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Die
Erfindung betrifft einen Röntgendetektor nach
dem Oberbegriff des Anspruchs 1.
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Ein
solcher Röntgendetektor
ist beispielsweise aus "Digital
Radiography with a Large-Aera, Amorphous-Silicon, Flat-Panel X-Ray
Detector System" von
Spahn M. et al., Investigative Radiology 2000; Vol. 35, Seiten 260–266, bekannt.
Bei dem bekannten Röntgendetektor
ist eine beispielsweise aus amorphem Silizium (a-Si) gebildete Fotodiodenmatrix
von einer beispielsweise aus Cäsiumjodid
(CsI) gebildeten Leuchtstoffschicht überlagert. Auf die Leuchtstoffschicht
eingestrahlte Röntgenstrahlung wird
in der Leuchtstoffschicht in Licht umgewandelt. Das Licht wird mit
der Fotodiodenmatrix ortsaufgelöst erfasst
und mittels einer nachgeordneten Bildverarbeitungseinrichtung weiterverarbeitet.
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Insbesondere
bei der Radiographie für
medizinische Zwecke wird versucht, die auf den Menschen eingestrahlte
Dosis an Röntgenstrahlung
möglichst
gering zu halten. Dazu ist eine Einrichtung der Regelung der Dosisleistung
vorgesehen. Die Einrichtung weist einen Detektor zur Messung der
Dosisleistung auf. Der Detektor ist über eine Regelungseinrichtung
mit einem Hochspannungsgenerator für eine Röntgenquelle verbunden. Sobald
eine vorgegebene Dosis erreicht worden ist, wird mittels der Regelungseinrichtung
der Hochspannungsgenerator abgeschaltet.
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Als
Detektor zur Messung der Dosisleistung wird derzeit eine im Strahlengang
angeordnete Ionisationskammer verwendet. Die durch solche Detektoren
gebildete Strukturen werden nachteiligerweise auf den Röntgendetektor
abgebildet und verfälschen unerwünschterweise
die Bildinformation. Um dem entgegenzuwirken, kann mittels rechnerischer
Verfahren eine Korrektur er folgen. In bestimmten Fällen kann
es jedoch auch bei der Durchführung
einer solchen Korrektur zum Auftreten von unerwünschten Artefakten kommen.
Herkömmliche
Einrichtungen zur Messung der Dosisleistung sind aufwändig und
verursachen u. U. Bildfehler.
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Aufgabe
der Erfindung ist es, die Nachteile nach dem Stand der Technik zu
beseitigen. Es soll insbesondere ein Röntgendetektor angegeben werden,
der auf einfache und kostengünstige
Weise die Messung einer eingestrahlten Dosisleistung ermöglicht.
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Diese
Aufgabe wird durch die Merkmale des Anspruchs 1 gelöst. Zweckmäßige Ausgestaltungen ergeben
sich aus den Merkmalen der Ansprüche
2 bis 13.
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Nach
Maßgabe
der Erfindung ist vorgesehen, dass auf einer der Fotodiode abgewandten
Einfallsfläche
des Leuchtstoffs eine weitere Fotodiode vorgesehen ist. Die Erfindung
macht sich den Umstand zu nutze, dass das im Leuchtstoff gebildete Licht
nicht nur an einer der Einfallsfläche gegenüberliegenden Austrittsfläche, sondern
auch aus der Einfallsfläche
selbst austritt. Durch Erfassung des dort austretenden Lichts kann
eine eingestrahlte Dosisleistung ermittelt werden. Damit kann auf
einfache Weise die Dosisleistung gemessen werden. Bei einer geeigneten
Ausbildung der weiteren Fotodioden werden keinerlei Strukturen abgebildet.
Die Bildung von Bildfehlern und Artfakten wird vermieden. Das Vorsehen
einer separaten Einrichtung zur Messung der Dosisleistung ist nicht
erforderlich. Der vorgeschlagene Röntgendetektor ist relativ einfach
und kostengünstig
herstellbar.
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Nach
einer vorteilhaften Ausgestaltung ist die weitere Fotodiode in Form
einer dünnen
Schicht mit einer Dicke von höchstens
50 μm, vorzugsweise 0,1
bis 1,5 μm,
hergestellt. Die weitere Fotodiode kann des Weiteren aus einem Material
mit einer mittleren Ordnungszahl Z < 14, vorzugsweise Z < 10, hergestellt
sein. Bei einer derartigen Ausgestaltung der weiteren Fotodiode
werden keinerlei Strukturen beim Durchstrahlen der weiteren Fotodioden
auf die Leuchtstoffschicht abgebildet.
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Nach
einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung ist vorgesehen, dass
die weitere Fotodiode aus einem halbleitenden organischen Material
hergestellt ist. Die Herstellung von Bauelementen, wie Fotodioden
für Transistoren
und dgl., auf der Basis halbleitender Polymere ist z. B. aus "Plastic Solar Cells" von Christoph J.
Brabec et al., Adv. Funct. Mater. 2001, 11, Nr. 1, Seiten 15 bis
26 bekannt. Der Offenbarungsgehalt dieses Dokuments wird hiermit
einbezogen. Danach können
insbesondere Fotodioden auf Basis halbleitender Polymere, beispielsweise
in einer Dicke von 100 nm, hergestellt werden. Wegen ihrer geringen
Dicke und ihrer geringen Ordnungszahl der zur Herstellung verwendeten
polymeren Materialien absorbiert eine solche Fotodiode kaum Röntgenstrahlung.
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Der
Leuchtstoff ist zweckmäßigerweise
aus einem aus der folgenden Gruppe ausgewählten Szintillatormaterial
hergestellt:
Gadoliniumoxidsulfid, CsI, NaI.
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Nach
einer weiteren Ausgestaltung kann zwischen dem Leuchtstoff und der
weiteren Fotodiode eine für
Licht teilweise durchlässige
Schicht vorgesehen sein. Es kann sich dabei um eine so genannte
semi-durchlässige
Schicht handeln, welche einen Teil des Lichts reflektiert. Damit
kann die Lichtausbeute an der Austrittsfläche vorteilhafterweise erhöht werden.
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Nach
einer weiteren Ausgestaltung weist jede Fotodiode einen Schalter
auf. Die Fotodioden bilden zweckmäßigerweise ein Fotodiodenarray. Desgleichen
kann jede weitere Fotodiode einen weiteren Schalter aufweisen. Auch
die weiteren Fotodioden können
ein weiteres Fotodiodenarray bilden. Das Vorsehen der Schalter und
weiteren Schalter ermöglicht
ein sequenzielles zeilenweises Auslesen der von den Fotodioden und
den weiteren Fotodioden gespeicherten Ladungen. Durch Auslesen der Fotodioden
wird eine ortsaufgelöste
Information über eingefallene
Röntgenintensität erhalten.
Das Auslesen der weiteren Fotodioden ermöglicht die Bestimmung einer
eingestrahlten Dosisleistung.
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Der
Leuchtstoff kann als eine das Fotodiodenarray überlagernde Schicht ausgebildet
sein. Das erleichtert und verbilligt die Herstellung des erfindungsgemäßen Röntgendetektors.
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Nach
einer weiteren Ausgestaltung ist vorgesehen, dass eine Detektionsfläche der
weiteren Fotodiode größer als
eine Detektionsfläche
der Fotodiode ist. Die Anzahl der Fotodioden kann zweckmäßigerweise
ein, vorzugsweise geradzahliges, Vielfaches der Anzahl der weiteren
Fotodioden sein. Eine Detektionsfläche einer weiteren Fotodioden überdeckt zweckmäßigerweise
die Detektionsflächen
einer Vielzahl von Fotodioden. Zur Ermittlung einer eingestrahlten
Dosisleistung ist eine genaue ortsaufgelöste Messung einfallender Röntgenstrahlung
nicht erforderlich. Es genügt
eine grobe ortsaufgelöste
Messung über
der vom Fotodiodenarray gebildeten Gesamtdetektionsfläche.
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Nachfolgend
werden insbesondere Ausführungsbeispiele
der Erfindung anhand der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:
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1 eine schematische Ansicht
der wesentlichen Bestandteile einer herkömmlichen Röntgeneinrichtung,
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2 eine perspektivische Ansicht
eines herkömmlichen
Röntgendetektors,
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3 eine schematische Querschnittsansicht
eines ersten Röntgendetektors,
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4 eine schematische Querschnittsansicht
eines zweiten Röntgendetektors,
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5 eine Draufsicht auf weitere
Fotodioden des in 3 bzw. 4 gezeigten Röntgendetektors,
und
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6 eine Draufsicht auf den
Röntgendetektor
gemäß 3 bzw. 4.
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Bei
der in 1 gezeigten herkömmlichen Röntgenvorrichtung
ist an einem Stativ 1 ein Röntgendetektor 2 aufgenommen.
Im Strahlengang zwischen einer Röntgenquelle 3 und
dem Röntgendetektor 2 befindet
sich eine Dosismesseinrichtung 4, z. B. eine Ionisationskammer,
ein Streustrahlraster 5 sowie ein zu durchstrahlendes Objekt 6,
z. B. ein Patient. Der Röntgendetektor 2 ist über eine
Datenleitung 7 mit einem Computer 8 und die Dosismesseinrichtung 4 ist über eine
Steuerleitung 9 mit einem Hochspannungsgenerator 10 verbunden,
welcher eine Steuereinheit umfasst. Sobald mittels der Dosismesseinrichtung 4 eine
vorgegebene Dosisleistung gemessen worden ist, wird mittels der
Steuereinrichtung der Hochspannungsgenerator 10 abgeschaltet. Damit
wird vermieden, dass ein Patient mit einer zu hohen Dosis an Röntgenstrahlen
belastet wird.
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2 zeigt eine perspektivische
Ansicht eines Röntgendetektors 2 nach
dem Stand der Technik. Ein aus einer aus einer Vielzahl von Fotodioden 11 gebildetes
Fotodiodenarray 12 ist von einer, beispielsweise aus CsI
hergestellten, Leuchtstoffschicht 13 überlagert. Jede der Fotodioden 11 weist
einen Schalter 11a auf. Bei geeigneter Betätigung der Schalter 11a ist
es möglich,
die Fotodioden 11 beispielsweise zeilenweise sequenziell
auszulesen. Mit dem Bezugszeichen R ist einfallende Röntgenstrahlung
und mit dem Bezugszeichen E eine Einfallsfläche der Leuchtstoffschicht 13 bezeichnet.
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3 zeigt eine schematische
Querschnittsansicht eines ersten Röntgendetektors 2.
Auf dem, beispielsweise aus amorphen Silizium hergestellten, Fotodiodenarray 12 befindet
sich die Leuchtstoffschicht 13. Auf der Einfallsfläche E der
Leuchtstoffschicht 13 befindet sich ein aus einer Vielzahl
weiterer Fotodioden 14 gebildetes weiteres Fotodiodenarray 15.
Das Fotodiodenarray 12 ist mittels einer Verbindungsleitung 16 mit
einer elektronischen Auswerteschaltung 17 verbunden.
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Bei
dem in 4 gezeigten zweiten
Röntgendetektor 2 befindet
sich auf der Einfallsfläche
E der Leuchtstoffschicht 13 eine für Licht halbdurchlässige Schicht 18.
Auf der halbdurchlässigen
Schicht 18 befindet sich das weitere Fotodiodenarray 15.
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5 zeigt eine Draufsicht
auf einen Ausschnitt des weiteren Fotodiodenarrays 15.
Jeder der weiteren Fotodioden 14 ist ein weiterer Schalter 19 zugeordnet.
Damit ist es möglich,
die mit den weiteren Fotodioden 14 gemessenen Ladungen
zeilenweise auszulesen. Die ausgelesenen Ladungen können mit
einer geeigneten Integrationseinrichtung integriert werden. Aus
den integrierten Messwerten lässt sich
ortsaufgelöst
die eingestrahlte Dosisleistung ermitteln.
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6 zeigt eine Draufsicht
auf das weitere Fotodiodenarray 15. Zur Ermittlung einer
eingestrahlten Dosisleistung ist es beispielsweise möglich, einen
vorgegebenen Bereich B, welcher aus mehreren weiteren Fotodioden 14 gebildet
ist, zur Bestimmung der Dosisleistung auszuwählen.
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Die
weiteren Fotodioden 14 sind zweckmäßigerweise aus einem röntgenneutralen
halbleitenden organischen Material hergestellt. Ein derartiges Material
absorbiert Röntgenstrahlen
nicht oder nur unwesentlich. Es werden keine Strukturen beim Durchstrahlen
mit Röntgenstrahlung
auf die im Strahlengang nachgeordnete Leuchtstoffschicht 13 abgebildet.
Solche aus einem organischen Material hergestellte weitere Fotodioden 14 können in äußerst dünnen Schichten
von 100 nm bis 1,0 μm
hergestellt werden. Sie sind billig verfügbar. Das Vorsehen einer gesonderten
vom Röntgendetektor 2 getrennt
angeordneten Dosismesseinrichtung 4, beispielsweise einer Ionisationskammer,
kann entfallen.
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Das
Fotodiodenarray 12 kann beispielsweise aus 3000 × 3000 Fotodioden 11 gebildet
sein. Jede der Fotodioden 11 bildet dabei ein Pixel. Zur
Dosismessung ist eine solche feine Strukturierung der weiteren Fotodioden 14 nicht
erforderlich. Es genügt
zur Messung der Dosisleistung das Vorsehen von 20 × 20 weiteren
Fotodioden 14. Die weiteren Fotodioden 14 überdecken
zweckmäßigerweise
die Gesamtdetektionsfläche
des Fotodiodenarrays 12. Die weiteren Fotodioden 14 weisen
also eine wesentlich größere Detektionsfläche als
die Fotodioden 11 auf.