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Digitale Detektorsysteme für die Projektionsradiographie
Viele verschiedene Detektortypen für digitale Projektionsradiographieaufnahmen sind heute
auf dem Markt. Welche davon für den einzelnen Radiologen bzw. die einzelne Klinik sinnvoll
sind, hängt sehr stark von den gewünschten Einsatzgebieten ab. Im Folgenden werden die
physikalisch- technischen Grundlagen der wichtigsten Detektortypen ebenso beschrieben
wie ihre Vor- und Nachteile, sowie die sich hieraus ergebenden Einsatzmöglichkeiten. Dabei
wird immer wieder der Begriff der Quanteneffizienz verwendet. Diese bezeichnet die
Fähigkeit, einfallende Röntgenquanten in Signal umzusetzen, wobei der Einfachheit halber
ein Signal angenommen wird, das eines ist, was nur durch das Quantenrauschen (siehe
Kapitel über die Grundlagen der Röntgenbildgebung) moduliert ist, aber keine sonstige
Modulation aufweist. Damit ist die Quanteneffizienz ein theoretischer Wert, der praktisch der
DQE (siehe Kapitel 15) bei der Ortsfrequenz Null entspricht.
19.1 Digitales Röntgenfernsehen
Das digitale Röntgenfernsehen bzw. die digitale Röntgendurchleuchtung, auch als digitales
Röntgenbildverstärkersystem bezeichnet, beruht auf dem gleichen Prinzip wie ein analoges
Bildverstärkersystem (siehe Kapitel 23). Dabei wird aber das Videosignal im Nachhinein per
Analog- Digital- Wandlung (AD- Wandler) digitalisiert, und so entsteht eine digitale
Projektionsradiographiedetektoreinheit. Die Eigenschaften dieser Systeme gleichen denen,
die die analogen Bildverstärkersysteme haben, allerdings ist die mit physikalischen
Methoden gemessene Bildqualität eher noch ein wenig geringer, weil beim Prozess der
Digitalisierung im Prinzip Information verloren geht. Dafür lassen sich die Vorteile der
digitalen Bildverarbeitung, -weitergabe und -speicherung nutzen. Moderne Systeme arbeiten
nicht mehr mit digitalisierten, primär analog aufgenommenen Videosignalen, sondern es
werden anstelle der Videokameras direkt CCD- Kameras [1] eingesetzt, die das Bild in der
Ebene der Szintillatorschicht selbst digital photographieren (siehe Abb. 19.1). Dabei lassen
sich durch das Wissen über die Position der Bildelemente Verzerrungseffekte sehr viel
besser korrigieren, als dies bei herkömmlichen Bildverstärkersystemen möglich ist. Zudem
ist die Empfindlichkeit solcher Systeme meist höher als die der analogen VideokameraSysteme. Darüber hinaus ist das Eigenrauschen reduziert. Als CCD- Kameras bezeichnet
man Kamerasysteme, deren Detektionsverfahren für die Liechtphotonen auf sogenannten
CCD (charge coupled devices – ladungsgekoppeltes Bauelement) – Elementen beruht. In
diesen Elementen werden Lichtphotonen in einem dotierten Siliziumkristall absorbiert und
erzeugen darin elektrische Ladungen. Mittels umliegender Elektroden werden für die
Elektronen Barrieren aufgebaut, so dass die Ladungsinformation lokal gespeichert wird.
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Durch periodische Potenzialänderungen an den Elektroden werden dann die Barrieren und
mit ihnen die Ladungen durch den Kristall geschoben, ihre Verteilung am Rand des Kristalls
ausgelesen.
Abb. 19.1
19.2 Digitale Leuchtstofffolienradiographie
Die digitale Leuchtstofffolienradiographie war mit ihrer Einführung 1980 das erste Verfahren
zur digitalen Detektion statischer, projektionsradiographischer Informationen und basiert auf
dem folgenden Prinzip: Die einfallenden Röntgenquanten regen die lumineszierende Schicht
(Leuchtstoff) an, indem sie Elektronen aus dem Grundzustand des Aufenthalts im
Valenzband in das Leitungsband (angeregter Zustand) heben. Von dort fällt ein Teil der
Elektronen nicht in den Grundzustand, sondern auf einen Zwischenzustand zurück. [2]. Die
Elektronen sind dort gefangen und verbleiben in diesem höheren Energieniveau, bis sie
durch Lichtimpulsanregung die Energiebarriere überwinden und die gespeicherte Energie als
Lichtemission wieder abgeben. Dieses Prinzip nutzt man in einem Aufbau gemäß Abb.19.2.
Auf einer Trägerschicht, die im Allgemeinen nicht transparent ist, ist die Phosphorschicht
aufgebracht. Im Allgemeinen wird als Leuchtstoff Bariumfluoridbromid mit Europium dotiert
(BaFBr:Eu) eingesetzt und in einer Puderbeschichtung auf den Träger aufgebracht. Es ist
dabei besonders wichtig, dass eine sehr gleichmäßige Schicht entsteht. Die Fallen für die
Elektronen sind dabei Fehlstellen im Brom- oder Fluorgitter, die speziell erzeugt werden.
Über der Leuchtstoffschicht befindet sich noch eine Schutzschicht. Nach der Exposition mit
Röntgenstrahlen
wird
eine
Matrix
von
verschiedenen
Ausdehnungen
und
mit
unterschiedlichen Pixelgrößen (je nach Hersteller) mit einem Laserstrahl angeregt. Das vom
Phosphor emittierte Licht wird über einen Lichtkollektor auf einen Photomultiplier geleitet.
Dort werden die Lichtphotonen in elektrische Signale umgewandelt und anschließend über
einen AD- Wandler in digitale Grauwerte transformiert.
Abb. 19.2:
Derartige Systeme bieten den Vorteil, in Kassetten wie den normalen Röntgenkassetten
einsetzbar zu sein und alle Möglichkeiten der digitalen Nachverarbeitung und Speicherung
für projektionsradiographische Aufnahmen zu ermöglichen. Sie haben jedoch den Nachteil,
dass sie keine gute Quanteneffizienz aufweisen. Dass heißt der Dosisbedarf für Aufnahmen
mit digitalen Leuchtstofffolienkassetten liegt verglichen mit der moderner Film– FolienKombinationen – bei gleicher Bildqualität - deutlich höher. Um diesem Problem zu begegnen,
werden massive Anstrengungen von verschiedenen Herstellern unternommen, das
ausgereifte Grundprinzip so zu verbessern, dass dieser Mangel aufgehoben werden kann.
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Kommerziell erhältlich ist bereits ein Verfahren, welches als doppelseitig auslesbare,
transparente Speicherleuchtstofffolientechnik bezeichnet wird. In diesem Fall ist der Träger
transparent für das Licht, welches vom Leuchtstoff ausgesendet wird. Die Leuchtstoffschicht
wird sehr viel dicker gemacht, als bei herkömmlichen Speicherleuchtstofffoliensystemen. Auf
diese Weise können sehr viel mehr Röntgenquanten in der Leuchtstoffschicht absorbiert
werden. Die Laseranregung erfolgt wie bisher, allerdings sammeln nun zwei Lichtkollektoren
bestehend aus einem Lichtleiter und einem Photomultiplier (einer auf der Vorder- und einer
auf der Rückseite der Folie) das von der Leuchtstoffschicht emittierte Licht und geben es je
auf einen Photomultiplier. Beide Photomultipliersignale werden einzeln detektiert und nach
einem speziellen Verfahren, welches die Unschärfecharakteristiken an Vorder- und
Rückseite der Leuchtstoffschicht berücksichtigt, addiert. Der prinzipielle Aufbau ist in Abb.
19.3 gezeigt, die frequenzabhängige Additionsfunktion von Vorder- und Rückseitensignal in
Abb. 19.4.
Abb. 19.3
Abb. 19.4
Zurzeit noch nicht auf dem Markt erhältlich, aber bereits als Prototypen vorhanden sind
Systeme, die mit anderen Leuchtstoffen als BaFBr:Eu arbeiten. Am weitesten in der
Entwicklung ist hierbei eine Folie, die CsBr:Eu2+ (mit Europium dotiertes Cäsiumbromid) als
Leuchtstoff verwendet. Das Cäsiumbromid wird in Form von Nadelkristallen gezogen und so
auf den Träger aufgebracht. Bei diesem Folientyp ist die Ortsauflösung wegen der
nadelförmigen Kristalle dieses Leuchtstoffs deutlich gegenüber herkömmlichen Leuchtstoffen
verbessert, und außerdem wird ein größerer Anteil Röntgenquanten absorbiert, was zu
einem deutlich verminderten Dosisbedarf führt.
19.3 Die Selentrommel- Detektor- Technologie
Bei der
Selentrommel-
Detektor- Technologie
wird eine
mit
Selen beschichtete
Aluminiumtrommel verwendet. Die Selenschicht wird mittels einer Coronaentladung mit einer
hohen Spannung homogen aufgeladen. Aufgrund der einfallenden, vom Selen absorbierten
Röntgenstrahlung werden Ladungsträger erzeugt und somit
ein Entladungsprozess
ausgelöst. Die Stärke der Entladung kann ortsabhängig durch kapazitive Kontakte gemessen
werden, bevor die Selenschicht vor der nächsten Aufnahme wieder aufgeladen wird. Die
Trommel rotiert dazu durch den Auslesebereich und anschließend durch den Aufladebereich
(siehe Abb. 19.5).
Abb. 19.5
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Selen
hat
sehr
Strahlenqualitäten.
stark
unterschiedliche
Daraus
resultiert
Absorptionseigenschaften
eine
besonders
hohe
für
verschiedene
Quanteneffizienz
für
Strahlenqualitäten um 70 kVp. Damit wäre eine Verwendung der Selentechnologie
insbesondere für Knochenaufnahmen sehr gut geeignet. Allerdings lassen das die
benötigten Ausmaße für die Installation des Röntgendetektorsystems mit seiner integrierten
Trommel im Allgemeinen nicht zu. Daher wird das System als dedizierter Thoraxarbeitsplatz
angeboten. Auch für dort eingesetzte Strahlenqualitäten (120 kV und darüber) ist seine
Quanteneffizienz deutlich höher als die der herkömmlichen Speicherleuchtstofffolien und
etwa vergleichbar derjenigen der transparenten Speicherleuchtstofffolie. Zudem wird als
Streustrahlenreduktionsmethode ein Luftspalt verwendet, was zumindest für nicht allzu
korpulente Patienten in einer effektiven Streustrahlenreduktion ohne große Dosisverluste
resultiert. Allerdings ist die Ortsauflösung des Selensystems durch das Abtastintervall von
200 µm begrenzt. Zudem kann es zu leichten Verzerrungen auf Grund der zu korrigierenden
Trommelgeometrie kommen. Das Verfahren ist aber inklusive der Nachverarbeitung in der
Zwischenzeit als sehr ausgereift zu betrachten; anfängliche Schwierigkeiten wie der
Memoryeffekt, der durch nicht vollständige Neuaufladung der Selenschicht entstand, oder
starke Temperatur- und Luftdruckabhängigkeiten sind in der Zwischenzeit kein Problem
mehr. Zu hohe Luftfeuchtigkeit im Arbeitsraum ist jedoch aufgrund der hohen verwendeten
Spannungen immer noch als kritisch zu werten.
19.4 Direkte und Indirekte Flächendetektorsysteme
Flächendetektoren sind im Augenblick diejenigen Detektorsysteme, in deren Entwicklung
der größte Aufwand investiert wird. Dies liegt daran, dass man hofft, auf die Dauer eine
ähnliche Vielseitigkeit wie die bei gängigen Verstärkerfoliensystemen zu erreichen. Daneben
versprechen diese Detektoren eine hohe Quanteneffizienz. Auf Grund der geringeren Anzahl
von Arbeitsschritten für das Personal, kurzen Auslesezeiten und wenig aufwendiger
Nachverarbeitung kann man davon ausgehen, dass
der resultierende zeitliche Abstand
zwischen den Aufnahmen hinreichend kurz gehalten werden kann.
Man unterscheidet prinzipiell zwischen zwei Arten von Flächendetektoren: Die so genannten
direkten Detektortypen wandeln die einfallende Röntgenstrahlung direkt in elektrische
Signale. Die indirekten Detektoren wandeln die Röntgenstrahlung zunächst in Licht, welches
dann in elektrische Signale umgewandelt werden muss. Das typische Szintillatormaterial für
einen Detektor dieser zweiten Kategorie ist das Cäsiumjodid (CsI). Ähnlich wie bei der
Leuchtstofffolie aus CsBr:Eu2+ werden auch diese Kristalle als Nadeln gezogen. Abb. 19.6
zeigt die Struktur einer solchen Nadelschicht als elektronenmikroskopische Aufnahme. Die
CsI- Nadelschicht ist an eine TFD- Matrix (Thin Film Dioden) aus amorphem Silizium
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gekoppelt. In dieser Schicht wird das einfallende Licht in elektrische Signale umgewandelt,
die dann an die Ausleseelektronik weitergeleitet werden. Die Wandlung in digitale Signale
erfolgt im Allgemeinen für alle Flächendetektoren wie auch bei der Selenradiographie in 14
Bit Datentiefe. Der auswertbare Dynamikbereich dieser Detektoren ist bedingt durch das
Digitalisierungstiefe und das Detektionsprinzip ausgesprochen hoch und vergleichbar der der
Trommelselenradiographie, sowie größer als der von Speicherleuchtstofffolien mit einer
Digitalisierungstiefe von typischerweise 10 oder 12 Bit. Durch die Nadelstruktur erreicht
dieser Flächen-Detektor typischerweise auch eine relativ gute Ortsauflösung; zudem ist CsI
ein Detektormaterial, welches viele Röntgenquanten pro µm Schichtdicke absorbieren kann,
so dass auch die Quanteneffizienz für die meisten Detektoren, die mit diesem Szintillator
arbeiten, sehr gut ist. In der Zwischenzeit wird an Detektoren mit noch höheren
Absortionskoeffizienten wie Quecksilberiodid oder ähnlichen Materialien gearbeitet.
Abb. 19.6
Es gibt zurzeit für Röntgenaufnahmen (außer der Mammographie) im Wesentlichen zwei
Detektoren, die auf dem Prinzip des indirekten Flächendetektors beruhen. Der eine hat eine
aktive Fläche von etwa 41 mal 41 cm² und einen Pixelabstand von 200 µm. Der andere
Detektor besteht aus 4 Einzelkacheln, die zusammengeklebt sind. Er hat eine nutzbare
Gesamtfläche von 43 mal 43 cm² und einen Pixelabstand von 143 µm. Damit hat er den
Vorteil der höheren Auflösung und des größeren Bildformats, was insbesondere bei Thoraxoder Beckenaufnahmen von etwas korpulenteren Patienten von Vorteil sein kann. Der
Nachteil besteht aber in der entstehenden Unschärfe an den Kachelkanten sowie in den
möglichen Empfindlichkeitsunterschieden zwischen den einzelnen Kacheln, die aber bei
geeigneter Kalibrierung bedeutungslos sind.
Die direkten Flächendetektoren bestehen meist aus einer Schicht amorphen Selens,
welche auf ein TFT- Array (Thin Film Transistor) aus amorphem Silizium aufgebracht ist.
Über der Selenschicht ist dann eine weitere Schicht aufgetragen. Zwischen dieser Schicht
und den Einzelelementen der TFT Matrix wird eine Hochspannung angelegt. Die beim Einfall
der Röntgenquanten entstehenden freien Elektronenlöcher im Selen werden durch diese
Hochspannung zu den einzelnen TFT- Elementen hingezogen (Abb. 19.7).
Abb. 19.7
Es entsteht ein stark lokalisiertes, elektrisches Signal, welches extrem schnell ausgelesen
werden kann. Damit ergeben sich zwei Vorteile dieser Detektorart gegenüber den indirekten
Detektoren: Zum einen zeichnen sich die direkten Detektoren durch eine sehr hohe
presampling MTF aus, was auch im Vergleich zu den indirekten Detektoren zu einer höheren
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DQE bei hohen Ortsfrequenzen führen kann. Zum anderen ist die Verwendung als
dynamischer Detektor für die Durchleuchtung wahrscheinlich in Zukunft leicht zu realisieren.
Ein Problem diesbezüglich sind aber Memoryeffekte im Selen, deren Vermeidung im
Wechsel von Fluoroskopiebetrieb und Aufnahmemodus einige Schwierigkeiten macht.
Außerdem ist die Quanteneffizienz dieser Detektoren im Allgemeinen noch etwas niedriger
als bei den indirekten Detektoren. Dies gilt insbesondere für härtere Strahlenqualitäten, wie
sie zum Beispiel bei Thoraxaufnahmen verwendet werden. Für niedrigere Strahlenqualitäten
sind die Absorptionseigenschaften des Selens sehr viel günstiger, so dass sich keine
wesentlichen Unterschiede in der Quanteneffizienz mehr zeigen. [3]
19.5 Sonstige Detektoren
Neben den zuvor vorgestellten Detektorarten gibt es noch eine ganze Reihe anderer
Entwicklungen im Bereich der digitalen Röntgendetektoren. Zuerst sind hier sicherlich die
Detektoren zu nennen, die auf der Basis von CCD- Chips arbeiten. Dabei muss
unterschieden werden zwischen solchen, die direkt die Röntgenstrahlung in der CCD- Zelle
in elektrisches Signal wandeln und solchen, die das Röntgenquant mit Hilfe eines
Szintillators in ein optisches Signal umsetzen, welches dann per CCD aufgenommen wird.
Der Unterschied zum digitalen Röntgenfernsehen besteht hier dann darin, dass zwischen
Szintillatorschicht
und
der
CCD
keine
Zwischenoptik
mehr
eingesetzt
wird,
die
Szintillatorschicht stattdessen direkt auf der CCD- Matrix aufgebracht ist. Es gibt am Markt
bereits CCD- basierte Systeme für die allgemeine Projektionsradiographie.
Neben den CCD- basierten Systemen werden auch CMOS- basierte Systeme entwickelt, die
neben den günstigeren Herstellungskosten einige günstige Eigenschaften für Röntgenstrahlung bieten. Unter anderem ist ihr Eigenrauschen bei höheren Temperaturen deutlich
niedriger im Vergleich zu dem erzielbaren Signal, als dies bei CCD- Systemen zu erreichen
ist. CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor - komplementärer MetalloxidHalbleiter) sind integrierte Schaltkreise, die aus der Kombination eines p-Kanal- und eines nKanal- Feldeffekttransistors entstehen. An jedes Element wird eine Steuerspannung
angelegt, die einen Transistor sperrt und den anderen leitend macht. Strom fließt immer nur
im Umschaltmoment. Durch den Photoeffekt im Silizium einer Photodiode erzeugte
Ladungen werden über die CMOS- Transistoren ausgelesen.
Ein Nischendasein führen zur Zeit Ladungsdetektoren, deren Signal nicht proportional zur
absorbierten Energie, sondern zur Anzahl der einfallenden Röntgenquanten ist, sowie
Detektoren auf der Basis von CdZnTe (Cadmiumzinktellurid), die nur für einige wenige
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spezielle Fragestellungen – meist außerhalb der Medizin - eingesetzt werden. Den Weg in
die Medizin und dort insbesondere in den Bereich der digitalen Mammographie finden zurzeit
Scanzeilendetektoren. Dabei werden auch quantenzählende Detektoren wie zum Beispiel
die Ladungsdetektoren eingesetzt. Sie bieten den Vorteil sehr hoher Quanteneffizienz,
haben allerdings den Nachteil, dass jede einzelne Bildzeile einzeln erzeugt werden muss,
was die benötigte Dosis im Prinzip wieder deutlich erhöht, da die Einblendung auf Grund der
geometrischen Bedingungen (vergleiche Halbschatten im Mehrzeilen- Spiral- CT) nicht
hundertprozentig nur eine Zeile umfassen kann. Allerdings fällt die Streustrahlung im
Wesentlichen weg, so dass die Gesamtdosisbilanz für diese Detektoren nach den
veröffentlichten Phantomstudien recht positiv aussieht.
Literatur:
[1] Holst, G. C. CCD Arrays Cameras and Displays. Bellingham, USA, SPIE Press.
(1998).
[2] Stieve, F.-E., Stender, H.-S.: Klassifizierung von radiologischen
Aufzeichnungssystemen. In: Strahlenschutz: Lehrbuch für medizinisch-technische
Radiologie-Assistenten und zur Unterweisung für Strahlenschutzbeauftragte. H.
Hoffmann Verlag. (2003).
[3] Illers, H., Buhr, E., et al. "Measurement of the Detective Quantum Efficiency
(DQE) of digital X-ray imaging devices according to the standard IEC 62220-1." SPIE
5368: 177 - 187. (2004).
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Abbildungen:
Abb. 19.1: Das Prinzip einer digitalen Bildverstärkerkette mit CCD- Kamera. Der
Eingangsleuchtschirm besteht aus Cäsiumjodid (CsI). Die Lichtoptik kann heute als
Linsensystem oder als Lichtleitfaseroptik konzipiert sein.
Leuchtstofffolie
Laserstrahl
Photodetektor
optischer
Leiter
Schutzschicht
Leuchtstoffschicht
Spiegel
Trägerschicht
Leuchtstofffolie
Emission
Lichtabweisende
Schicht
Abb. 19.2: Darstellung des Prinzips der Leuchtstofffolienradiographie (Folienaufbau und
Ausleseprozess).
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Abb. 19.3: Darstellung des Prinzips der transparenten Leuchtstofffolienradiographie
(Folienaufbau und Ausleseprozess).
Abb. 19.4: Die frequenzabhängige Addition der Vorder- und Rückseitenbilder bei der
transparenten Leuchtstofffolienradiographie.
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Abb. 19.5: Das Funktionsprinzip
Selentrommeltechnologie.
des
Auflade-
und
Ausleseprozesses
bei
der
Abb.
19.6:
Elektronenmikroskopische
Aufnahme einer Röntgendetektorschicht aus
CsI- Nadelkristallen.
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Abb. 19.7: Das Funktionsprinzip der direkten Flächendetektortechnologie auf Basis einer
Selenschicht als Röntgenquantendetektor.
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