DE19730519A1

DE19730519A1 - X=ray tube with improved radiation protection e.g. for use in medical examination

Info

Publication number: DE19730519A1
Application number: DE1997130519
Authority: DE
Inventors: Richard Dr Matz
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Priority date: 1997-07-16
Filing date: 1997-07-16
Publication date: 1999-01-28

Abstract

A device with an X-ray tube, in which in the radiation beam path (B) is integrated a dose-meter (D) at a fixed distance from the X-ray tube, for measurement of the radiation dose emitted from the X-ray tube. A directly converting semiconductor detector is arranged in the radiation beam path (B) of the X-ray tube (R) as the dose-meter (D). More specifically, the dose-meter is arranged on the or in the vicinity of the radiation window (F) of the X-ray tube (R).

Description

Röntgenuntersuchungen sind in der Medizin ein häufig ange wandtes Untersuchungs- und Diagnosehilfsmittel. Trotz verbes serter Technik, die in kürzerer Bestrahlungsdauer bei gerin gerer Strahlungsdosis immer mehr und genauere Informationen bei der Röntgenuntersuchung liefert, ist die gewebeschädigen de Wirkung der hochionisierenden Röntgenstrahlung stets eine in Kauf zu nehmende schädliche Nebenwirkung. Es wird daher angestrebt, die Strahlenbelastung bei der Röntgenuntersuchung zu minimieren. Dazu ist es erforderlich, die Strahlendosis bei der Untersuchung auf einen optimalen Wert einzustellen, der einerseits für die Untersuchung ausreichend Daten liefert und andererseits die Strahlenbelastung für den zu untersu chenden Patienten minimiert.X-ray examinations are a common task in medicine applied examination and diagnostic aid. Despite verbes serter technology, in the shorter irradiation time at gerin radiation dose more and more and more precise information X-ray examination is tissue-damaging de The effect of highly ionizing X-rays is always one harmful side effect to be accepted. It will therefore aimed at the radiation exposure during the x-ray examination to minimize. This requires the radiation dose adjust to an optimal value during the examination, which on the one hand provides sufficient data for the examination and on the other hand the radiation exposure for the person to be examined minimized patients.

Bislang wird die bei der Untersuchung verwendete Strahlendo sis durch den untersuchenden Arzt ausgewählt bzw. mit Gasio nisationskammern gemessen. Als einzustellende Parameter die nen dabei Strom und Spannung der Röhre, mit denen über die vorhandene Filterwirkung des Röhrenfensters grob die von der Röhre emittierte Dosis bestimmt werden kann.So far, the radiation dome used in the investigation is sis selected by the examining doctor or with Gasio nization chambers measured. The parameters to be set are the NEN current and voltage of the tube, with which over the existing filter effect of the tube window roughly that of the Tube emitted dose can be determined.

Nachteilig an diesem Verfahren ist jedoch, daß Strom- und Spannungsschwankungen in der Versorgung der Röntgenröhre zu einem veränderten Energiegehalt und damit zu einer emittier ten Strahlungsdosis führen, die nicht mit dem eingestellten Wert übereinstimmt. Hinzu kommt, daß die emittierte Strahlen dosis einen Temperaturgang zeigt und daher von der Umgebungs- und auch der Anodentemperatur der Röhre abhängig ist. Auch Alterserscheinungen der Röhre, bedingt durch einen Strom- oder Spannungsdrift sowie durch Materialabtrag an den Röhren elektroden führen weiter zu Veränderungen, die der Arzt bei der Einstellung der gewünschten Bestrahlungsdosis nicht kon trollieren oder berechnen kann. Eine falsche und insbesondere überhöhte Strahlendosis führt insbesondere bei mehrfach er forderlichen Röntgenuntersuchungen an einem Patienten zu überhöhter Strahlenbelastung und zu einer höheren Wahrschein lichkeit, daß als Nebenwirkung irreparable Strahlenschäden oder daraus resultierende Folgekrankheiten auftreten.A disadvantage of this method, however, is that electricity and Voltage fluctuations in the supply of the X-ray tube too a changed energy content and thus to an emitting radiation dose that is not at the set level Value matches. Add to that the emitted rays dose shows a temperature response and therefore of the environmental and also depends on the anode temperature of the tube. Also Signs of aging in the tube caused by a current or Voltage drift and material abrasion on the tubes electrodes lead to changes that the doctor adds the setting of the desired radiation dose is not con troll or calculate. A wrong one and in particular Excessive radiation dose leads especially to multiple he required X-ray examinations on a patient excessive radiation exposure and to a higher probability sensitivity that as a side effect irreparable radiation damage or resulting secondary diseases.

Bekannt ist es auch, die von Röntgengeräten abgegebene Strah lendosis mit Hilfe von Gasionisationskammern zu messen. Nach teilig an dieser Methode ist jedoch, daß Gasionisationskam mern keine Ortsauflösung zeigen, eine Hochspannung erfordern, einen bestimmten Gasdruck als Bezugsgröße benötigen und nur von technischem Fachpersonal bedient werden können.It is also known that the beam emitted by X-ray devices Measure the oil dose using gas ionization chambers. After however, part of this method is that gas ionization came show no spatial resolution, require high voltage, need a certain gas pressure as a reference and only can be operated by technical specialists.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, eine Vor richtung mit einer Röntgenröhre anzugeben, bei der die emit tierte Strahlendosis in einfacher Weise und stetig kontrol liert und damit optimiert werden kann.The object of the present invention is therefore to provide a direction with an x-ray tube in which the emit tated radiation dose in a simple manner and constantly controlled lated and can thus be optimized.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch eine Vorrichtung nach Anspruch 1 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Er findung sowie ein Verfahren zum Betrieb einer Röntgenröhre sind weiteren Ansprüchen zu entnehmen.This object is achieved by a device solved according to claim 1. Advantageous embodiments of the Er invention and a method for operating an X-ray tube further claims can be found.

Mit der Erfindung wird vorgeschlagen, in die Vorrichtung ein Dosimeter zu integrieren, das im Strahlengang der Röntgenröh re in festem Abstand zur Röhre angeordnet ist. Auf diese Wei se gelingt es, bei jeder Untersuchung die von der Röntgenröh re abgegebene Strahlendosis zu bestimmen. Damit kann die Be lastung des untersuchten Patienten gemessen und dokumentiert werden. Weiterhin ist es möglich, zur Überprüfung die einge stellte Röhrenleistung mit der tatsächlich emittierten Strah lendosis zu vergleichen und bei Abweichung gegebenenfalls die Einstellungen zu verändern. So wird mit der Erfindung verhin dert, daß es regelmäßig zu überhöhten Strahlendosen bei Rönt genuntersuchungen kommt. With the invention it is proposed in the device Integrate dosimeter in the beam path of the X-ray tube re is arranged at a fixed distance from the tube. In this way With every examination, the X-ray tube succeeds re determined radiation dose. So that the Be load of the examined patient measured and documented become. It is also possible to check the on provided tube power with the beam actually emitted lendose to compare and if necessary the Change settings. This is how the invention works changes that there are regularly excessive radiation doses in Roentgen genetic testing is coming.

Vorzugsweise umfaßt die erfindungsgemäße Vorrichtung als Do simeter ein elektrisches Meßgerät und insbesondere einen di rekt wandelnden Halbleiterdetektor. Mit diesem wird ein Meß signal erhalten, das bei gegebenem und konstantem Energie spektrum der Röhre ein Meßsignal liefert, welches der emit tierten Strahlendosis direkt proportional ist. Diese kann während oder nach der Untersuchung direkt am Meßgerät abgele sen werden. Ein Halbleiterdetektor zeichnet sich durch seine kompakte und raumsparende Bauform aus und kann mit Nieder spannung betrieben werden. Er ist außerdem langlebig und er fordert keinen Wartungsaufwand, im Gegensatz etwa zu einem Dosimeter mit einer Gasionisationskammer.Preferably, the device according to the invention comprises as Do. simeter an electrical measuring device and in particular a di right walking semiconductor detector. With this a measurement receive signal, with given and constant energy spectrum of the tube provides a measurement signal, which the emit tated radiation dose is directly proportional. This can read directly from the measuring device during or after the examination will be. A semiconductor detector is characterized by its compact and space-saving design and can with low voltage operated. It is also durable and it does not require any maintenance, in contrast to one Dosimeter with a gas ionization chamber.

Vorzugsweise ist das Dosimeter in der Nähe der Röhre und ins besondere auf dem oder in der Nähe des Strahlenfensters der Röntgenröhre angeordnet. Die damit verbundene Nähe zum Fokus der Röntgenstrahlung ermöglicht es, den gesamten für eine Un tersuchung verwendeten aufgefächerten Röntgenstrahl durch das Dosimeter bzw. durch den Strahlendetektor hindurchzufüh ren. Voraussetzung dafür ist, daß das Dosimeter bzw. der Strahlendetektor das hinter dem Patienten aufzunehmende Rönt genbild nicht verfälscht. Erfindungsgemäß ist das Dosimeter daher so ausgestaltet oder so angeordnet, daß weder die Rän der des Dosimeters noch dieses selbst einen meßbaren Schatten im Röntgenbild bzw. innerhalb des mit der Röntgenröhre zu be strahlenden Arbeitsbereichs erzeugt.Preferably, the dosimeter is near the tube and ins special on or near the radiation window of the X-ray tube arranged. The associated proximity to the focus The x-rays allow the whole for an un x-ray fanned out to feed the dosimeter or through the radiation detector Ren. The prerequisite for this is that the dosimeter or Radiation detector the X-ray to be recorded behind the patient genotype not falsified. The dosimeter is according to the invention therefore designed or arranged so that neither the Rän that of the dosimeter still this itself a measurable shadow in the X-ray image or within the X-ray tube radiant work area.

Ein direkt wandelnder Halbleiterdetektor als Dosimeter kann in einer Materialstärke ausgeführt werden, die nur etwa 1 Prozent der Röntgenleistung absorbiert. Da zusätzliche Struk turen auf der Oberfläche des Detektors, etwa Elektroden, auf grund der geringen Schichtdicke bezüglich der zusätzlichen Absorption zu vernachlässigen sind, wird mit diesem Halblei terdetektor das aufzunehmende Röntgenbild nicht verfälscht. Dabei ist es möglich, bei ausreichend naher Anordnung des De tektors zum Fokus des Röntgenstrahls die Größe des Detektors so ausreichend zu bemessen, daß er vom gesamten für die Un tersuchung verwendeten Strahlenbündel durchstrahlt wird.A directly converting semiconductor detector as a dosimeter can in a material thickness that is only about 1 Percent of x-ray power absorbed. Because additional structure structures on the surface of the detector, such as electrodes due to the small layer thickness with regard to the additional Absorption can be neglected with this semi-lead terdetector does not falsify the x-ray image to be recorded. It is possible, if the De tector to the focus of the x-ray beam the size of the detector to be dimensioned sufficiently that it is of the whole for the Un examination is used.

Der Halbleiterdetektor ist als Photowiderstand oder Photodi ode ausgebildet, besitzt aber vorzugsweise eine pin- Diodenstruktur. Zur Messung des von der Röntgenstrahlung er zeugten Photostroms ist eine Strommeßschaltung vorgesehen.The semiconductor detector is a photoresistor or photodi ode, but preferably has a pin Diode structure. To measure the radiation from X-rays generated photocurrent, a current measuring circuit is provided.

Für verschiedene Untersuchungen kann es erforderlich sein, die von der Röntgenröhre emittierte Strahlendosis orts- oder winkelabhängig zu messen. Dies trägt der Tatsache Rechnung, daß die Intensität und damit der Energiegehalt des Strahlen bündels aufgrund der Geometrie der Röntgenröhre winkelabhän gig ist. Mit einer solchen orts- oder winkelabhängigen Dosis messung ist es möglich, die von der Größe und der exakten La ge des bestrahlten Körpers oder des bestrahlten Bereichs des Körpers abhängige und vom Körper empfangene Strahlendosis zu berechnen. In einfacher Weise kann dies zum Beispiel durch Abgleich des gemessenen Röntgenbilds mit der diesem Bild zu zuordnenden und ortsabhängig gemessenen Strahlendosis er reicht werden.Various examinations may require the radiation dose emitted by the x-ray tube locally or to measure depending on the angle. This takes into account the fact that the intensity and therefore the energy content of the rays bundle depending on the geometry of the x-ray tube is gig. With such a location or angle-dependent dose It is possible to measure the size and the exact La of the irradiated body or the irradiated area of the Body-dependent radiation dose received by the body to calculate. This can be done in a simple way, for example Comparison of the measured X-ray image with that of this image assigning and location-dependent measured radiation dose be enough.

Ein Dosimeter, mit dem eine winkelabhängige Messung der Strahlendosis möglich ist, wird mit einem Halbleiterdetektor realisiert, der eine zeilenförmig strukturierte Elektrode aufweist. Auf diese Weise gelingt die Aufteilung des Detek tors in mehrere zeilen- oder streifenförmige Einzeldetekto ren, von denen jeder ein winkelabhängiges aber elektrisch un abhängiges Einzelsignal liefern kann. Ein solcher Detektor ist für Röntgenröhren interessant, deren Energieverteilung nur einen Gradienten aufweist und damit in nur einer Dimensi on variiert. Ein konzentrisches Strahlprofil bzw. eine kon zentrische Energieverteilung des Röntgenstrahls kann mit ei nem Detektor ortsabhängig bestimmt werden, der eine Elektro denstruktur in Form konzentrischer Kreise oder Kreissegmente besitzt.A dosimeter with which an angle-dependent measurement of the Radiation dose is possible with a semiconductor detector realized that a line-shaped structured electrode having. In this way, the division of the Detek is successful door into several line or strip-shaped detectors ren, each of which is an angle-dependent but electrically un dependent single signal can deliver. Such a detector is interesting for X-ray tubes, their energy distribution has only one gradient and thus in only one dimension on varies. A concentric beam profile or a con centric energy distribution of the x-ray can be with ei nem detector can be determined depending on the location of an electric structure in the form of concentric circles or segments of circles owns.

Im folgenden wird die Erfindung anhand von Ausführungsbei spielen und der dazugehörigen sechs Figuren näher erläutert.In the following the invention is based on exemplary embodiments play and the associated six figures explained in more detail.

Fig. 1 zeigt wie die Elemente der Vorrichtung zueinander an geordnet sind. Fig. 1 shows how the elements of the device are arranged to each other.

Fig. 2 zeigt einen Halbleiterdetektor im schematischen Quer schnitt. Fig. 2 shows a semiconductor detector in schematic cross section.

Fig. 3 zeigt einen strukturierten Halbleiterdetektor zur Messung eines ortsabhängigen Signals. Fig. 3 shows a patterned semiconductor detector for measuring a position-dependent signal.

Fig. 4 zeigt eine Strommeßschaltung. Fig. 4 shows a current measuring circuit.

Fig. 5 zeigt das Energiespektrum der Röhre mit verschiedenen Filtermaterialien. Fig. 5 shows the energy spectrum of the tube with different filter materials.

Fig. 6 zeigt einen einfachen Regelkreis für eine Röntgenröh re. Fig. 6 shows a simple control loop for an X-ray tube.

Fig. 1 zeigt anhand eines schematischen Querschnitts, wie die einzelnen Bestandteile einer erfindungsgemäßen Vorrich tung zueinander angeordnet sein können. Von der Röntgenröhre R ist die Anode A dargestellt, auf der sich der Fokus RF der Röntgenstrahlen B befindet. Das Austrittsfenster F (= Strah lenfenster) für die aus tretende Röntgenstrahlung B ist in der Nähe des Fokus RF angeordnet. In geringem Abstand d dazu ist ein Dosimeter D angeordnet und fixiert. Der Durchmesser des Dosimeters D und der Abstand zum Fokus sind so gewählt, daß das gesamte Strahlenbündel B durch das Dosimeter D geleitet wird. In einem weiteren Abstand dazu ist in der Figur ein zu bestrahlender Körper K, hier ein menschlicher Körper, ange deutet. Fig. 1 shows by way of schematic cross section, how the individual components of a Vorrich tung invention may be arranged to each other. The anode A of the x-ray tube R is shown, on which the focus RF of the x-rays B is located. The exit window F (= radiation window) for the emerging X-ray radiation B is arranged in the vicinity of the focus RF. A dosimeter D is arranged and fixed at a short distance d from it. The diameter of the dosimeter D and the distance to the focus are chosen so that the entire beam B is guided through the dosimeter D. At a further distance from this, a body K to be irradiated, here a human body, is indicated in the figure.

Fig. 2 zeigt einen schematischen Querschnitt durch einen als Dosimeter D verwendbaren direkt wandelnden Halbleiterdetek tor. Dieser umfaßt einen Halbleiterkörper HL, welcher aus ei nem hochohmigen Material mit hohem spezifischen Widerstand ausgebildet ist. Auf beiden Hauptoberflächen des Halbleiter körpers HL ist zumindest je eine Elektrodenschicht E1, E2 an geordnet. Der Detektor weist vorzugsweise einen Halbleiter körper HL mit Diodenstruktur und/oder Schottky-Kontakte aus bildende Elektroden auf. Er kann aber auch als Photowider stand betrieben werden. Die Elektroden sind mit einem Meßge rät M verbunden, mit dem der Photostrom als Meßsignal be stimmt werden kann. Zusätzlich kann eine Spannungsversorgung der Elektroden vorgesehen sein. Möglich ist jedoch auch ein photovoltaischer Betrieb des Detektors. Fig. 2 shows a schematic cross section through a usable as a dosimeter D directly converting semiconductor detector. This comprises a semiconductor body HL, which is formed from a high-resistance material with a high resistivity. At least one electrode layer E1, E2 is arranged on each of the two main surfaces of the semiconductor body HL. The detector preferably has a semiconductor body HL with a diode structure and / or Schottky contacts made from forming electrodes. But it can also be operated as a photo resistor. The electrodes are connected to a measuring device M, with which the photocurrent can be determined as a measuring signal. In addition, a voltage supply to the electrodes can be provided. However, photovoltaic operation of the detector is also possible.

Fig. 3 zeigt einen Halbleiterdetektor mit einer strukturier ten Elektrode E2, die in mehrere elektrisch gegeneinander isolierte Teilelektroden E21, E22, . . . E25 aufgeteilt ist. Jede der Teilelektroden ist dabei mit einem Meßgerät verbun den, so daß an jeder Teilelektrode unabhängig ein (ortsabhängiges) Meßsignal erhalten werden kann. Fig. 3 shows a semiconductor detector with a structured electrode E2, which in several electrically insulated sub-electrodes E21, E22,. . . E25 is divided. Each of the partial electrodes is connected to a measuring device, so that a (location-dependent) measuring signal can be obtained independently at each partial electrode.

Fig. 4 zeigt eine einfache Strommeßschaltung, die als Meßsi gnal eine zum zeitlichen Integral des generierten Photostroms proportionale Ausgangsspannung U_out liefert. Die Strommeß schaltung umfaßt einen Verstärker V, der parallel zu einem puffernden Kondensator C geschaltet ist. Verstärker V und Kondensator C bilden zusammen einen Transimpedanzverstärker. Fig. 4 shows a simple current measuring circuit, the signal as a Meßsi a proportional to the time integral of the generated photocurrent output voltage U _out . The current measuring circuit comprises an amplifier V which is connected in parallel to a buffering capacitor C. Amplifier V and capacitor C together form a transimpedance amplifier.

Die von der Röntgenstrahlung im Halbleiterkörper HL generier ten Ladungsträgerpaare driften im inneren oder äußeren Feld der Diode zu den Elektroden, werden dort gesammelt und laden den Kondensator C auf. Der Transimpedanzverstärker setzt die se Ladungsmenge in eine Spannung um, die das Meßsignal dar stellt. Ein zusätzlicher Schalter S ermöglicht einen Kurz schluß des Kondensators und damit einen Reset der Meßschal tung.The generated by the x-rays in the semiconductor body HL The charge carrier pairs drift in the inner or outer field the diode to the electrodes, are collected and charged there the capacitor C. The transimpedance amplifier sets the amount of charge into a voltage, which represents the measurement signal poses. An additional switch S enables a short circuit of the capacitor and thus a reset of the measuring scarf tung.

Als einfaches Ausführungsbeispiel wird ein großflächiger De tektor (Dosimeter) D auf der Basis eines Siliziumwafers ein gesetzt. Ein freitragender Detektor wird mit einer Schicht dicke von ca. 300 µm erhalten. Zusammen mit je etwa 1 µm dicken Elektrodenschichten absorbiert dieser Detektor ca. 1 Pro zent der Röntgenleistung. Der Wafer ist groß genug, daß die Ränder keinen Röntgenschatten innerhalb des Arbeitsbereichs der Vorrichtung werfen. Der Detektor mit Diodenstruktur wan delt die absorbierte Röntgenstrahlung direkt und effizient in einen Photostrom um. Mit der genannten Materialstärke kann ein Detektor aus kristallinem Silizium freitragend vor dem Strahlenfenster F angeordnet werden. Möglich ist es jedoch auch, den Detektor auf dem Strahlenfenster aufzubringen und beispielsweise anzukleben. Wird als Strahlenfenster F ein gleichzeitig als Filter wirkendes Aluminiumblech verwendet, so kann der Detektor mit Hilfe eines elektrisch leitenden Klebers auf dem Fenster F aufgebracht werden, so daß der Pho tostrom der aufgeklebten Elektrode direkt über das elektrisch leitende Fenster F abgegriffen werden kann. Die direkte Ver bindung mit dem metallischen Fenster F (Abstand d = 0) unter stützt außerdem die Ableitung der Verlustwärme, die durch Ab sorption von Röntgenstrahlung im Detektor entstanden ist. So wird auch die Temperaturdrift des Detektors vermindert.As a simple embodiment, a large area De tector (dosimeter) D based on a silicon wafer set. A cantilever detector comes with one layer obtained thickness of about 300 microns. Together with about 1 µm thick This detector absorbs approx. 1 per electrode layers percent of the x-ray power. The wafer is big enough that the No X-ray shadow edges within the work area throw the device. The detector with diode structure wan absorbs the absorbed X-rays directly and efficiently a photocurrent around. With the material thickness mentioned a crystalline silicon cantilever detector in front of the Beam window F can be arranged. However, it is possible also to mount the detector on the radiation window and for example to stick. Is used as radiation window F. aluminum plate acting as a filter, so the detector can with the help of an electrically conductive Glue are applied to the window F, so that the Pho to current of the glued electrode directly over the electrical conductive window F can be tapped. The direct ver binding with the metallic window F (distance d = 0) below also supports the dissipation of the heat loss caused by Ab sorption of X-rays has arisen in the detector. So the temperature drift of the detector is also reduced.

In einer weiteren und in den Figuren nicht dargestellten Aus führungsform ist der Detektor ein großflächig abgeschiedener und nicht notwendigerweise einkristalliner Halbleiterdetek tor, wobei als Substrat das Strahlenfenster F oder ein son stiges flächenhaftes Trägermaterial verwendet werden kann. Als Halbleitermaterial können Si, Ge, CdTe, HgTe und HgI₂, PbI₂ und ähnliche Verbindungen mit hinreichend großer Band lücke dienen. Die Anpassung an das Röntgenspektrum und die Driftanforderungen erfolgen über die Wahl von Material und Schichtdicke.In a further embodiment, which is not shown in the figures, the detector is a large-area and not necessarily single-crystalline semiconductor detector, and the radiation window F or other planar substrate material can be used as the substrate. Si, Ge, CdTe, HgTe and HgI ₂ , PbI ₂ and similar compounds with a sufficiently large band gap can serve as semiconductor material. The adaptation to the X-ray spectrum and the drift requirements are made through the choice of material and layer thickness.

Ein aus Silizium bestehender Detektor besitzt eine Röntgenab sorption, die ähnlich der von Aluminium ist, welches für das Strahlenfenster F eingesetzt wird. Ein Siliziumwafer bestimm ter Dicke kann demnach zu einer entsprechenden Verminderung der Aluminiumfensterstärke genutzt werden, so daß das medizi nisch nutzbare Röntgenspektrum durch den zusätzlichen Detek tor (Dosimeter) D gegenüber einer herkömmlichen Röntgenvor richtung ohne Detektor nicht verändert wird. Die Verunreini gungs- und Raumladungsdichten in Silizium sind hinreichend gering.A detector made of silicon has an X-ray ab sorption, which is similar to that of aluminum, which is used for the Radiation window F is used. Determine a silicon wafer The thickness can accordingly lead to a corresponding reduction the aluminum window thickness can be used so that the medical nically usable X-ray spectrum thanks to the additional detector tor (dosimeter) D compared to a conventional X-ray device direction is not changed without a detector. The Verunreini Silicon charge and space charge densities are sufficient low.

Fig. 5 zeigt das berechnete Energiespektrum einer Röntgen röhre mit unterschiedlichen Filter- bzw. Detektormaterialien. Die Kurve 1 zeigt ein 120 kV-Röntgenspektrum nach einem aus 1 mm Aluminiumblech bestehenden Filter F. Die Kurve 2 zeigt das Spektrum derselben Röhre nach einem Filter F, der aus 4,2 mm Aluminium und 0,2 mm Kupfer besteht. Die gleiche Kurve wird erhalten, wenn als Filter 3,9 mm Aluminium, 0,3 mm Silizium und 0,2 mm Kupfer verwendet werden, wie es einer Vorrichtung mit einem Aluminium-Strahlenfenster F und einem aus Silizium bestehenden Detektor D mit Elektroden entspricht. Fig. 5 shows the calculated energy spectrum of an X-ray tube with different filter or detector materials. Curve 1 shows a 120 kV X-ray spectrum after a filter F consisting of 1 mm aluminum sheet. Curve 2 shows the spectrum of the same tube after a filter F consisting of 4.2 mm aluminum and 0.2 mm copper. The same curve is obtained if 3.9 mm aluminum, 0.3 mm silicon and 0.2 mm copper are used as filters, as corresponds to a device with an aluminum radiation window F and a detector D made of silicon with electrodes.

Im folgenden wird angenommen, daß ein der Kurve 2 entspre chendes Spektrum auf einen 0,3 mm dicken Siliziumwafer trifft. Die Detektorfläche beträgt 1 cm² und befindet sich 10 cm vor dem Fokus RF der Röntgenröhre. Auf den Detektor tref fen dann 3 × 10¹² Quanten/s. Mit einer angenäherten Quanten absorptionskonstante von 0,35/cm, wie sie der mittleren Quan tenenergie von 66 keV im Spektrum entspricht, werden 3 × 10¹⁰ Quanten/s absorbiert. Dies beträgt 1 Prozent der eingestrahl ten Quanten, liegt aber weit über dem Wert von 10⁶ Quanten/s, bis zu dem einzelne Quanten im Zählbetrieb aufgelöst werden können. Der Detektor wird demnach im analogen Strombetrieb arbeiten und einen kontinuierlichen Photostrom erzeugen. Durch genaue Berechnung wird eingestrahlte und absorbierte Röntgenintensität für das angenommene Ausführungsbeispiel be stimmt. Es zeigt sich, daß im vorliegenden Fall 32 mW/cm² an Röntgenintensität eingestrahlt werden, von denen 0,44 mW/cm² absorbiert werden, was 1,4 Prozent der ursprünglichen Inten sität beträgt und einer Dosisleistung von 34 Gray (Silizium)/s im Detektor entspricht. Die Elektrodenfläche be steht aus je einer 1 µm dicken Aluminiumlage, die zusätzlich 1,6 µW/cm² absorbiert, also einen zu vernachlässigenden Bruchteil von 5 × 10⁻⁵ der eingestrahlten Leistung. Ein Schattenwurf der Elektrodenflächen muß daher nicht befürchtet werden, so daß auf dem Siliziumwafer beliebige Elektroden strukturen definiert werden können.In the following it is assumed that a spectrum corresponding to curve 2 meets a 0.3 mm thick silicon wafer. The detector area is 1 cm ² and is 10 cm in front of the focus RF of the X-ray tube. 3 × 10 ¹² quanta / s then hit the detector. With an approximate quantum absorption constant of 0.35 / cm, which corresponds to the mean quantum energy of 66 keV in the spectrum, 3 × 10 ¹⁰ quanta / s are absorbed. This is 1 percent of the incident quanta, but is far above the value of 10 ⁶ quanta / s up to which individual quanta can be resolved in counting mode. The detector will therefore operate in analog current mode and generate a continuous photocurrent. Radiated and absorbed X-ray intensity for the assumed exemplary embodiment is determined by exact calculation. It can be seen that 32 mW / cm ² of X-ray intensity are irradiated in the present case, of which 0.44 mW / cm ^{2 are} absorbed, which is 1.4 percent of the original intensity and a dose rate of 34 Gray (silicon) / s in the detector. The electrode surface consists of a 1 µm thick aluminum layer, which additionally absorbs 1.6 µW / cm ² , i.e. a negligible fraction of 5 × 10⁻ ^{5 of} the radiated power. A shadow cast of the electrode surfaces must therefore not be feared, so that any electrode structures can be defined on the silicon wafer.

Die anzulegende Betriebsspannung U_in bestimmt sich aus der Bedingung, daß photogenerierte Ladungsträger während ihrer Lebensdauer mindestens die Dicke L des Detektors durchqueren sollen (L = 300 µm), besser jedoch die zehnfache Strecke 10 L. Aus der Formel U = 10 × L²/µ × τ (mit µ gleich Ladungsträ gerbeweglichkeit und τ Lebensdauer der Ladungsträger) ergibt sich rein rechnerisch für Silizium eine Spannung im Milli voltbereich, bei der die genannten Bedingungen bereits er füllt sind. Eine höhere Spannung in deren Nähe von 1 Volt, die im Bereich der normalen photovoltaischen Zellspannung liegt, garantiert demnach die volle Ladungsträgersammeleffizienz, die durch Transporteigenschaften nicht begrenzt ist und eine hinreichende Störsicherheit bietet.The operating voltage U _{in to be applied is} determined from the condition that photogenerated charge carriers should cross at least the thickness L of the detector during their lifetime (L = 300 µm), but better ten times the distance 10 L. From the formula U = 10 × L ² / µ × τ (with µ equal to charge carrier mobility and τ lifetime of the charge carrier) arises purely arithmetically for silicon a voltage in the milli volt range at which the conditions mentioned are already fulfilled. A higher voltage in the vicinity of 1 volt, which is in the range of normal photovoltaic cell voltage, therefore guarantees full charge carrier efficiency, which is not limited by transport properties and offers sufficient interference immunity.

Mit den angegebenen Randbedingungen des Ausführungsbeispiels wird mit einer Meßschaltung gemäß Fig. 4, einer Integrati onszeit t = 1 ms und einer Integrationskapazität C = 100 pF eine Signalhöhe Uout von 28 Volt am Ausgang des Verstärkers V erwartet, bzw. ein Photostrom von 2,8 µA und ein quanten rauschbegrenztes Signal/Rauschverhältnis von etwa 100 (1 cm² Detektorfläche, 300 µm Dicke, 1 Volt Betriebsspannung) das einem Quantenrauschen von 28 nA im Photostrom entspricht. Wird der Detektor als pin-Diode betrieben, ist der Dunkel strom durch die Ladungsträger bestimmt, die thermisch über die Bandlücke angeregt werden. Dieser Wert liegt für Silizium bei 0,5 nA/mm³. Im vorliegenden Fall beträgt der Dunkelstrom aufgrund des kleinen Detektorvolumens 15 nA. Dies sind 0,5 Prozent des oben ermittelten Signals. With the specified boundary conditions of the exemplary embodiment, a signal level Uout of 28 volts at the output of the amplifier V, or a photocurrent of 2.8, is expected with a measuring circuit according to FIG. 4, an integration time t = 1 ms and an integration capacity C = 100 pF µA and a quantum noise-limited signal / noise ratio of about 100 (1 cm ² detector area, 300 µm thickness, 1 volt operating voltage) which corresponds to a quantum noise of 28 nA in the photocurrent. If the detector is operated as a pin diode, the dark current is determined by the charge carriers that are thermally excited via the band gap. For silicon, this value is 0.5 nA / mm ³ . In the present case, the dark current is 15 nA due to the small detector volume. This is 0.5 percent of the signal determined above.

Eine beispielsweise wie angegeben ausgestaltete Vorrichtung erlaubt daher eine genaue Messung der Röntgendosis, die von der Vorrichtung emittiert werden, woraus sich weiterhin unter Einbeziehung weiterer Parameter die auf den zu bestrahlenden Körper auftreffende Dosis errechnen läßt. Mit der Vorrichtung ist es möglich, einerseits die Strahlendosis für den Patien ten zu dokumentieren und beispielsweise in einen Patientenpaß einzutragen. Andererseits kann aus einem Vergleich von emit tierter und gewünschter Bestrahlungsdosis ein Korrekturfaktor entwickelt werden, mit dem eine exakte Einstellung der Be strahlungsdosis möglich ist.A device configured, for example, as indicated therefore allows an accurate measurement of the x-ray dose by the device are emitted, which continues under Inclusion of further parameters related to the one to be irradiated Body calculated dose. With the device it is possible on the one hand the radiation dose for the patient documents and, for example, in a patient card to be entered. On the other hand, a comparison of emit a corrected factor and the desired radiation dose be developed with which an exact setting of the loading radiation dose is possible.

In einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung gemäß Fig. 6 ist die Meßschaltung M mit einem Regelkreis RK verbunden, der das vom Meßgerät gelieferte Meßsignal mit einem vorgegebenen Wert vergleicht und entsprechend dem Ergebnis des Vergleichs die Einstellparameter der Röntgenröhre (Röhrenspannung und/oder Röhrenstrom) verändert. Dies ermöglicht es, eine durch innere oder äußere Faktoren bedingte Veränderung im Energiegehalt der Röntgenstrahlung in einfacher Weise aus zu gleichen, so daß von der Röntgenröhre bzw. der Vorrichtung stets eine gewünschte und genau bemessene Strahlendosis abge geben werden kann.In a further embodiment of the invention according to FIG. 6, the measuring circuit M is connected to a control circuit RK, which compares the measuring signal supplied by the measuring device with a predetermined value and changes the setting parameters of the X-ray tube (tube voltage and / or tube current) in accordance with the result of the comparison. This makes it possible to compensate for a change in the energy content of the X-ray radiation caused by internal or external factors in a simple manner, so that a desired and precisely measured radiation dose can always be given by the X-ray tube or the device.

Die Abtastfrequenz und die Genauigkeit der Dosismessung be tragen deshalb hier 1 kHz (1/ms) bzw. 1 Prozent. Bei geringe ren Abtastfrequenzen werden höhere Meßgenauigkeiten erreicht und umgekehrt.The sampling frequency and the accuracy of the dose measurement be therefore carry 1 kHz (1 / ms) or 1 percent. At low Ren sampling frequencies higher measurement accuracies are achieved and vice versa.

Claims

1. device with an x-ray tube, integrated in the beam path (B) and at a fixed distance to the X-ray tube (R) a dosimeter (D) for measuring the of the radiation dose emitted by the X-ray tube is arranged.

2. Device according to claim 1, where as a dosimeter (D) a directly changing semiconductor earth tector arranged in the beam path (B) of the X-ray tube (R) is.

3. Device according to claim 1 or 2, where the dosimeter (D) is on or near the beam len window (F) of the X-ray tube (R) is arranged.

4. The device according to claim 3, where the dosimeter (D) covers the beam path so far, that the edges of the dosimeter have no X-ray shadow inside half of the working area to be irradiated with the X-ray tube generate empire.

5. Device according to one of claims 1-4, where the dosimeter (D) has a semiconductor detector with pin Diode structure and a current measuring circuit (M) comprises.

6. The device according to claim 5, in which the semiconductor detector (D) by means of electrodes structure (E1, E21, E22, E23, E24) in several individually controllable Detector elements is divided with which the radiation dose can be measured depending on location or angle.

7. The device according to claim 6, where the detector elements are linear or concentric are arranged.

8. Device according to one of claims 1-7, where the dosimeter (D) is a pin diode made of crystalline Si is silicon, the unsupported in front of the radiation window (F) arranges or is glued to it.

9. method for operating an X-ray tube,

- In which a dosimeter (D) is arranged and fixed in the beam path (B) of the X-ray tube (R) at a fixed distance from the focus (RF) of the X-ray tube
- In which a quantum flow proportional measurement signal is continuously generated during operation of the X-ray tube with the Dosi meter
- In which from the measurement signal and the known energy spectrum of the X-ray tube, the radiation dose emitted by the X-ray tube is determined and stored and / or output.

10. The method according to claim 9, in the case of the radiation dose emitted together with Ab status and characteristics of a body to be irradiated (K) such as Material and size or volume of the body radiation dose received by the body is calculated.

11. The method according to claim 10,

- In which a directly converting semiconductor X-ray detector is used as the dosimeter (D)
- In which the integral is formed via the photocurrent and used as a measurement signal.

12. The method according to claim 11, in which a semiconductor X-ray detector (D) made of monocrystalline Silicon is used.

13. The method according to any one of claims 9-12, in which the measuring signal of the dosimeter (D) in a control loop (RK) is compared with a predetermined value and at which depending on this, the setting parameters of the X-ray tube to be changed.

14. The method according to any one of claims 11-13, in which the semiconductor X-ray detector (D) after the photovol tical principle operated without external bias becomes.