nach Anspruch 11 oder 12, wobei jedes Pixelelement eine Speichereinheit (34) zur Speicherung des wenigstens einen, veränderbaren Schwellwertes (k) umfasst.
Zählender, digitaler Röntgendetektor, nach Anspruch 11, 12 oder 13, der neben der zählenden Speichereinheit (33) eine weitere Speichereinheit (30) zur Zwischenspeicherung der Zählsignale umfasst.
Zählender, digitaler Röntgendetektor nach einem der Ansprüche 11 bis 14, der wenigstens zwei DACs (32) zum gleichzeitigen Einstellen von wenigstens zwei veränderbaren Schwellwerten (k) umfasst.
Röntgensystem für die Röntgenbildgebung zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10, umfassend – eine Röntgenröhre zur Aussendung einer das Untersuchungsobjekt durchstrahlenden Röntgenstrahlung während wenigstens eines Zeitintervalls umfassend eine Vielzahl von Sub-Zeitintervallen, – einen zählenden, digitalen Röntgendetektor, welcher einen Röntgenkonverter zur direkten oder indirekten Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal und eine Matrix mit einer Vielzahl von zählenden Pixelelementen (12) aufweist, wobei für jedes Pixelelement mindestens ein veränderbarer Schwellwert (k) jeweils für die Dauer eines Sub-Zeitintervalls anlegbar ist, oberhalb dessen das eingehende Signal jeweils mittels einer Speichereinheit (33) gezählt wird, – eine Systemsteuerung zur Ansteuerung des Röntgensystems, – eine Recheneinheit zur Bestimmung der Länge der Sub-Zeitintervalle, und – ein Bildsystem zur Verarbeitung und Anzeige der Bilddaten.