CN103814291B - 基于光栅的相位对比x射线设备的x射线探测器和用于操作基于光栅的相位对比x射线设备的方法 - Google Patents

基于光栅的相位对比x射线设备的x射线探测器和用于操作基于光栅的相位对比x射线设备的方法 Download PDF

Info

Publication number
CN103814291B
CN103814291B CN201280043563.8A CN201280043563A CN103814291B CN 103814291 B CN103814291 B CN 103814291B CN 201280043563 A CN201280043563 A CN 201280043563A CN 103814291 B CN103814291 B CN 103814291B
Authority
CN
China
Prior art keywords
detector
ray
signal value
radiation
phase
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN201280043563.8A
Other languages
English (en)
Other versions
CN103814291A (zh
Inventor
M.拉迪克
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens AG
Original Assignee
Siemens AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Siemens AG filed Critical Siemens AG
Publication of CN103814291A publication Critical patent/CN103814291A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN103814291B publication Critical patent/CN103814291B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48Diagnostic techniques
    • A61B6/484Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4266Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of detector units
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5205Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/041Phase-contrast imaging, e.g. using grating interferometers
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/20Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by using diffraction of the radiation by the materials, e.g. for investigating crystal structure; by using scattering of the radiation by the materials, e.g. for investigating non-crystalline materials; by using reflection of the radiation by the materials
    • G01N23/20075Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by using diffraction of the radiation by the materials, e.g. for investigating crystal structure; by using scattering of the radiation by the materials, e.g. for investigating non-crystalline materials; by using reflection of the radiation by the materials by measuring interferences of X-rays, e.g. Borrmann effect
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/50Detectors
    • G01N2223/501Detectors array
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/60Specific applications or type of materials
    • G01N2223/612Specific applications or type of materials biological material
    • G01N2223/6123Specific applications or type of materials biological material bone mineral

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Crystallography & Structural Chemistry (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)

Abstract

本发明涉及一种基于光栅的相位对比X射线设备的X射线探测器和一种用于操作基于光栅的相位对比X射线设备的方法。将探测器元件(3)的信号值组合成组信号值(6)。图像计算单元从这些组信号值(6)中计算出X射线辐射相位值。

Description

基于光栅的相位对比X射线设备的X射线探测器和用于操作基 于光栅的相位对比X射线设备的方法
技术领域
本发明涉及一种基于光栅的相位对比X射线设备的X射线探测器,其中,尤其可以借助X射线探测器确定X射线辐射干涉图样的相位。本发明还涉及一种用于操作这种基于光栅的相位对比X射线设备的方法。
背景技术
常规的用于借助X射线辐射吸收进行成像的X射线设备基于如下事实:强吸收的身体部分、例如骨骼相对于弱吸收的身体部分、例如组织提供在X射线成像中的高对比度。然而如果希望对均具有小的X射线辐射吸收概括的不同身体部分进行成像,则常规的用于借助X射线辐射吸收成像的X射线设备由于低信噪比而遇到瓶颈。例如在希望成像不同形状的组织时就是这样,如在***成像或者血管造影中会出现的那样。
在这些情况下,基于光栅的相位对比X射线成像可以产生在不同的身体部分、例如不同的组织类型之间的较高对比度。EP1879020A1公开了一种用于借助基于光栅的相位对比X射线成像获得量化的X射线辐射图像的X射线辐射干涉仪。该干涉仪包括X射线辐射源、源光栅、目标、相位光栅、吸收光栅和X射线探测器。相位光栅和吸收光栅的周期位于10-6米的范围中。而X射线探测器的空间分辨率通常小很多。典型地,探测器的空间分辨率与在相邻探测器元件或像素之间的间隔成比例。尤其,X射线探测器不能直接分辨由于相位光栅布置在X射线辐射的光路中而引起的干涉图样。
为此使用吸收光栅:选择性地遮蔽通过相位光栅引起的干涉图像的最小值和最大值。通过X射线探测器探测到的信号强度由此而取决于吸收光栅相对于相位光栅的干涉图样的X射线辐射强度的最小值和最大值的位置。将吸收光栅引入到X射线辐射光路中引起吸收大约50%的X射线辐射。由此,测量的效率减小或者辐射负荷上升。
相位光栅的干涉图样的最小值和最大值的间隔为仅数微米,即其位于与相位光栅的周期相同的量级中。因此,在X射线辐射的光路中需要以相同的精度定位吸收光栅。然而,微米精度的定位需要高的构造和维护开销,因此这种基于光栅的相位对比X射线干涉仪的构造和操作是昂贵的。此外,为了将吸收光栅定位在X射线辐射的光路中而需要相对于实际的测量时间非常大的时间跨度。这以所不希望的方式延长了测量。
尤其会希望的是,将相同的X射线设备既用于基于光栅的相位对比X射线成像,又用于常规的吸收X射线成像。为了保证这一点而需要的是,当在两个操作模式之间转换时,能够将相位光栅以及吸收光栅引入到X射线辐射的光路中以及又移除。这引起的是,对于吸收光栅一方面需要大的空间行驶路径,另一方面也需要在微米范围上的非常精确的定位。这两个固有地对立的要求进一步提高构造和维护成本。
提供用于基于光栅的相位对比X射线成像的更优X射线探测器的可能性是,将探测器的空间分辨率提高至使得可以直接分辨通过相位光栅引起的干涉图样的最小值和最大值,并且由此可以省去吸收光栅。不久前才出现具有这样高的空间分辨率的X射线探测器。然而不可能的是,将这些X射线探测器直接与用于基于光栅的相位对比X射线成像的X射线探测器结合地使用,因为这种具有高空间分辨率的探测器具有对于X射线辐射非常小的灵敏度。可能的是,每探测器面积的灵敏度保持不变。同时,在提高空间分辨率的情况下减小像素大小,使得每探测器像素探测到较少的X射线量子为了获得足够的信号幅度,必须相应地提高X射线辐射剂量。这例如由于辐射防护立法和X射线辐射对人体的已知不利副作用而是不希望的。
发明内容
因此,本发明的技术问题是,提供一种基于光栅的相位对比X射线设备的改进的X射线探测器,其尤其可以没有吸收光栅并且具有高灵敏度和强烈减小的辐射负荷。本发明的技术问题还有,提供一种用于操作包括这种改进的X射线探测器的、基于光栅的相位对比X射线设备的方法。
本发明的技术问题还有,提供一种用于操作带有X射线探测器的X射线设备的方法,其包括第一和第二操作模式,其中,根据第一操作模式,X射线设备作为基于光栅的相位对比X射线设备来操作,并且根据第二操作模式,其作为吸收X射线设备来操作。
这些技术问题由独立权利要求的特征来解决。在从属权利要求中描述本发明的优选实施形式。
根据本发明的一个方面,提供了一种X射线探测器,其具有用于记录属于X射线信号的信号值的探测器元件,其中,这些探测器元件成面地布置在探测器平面中。在此,探测器平面中的探测器元件在第一方向上提供第一空间分辨率,并且在与第一方向正交的第二方向上提供第二空间分辨率。
根据本发明的X射线探测器还具有用于将属于至少两个探测器元件组之一的探测器元件的信号值组合成组信号值的组合元件,其中,属于每个探测器元件组的有沿着第一方向的至少两个探测器元件。
本发明的X射线探测器还具有用于计算X射线辐射相位值的空间分辨的图像的图像计算单元,其中,该图像计算单元从分别至少三个组信号值中计算出一个X射线辐射相位值。
典型地,在使用半导体材料的条件下在基本上成面地起作用的光刻方法中至少制造X射线探测器的部分。因此,典型地按照矩阵结构在平面中布置探测器元件。在X射线辐射射到探测器元件的情况下,该探测器元件产生例如电压脉冲形式的信号。相关的信号值例如可以与入射的X射线辐射的强度或幅度成比例。
因为在组合元件中产生的每个组信号值是从单独的探测器元件的至少两个信号值的组合中实现的,所以组信号值根据本发明大于单个探测器元件的单独的信号值。相对于下面视作恒定的噪声水平而言,组信号值具有较高间隔。组信号值的信噪比大于单独的探测器元件的信号值的信噪比。这尤其在X射线成像情况下是有利的,因为在不变的信噪比情况下可以选择较小的X射线辐射剂量,或者在不变的X射线辐射剂量的情况下可以获得具有较高信噪比的图像。
尤其是,根据本发明可以省去使用吸收光栅。将吸收光栅放置到X射线辐射的光路中引起,X射线辐射的显著部分在到达探测器平面之前被吸收。因此,在使用吸收光栅条件下的基于光栅的相位对比X射线设备的常规X射线探测器相对于根据本发明具有固有地降低的、被用于计算X射线辐射相位值的信号值,因为在吸收光栅中总是吸收X射线辐射的显著份额、例如50%。因此根据本发明可能的是,在信噪比不变的情况下将所需的X射线辐射剂量相对于现有技术降低。
X射线探测器可以包括相位光栅,其布置在探测器平面之前的X射线辐射光路中并且具有沿第一方向的周期。在相位对比X射线成像中,相位光栅引起在相位光栅之后的光路中构成X射线辐射干扰图样。在那里布置X射线探测器。可以从X射线辐射干扰图样的局部相位中计算出根据基于光栅的相位对比X射线成像的X射线辐射相位值。为此必要的是,确定X射线辐射干扰图样的最小值/最大值的位置。
本发明的图像计算单元例如可以从分别至少三个组信号值中计算出该X射线辐射相位值。典型地,相位光栅的光栅周期在10-6米的范围中,例如在1到20微米的范围中。由图像计算单元为了计算X射线辐射相位值而所需的周期信号具有在相同量级范围中的周期。
为了唯一和精确地确定X射线辐射相位值,图像计算单元可以使用在X射线辐射干扰图样的周期长度上的至少三个、优选四个组信号值。这意味着,由X射线探测器提供的第一空间分辨率必须分辨比相位光栅的周期明显小、例如为其三分之一至十分之一的特征。即,相位光栅的周期位于1至20微米的范围中,于是,根据本发明的X射线探测器的第一空间分辨率应提供为大约0.25至5微米的空间分辨率。只有这样图像计算单元才可以唯一并且精确地计算X射线辐射相位值。
在这样小的空间分辨率下,探测器的灵敏度典型地急剧并且显著地下降。相同幅度的X射线信号仅产生较小的信号值。如果应在信噪比不变的情况下执行测量,则必须相应地提高X射线辐射剂量。这通常是所不希望的。
本发明的一个优点在于,将各个探测器元件的多个信号值组合成组信号值,其由此具有较高信号值。
优选地,根据本发明将基于相位光栅的光栅周期的条件而编组的那些探测器元件的信号值进行组合。相位光栅的周期关键地确定X射线辐射在探测器平面中的干涉图样。如果识别了相位光栅的周期,则例如可以按计算方式推断出探测器平面内的信号的周期。
这具有的优点是,由于通过灵巧地将信号值组合成组信号值而认识到X射线辐射干扰信号的周期,所实现的是,组信号值具有足以在较小X射线辐射剂量下计算X射线辐射相位值的图像的信噪比。
如下情况根据本发明是有利的:组合元件将探测器元件组的探测器元件的信号值组合,其中同一个探测器元件组的两个彼此最接近的探测器元件的间隔等于X射线信号的局部周期的整数倍。沿着第一方向而言同一个探测器元件组的两个彼此最接近的探测器元件的间隔在下面应该限定探测器元件评估间隔。
当根据本发明的该实施形式探测器元件评估间隔等于X射线信号的局部周期的整数多倍时所保证的是,分别被组合的信号值涉及X射线辐射干涉图样同一个相位,并且由此具有相同的值。例如在组合元件中仅将探测元件组的探测器元件的与X射线辐射干涉图样的干涉最大值或干涉最小值对应的信号值组合。然而尤其不将对应于干涉最大值以及干涉最小值的信号值组合。当探测器元件评估间隔等于X射线信号的局部周期的整数多倍时,总是这样。探测器元件组的探测器元件于是位于这样的空间位置上,在这些空间位置上,X射线辐射干涉图样在未被干扰的状态中、即在X射线辐射光路中无对象的情况下具有相同的相位。
尤其,探测器元件评估间隔可以等于相位光栅的周期的一半。相位光栅的周期确定X射线辐射干涉图样的周期。在相位光栅之后的确定间隔中,X射线辐射干涉图样的周期典型地为相位光栅的周期的一半。如果探测器平面位于相位光栅之后的X射线辐射的光路中的该特定间隔中,并且探测器元件评估间隔等于相位光栅周期的一半,则探测器元件评估间隔对应于X射线信号或X射线辐射干涉图样的局部周期。
从该组信号值中可以在图像计算单元中计算X射线辐射相位值的图像。优选地这进行为使得图像计算单元为了计算X射线辐射相位值而将至少三个组信号值与彼此间的相对间隔关联,并且计算通过X射线辐射相位值描述的三角函数,该三角函数描述了组信号值与该相对间隔的函数关系和由此描述了X射线辐射相位值。
在此,第一空间分辨率和由此相邻探测器元件的典型间隔是从构造上决定的并且由此是X射线探测器的固定特性。当组合元件将探测器元件的各个信号值组合并且由此形成组信号值时,则可以基于相邻探测器元件的从结构上决定的并且由此已知的间隔而将各个组信号值与彼此的相对间隔相关。
如果属于第一探测器元件组的例如有探测器元件1、4、7(其中探测器元件沿着第一方向来编号),属于第二探测器元件组的例如有探测器元件2、5、8,并且最后属于第三探测器元件组的有探测器元件3、6、9,则所相关的相对间隔分别是相邻探测器元件之间的间隔,例如是在探测器元件1和2或者2和3之间的间隔。
这与在X射线辐射干涉图样的周期内通过组信号值对干涉图样进行扫描含义相同。在物理上可以通过三角函数、例如正弦或余弦函数来描述X射线辐射干涉图样的空间变化曲线。在三角函数的一个周期内存在至少三个值的情况下可以计算三角函数的精确参数,例如幅度和相位以及周期。在此,三角函数的相位的参数描述X射线辐射相位值。
根据本发明的所描述的实施形式,图像计算单元可以将三角函数如此适配于至少三个组信号值,使得三角函数尽可能最佳地描述所测量的信号变化曲线。在文献中已知多种方法用于将函数适配于所测量的值。
在此,将越多组信号值用于通过图像计算单元进行的计算,则对X射线辐射相位值的计算就更精确。此外,越精确地已知各个组信号值,则对X射线辐射相位值的计算就更精确。如果所测量的组信号值具有大的误差,则对X射线辐射相位值的计算也具有较大的不可靠性。如果相反地以大的可靠性已知每个组信号值,则在对X射线辐射相位值的计算中也较小地出现误差。
因为从至少三个组信号值中计算出一个X射线辐射相位值,所以由图像计算单元计算的X射线辐射相位值的空间图像可以具有比第一空间分辨率低的图像分辨率。在此,图像分辨率可以表示图像的这样的空间分辨率,该空间分辨率通过在两个由相邻图像点描绘的对象之间的实际间隔而形成。在此,将探测器的高空间分辨率有利地用于精确计算X射线辐射相位值。然而因为将多个组信号值用于计算图像的一个图像点,例如通过将三个或四个探测器元件的信号值组合来将多个组信号值用于计算图像的一个图像点,所以X射线辐射相位值的图像会具有较小的空间分辨率。
此外,探测器元件评估间隔可以大于第一空间分辨率。尤其,在沿着第一方向的两个相邻探测器元件之间的间隔可以限定第一空间分辨率。当探测器元件评估间隔大于第一空间分辨率时,则该探测器元件评估间隔也可以大于沿着第一方向的两个相邻探测器元件之间的间隔。
尤其,例如在探测器元件沿着第一方向严格周期性布置的情况下不能再在图像中分辨出小于在两个相邻探测器元件之间的间隔的特征。相应地,第一空间分辨率小于在两个相邻的探测器元件之间的间隔。对于本领域技术人员而言,空间分辨率的与相邻探测器元件的间隔相关的多个限定是已知的。对此下面将不再详述。
沿着第一方向的两个相邻探测器元件的间隔可以等于X射线信号的局部周期的整的分数倍。如果这成立,则所保证的是,X射线探测器中探测器元件的布置与X射线信号的局部周期是相称的。换言之:当在两个相邻探测器元件之间的间隔与X射线信号的局部周期相称时,则总是可以找到等于X射线信号的局部周期(并且并不仅等于X射线信号的局部周期的整数倍)的探测器元件评估间隔。
当例如在两个相邻探测器元件之间的间隔等于X射线信号的局部周期的四分之一时,则可以通过将沿着第一方向布置的第一、第五、第十等探测器元件的信号值组合成第一组信号值,将第二、第六、第十一等信号值组合成第二组信号值,将第三、第七、第十二信号值组合成第三组信号值,以及将第四、第九、第十四信号值组合成第四组信号值而实现如下:首先,可以在X射线信号的周期内提供四个组信号值用于通过图像计算单元计算X射线辐射相位值。第二,尤其可以考虑每个探测器元件来用于通过组合元件进行组合以形成组信号值。由此,最优地利用存在的探测器元件,因为每个探测器元件都与探测器元件组关联。X射线辐射相位值可以以最大可能的精度来确定。然而应该清楚的是,不必在一个信号周期内提供四个探测器元件,或者不必所有探测器元件都属于探测器元件组。
为了保证,沿着第一方向的两个相邻探测器元件之间的间隔等于X射线信号的局部周期的整的分数倍,可以分别适配如下参数:相位光栅的周期、相位光栅与探测器平面的间隔、X射线辐射源的类型和布置、或者相邻探测器元件的间隔或第一空间分辨率。例如,在制造探测器时可以注意的是,在制成的探测器中在两个相邻探测器元件之间的间隔与X射线信号的局部周期相称。在X射线信号的局部周期与相邻探测器元件的间隔之间稍有偏差的情况下,还可以变化在相位光栅与探测器平面之间的间隔。
优选的,探测器元件评估间隔可以等于X射线信号的局部周期。如果例如探测器元件在X射线探测器中的布置与X射线信号的局部周期相称,则从X射线辐射干涉图样的每个周期中都将相关的探测器元件的信号值用于形成组信号值。这意味着,可以将探测器元件组的探测器元件的局部伸展最小化(在每个探测器元件组的探测器元件数目固定的情况下)。由此得出,可以将局部图像的图像分辨率最大化。这是成立的,因为图像分辨率基本上是通过属于探测器元件组的探测器元件的局部伸展确定的。
根据本发明的另一实施形式,组合元件将探测器元件的信号值组合为使得相邻的探测器元件属于不同的探测器元件组。尤其有利的情况是:为了形成组信号值,如此使用与X射线信号的周期有关的认识,使得不将相邻探测器元件的信号值组合。当沿着第一方向将不相邻的探测器元件的信号值组合时,则为了计算X射线辐射相位值,既使用探测器的高空间分辨率,又使用与X射线信号的信号周期有关的认识。根据本发明,这允许在小信号剂量情况下特别精确地确定X射线辐射相位值。
根据本发明的一个实施形式,组合元件将探测器元件的信号值求和。通过将探测器元件的信号值求和成组信号值,组信号值随着探测器元件的数目线性提高。于是假设,例如在将五个信号值求和而得到一个组信号值的情况下,图像具有是从单个信号值中计算出的图像的信噪比的五倍的信噪比。将探测器元件的信号值组合成组信号值的其它可能性是相乘、相除或者对数相加。这些列举决不是限制性的。将信号值组合成组信号值的其它可能性在文献中已知并且可以根据本发明用于形成组信号值。
根据一个优选实施形式,组合元件仅将沿着第一方向布置的探测器元件的信号值组合。尤其,由此具有沿着探测器平面中第二方向的不同位置的探测器元件总是属于不同的探测器元件组。
根据另一实施形式,第一空间分辨率高于第二空间分辨率。这例如当沿着第一方向的相邻探测器元件的伸展和由此的间隔小于沿着第二方向的探测器元件的伸展和由此的间隔时成立。例如,沿着第一方向的探测器元件可以具有4微米或更小的大小,沿着第二方向却具有85微米或更大的大小。于是,探测器元件具有在探测器平面中的矩形形状。如果探测器元件在上面体积的尺寸说明下尽可能紧密地布置在探测器平面中,则第一空间分辨率相应地高于第二空间分辨率。尤其,在第一和第二方向上的图像的图像分辨率可以不同地分别取决于第一和第二空间分辨率。尤其还可能的是,沿着第一和第二方向的图像的图像分辨率等大。
优选地,第一空间分辨率能够分辨至10μm或至1μm的特征。这允许以足够高的图像分辨率确定X射线辐射相位值的图像。
尤其,相位光栅可以如此布置在X射线辐射的光路中,使得其产生沿着探测器平面中的第一方向的干涉图样,即光栅周期沿着第一方向。于是可能的是,沿着探测器平面中的第二方向不产生干涉图样。因此,可以固有地仅沿着第一方向产生在基于光栅的相位对比X射线成像中的高分辨率。换言之,仅能沿着第一方向观察到相位值的相位跳变形式的变化。根据本发明因此有利的是,将第二空间分辨率设计为小于第一空间分辨率并且由此提高图像的图像质量。
根据本发明的另一实施形式,X射线探测器还包括编组部,其基于如下条件中的至少一个来确定属于探测器组的探测器元件的数目:图像的图像分辨率、信号强度、用于建立图像的持续时间。
如果例如将大量探测器元件组合成一个组信号值,则不能分辨X射线辐射相位值的具有短的特征性长度、即每长度有多个相位跳变的变化。这是成立的,因为其信号值组合成一个组信号值的第一和最末探测器元件的距离大于X射线辐射相位值的变化的特征性长度。换言之,组合成一个组信号值的探测器元件信号值的数目限定通过图像计算单元计算的X射线辐射相位值的空间分辨的图像的图像分辨率。如果多个探测器元件属于一个探测器元件组,则图像分辨率是低的。当仅少数探测器元件信号值组合成一个组信号值时图像分辨率是相应高的。
如果仅少数探测器元件信号值组合成一个组信号值,则虽然X射线辐射相位值的图像的图像分辨率增大,但同时该组信号值却降低。典型地,该组信号值必须达到一定的值,以便保证通过图像计算单元有分量地计算X射线辐射相位值。因此会必要的是,基于X射线信号的信号强度规定属于一个探测器元件组的探测器元件的数目。如果X射线信号的信号强度高,则会足够的是,将少数探测器元件的信号值组合以形成所觉察到的信号值。如果相反地X射线信号的信号强度小,例如因为希望使用小的X射线剂量,则需要相应地将更多的探测器元件的信号值组合用于形成一个组信号值。
如果固定地预先给出X射线辐射功率,即每时间区间的X射线辐射幅度,则可以通过以X射线辐射进行的较长曝光时间来提高信噪比。例如可以借助曝光时间的持续时间来线性地缩放X射线辐射剂量:如果双倍长地照射相同的对象,则信号值也加倍。因此,用于建立图像的持续时间对于被用于形成一个组信号值的探测器元件的数目可以是决定性的。
通过编组部可以规定属于一个探测器元件组的探测器元件的数目。因为该数目与X射线辐射相位值的图像的图像分辨率相关,所以可以相应地控制图像分辨率。相对于常规的基于光栅的相位对比X射线成像,这还具有灵活地适配图像分辨率的优点。当例如由于不同测量参数而预计会有高的信号值时,则可以相应地提高图像分辨率。如果相反地由于不同测量参数而预计会有小信号值(即小信噪比),则可以降低图像分辨率,其中,同时提高信号值和由此提高信噪比。这意味着,总是可以将X射线辐射剂量最优地匹配于事实。
可以通过图像计算单元从单个测量中计算出X射线辐射相位值的图像。这具有的优点是,对于测量需要特别短的持续时间。这允许根据本发明的X射线设备的特别有效的操作。
尤其是,在常规的基于光栅的相位对比X射线设备中必要的是,多次移动吸收光栅并且对于吸收光栅的每个位置都执行X射线图像拍摄。为了唯一并且高分辨地确定X射线辐射相位值而以常规方式必要的是,在吸收光栅的不同布置中执行至少三次、优选四次拍摄。这直接引起所需的X射线辐射剂量的提高和测量持续时间的延长。相应地,根据本发明可以减小X射线辐射剂量和测量持续时间。
同时,可以通过使用仅单个测量来提高根据本发明所实现的空间分辨率。这在下面短暂地描述。在将多个测量用于计算X射线辐射相位值的图像时,测量被强制地在较大的测量时段上延伸。测量时段越大,则测量对象在期间的运动就越可能。这尤其在人类诊断学中成立,因为难以使患者在较长时段上完全保持静止。在常规的基于光栅的相位对比X射线设备中必要的是,将测量时段拉伸得长至使得可以移动吸收光栅三或四次,并且可以进行三或四次图像拍摄。测量时段因此可以在数秒或者甚至数分钟上延伸。如果患者在该测量时段期间运动,则各个图像的位置相对比彼此偏移。因为这种运动是不确定的,所以只能高开销地通过图像偏移来校正由此形成的图像错误。这引起,在人类诊断设问中常规的基于光栅的相位对比成像中待实现的空间分辨率是小的。
X射线探测器可以是CCD或CMOS探测器。在此,探测器元件尤其可以是CCD或CMOS探测器的像素。CCD探测器和CMOS探测器对于本领域技术人员已知为X射线探测器。两种方法都基于半导体材料的使用。借助所出现的电压来探测X射线辐射的出现。典型地,首先使用高能X射线辐射以便产生低能辐射,其然后被探测。对于本领域技术人员而言已知X射线探测器的不同的有利实施形式。在该方面下面将不再详述。
根据一个优选实施形式,相位光栅的周期是根据第一空间分辨率分辨的特征的至少六倍。尤其,相位光栅的周期确定探测器平面中的X射线信号的或X射线辐射干涉图样的周期。典型地,可以将相位光栅与探测器平面的间隔选择为使得X射线辐射干涉图样的周期为相位光栅的周期的1/2。因为在X射线辐射干涉图样的一个周期内必须存在至少三个组信号值,以便使得图像计算单元能够精确并且唯一地计算X射线辐射相位值的空间分辨的图像,所以如下情况会是有利的:当相位光栅的周期是第一空间分辨率的六倍时。在此,系数6是根据来自相位光栅和X射线辐射干涉图样的周期关系系数2与用于形成组信号值的系数3相乘而计算出的。
根据另一方面,本发明还提供了一种方法,用于操作基于光栅的相位对比X射线设备并且用于评估属于X射线信号的、来自X射线探测器的成面布置的探测器元件的信号值,该方法包括如下步骤:
-采集每个探测器元件中的信号值,
-将分别属于至少两个探测器元件组之一的探测器元件的信号值组合成组信号值,其中,探测器元件组沿着X射线信号的限定第一方向的局部周期来布置,使得属于每个组的有至少两个探测器元件,其中,探测器元件组的最接近的探测器元件的间隔限定探测器元件评估间隔,该探测器元件评估间隔大于第一方向上的相邻探测器元件的间隔,
-计算X射线辐射相位值的图像,其中,从至少三个组信号值中计算出一个X射线辐射相位值。
该根据本发明的方法允许根据如上面描述的基于光栅的相位对比X射线设备的X射线探测器来操作X射线探测器以用于基于光栅的相位对比X射线成像。
例如,该用于操作基于光栅的相位对比X射线设备的方法还可以包括如下步骤:基于X射线信号的局部周期来规定探测器元件评估间隔。如果在根据本发明的用于操作基于光栅的X射线设备的方法的范围内规定探测器元件评估间隔,则这提高灵活性。在局部周期由于测量技术边界条件而改变的情况下,可以分别灵活地规定探测器元件评估间隔。
因此例如还可以将不同的相位光栅用于不同的测量要求。按照根据本发明的方法,于是基于相位光栅改变的周期来规定探测器元件评估间隔或者探测器元件的编组。这引起在执行测量中的高灵活性。
相应地,该方法还可以包括如下步骤:规定属于一个组的探测器元件。当分别规定属于一个组的探测器元件(和由此分别规定为了形成组信号值而组合的探测器元件信号值)时,这还可以提高灵活性。不同的测量技术边界条件可以要求探测器元件不同的数目或者不同的编组。例如,有利的会是,为了确定的测量而提高信噪比,即具有每探测元件组多个探测器元件。
此外,例如可以借助参考测量规定探测器元件评估间隔。如果例如相位光栅的周期并不精确已知或者不同的测量参数(例如在相位光栅与探测器平面之间的间隔)改变,则会必要的是,首先借助参考测量确定信号周期。在参考测量中,可以省去将对象引入到光路中。于是,探测到的信号理想地在探测器的整个范围中具有相同的相位。因此尤其对此合适的是,基于信号的未受干扰的周期来确定探测器元件评估间隔。
此外,在参考测量中例如可以将组信号值作为探测器元件评估间隔的函数来最小化或最大化。如果例如探测器元件评估间隔等于信号周期,则与布置在周期信号或X射线辐射干涉图样的最大值处的探测器元件对应的组信号值将成为最大,而与布置在X射线辐射干涉图样的最小值处的探测器元件对应的组信号值将成为最小。
相反地,如果X射线信号的周期并不对应于探测器元件评估间隔,则将探测器元件的与信号的不同相位对应的信号值组合。因此,既不存在最小也不存在最大组信号值,因为所有组信号值具有平均值。换言之,根据将探测器元件评估间隔选择为等于X射线信号的信号周期的整数多倍,来将不同的组信号值最小化或最大化。这可以作为用于在参考测量的范围中确定X射线信号值的条件来使用。
探测器元件对于探测器元件组的从属性或者探测器元件评估间隔也可以固定地来预先给出。这具有的优点是,不需要复杂的评估电子装置或者计算电子装置来规定探测器元件评估间隔或者探测器元件对于探测器元件组的从属性。由此降低设备成本或维护开销。
根据另一方面,本发明还涉及一种用于操作X射线设备的方法,该X射线设备具有在探测器平面中包含成面布置并且编组的探测器元件的X射线探测器,该方法包括第一操作模式,用于操作作为如上面阐述那样的基于光栅的相位对比X射线设备的X射线设备,以及第二操作模式,用于操作作为吸收X射线设备的X射线设备。
该根据本发明的用于操作X射线设备的方法提供如下优点:可以将X射线设备的操作模式在常规吸收X射线成像与根据本发明的基于光栅的相位对比X射线成像之间转换。典型地,总是在如下情况下适用相位对比X射线成像:当常规吸收X射线成像并不提供所希望的信号值或者所希望的信噪比时。相位对比X射线成像的典型应用范围是***成像或血管造影。然而如下情况会是有利的:为了成像具有高X射线辐射吸收对比度的身体部分、例如骨骼或骨骼部分,替代于相位对比X射线成像,优选吸收X射线成像。因此有利的情况是:同一X射线设备具有第一和第二操作模式,其既能够实现相位对比X射线成像又能够实现吸收X射线成像。这例如引起成本降低或者简化的诊断条件。
在常规的相位对比成像方法中,可以从测量值中自动计算出相位对比以及吸收对比图。然而,常规地需要吸收光栅,使得相位对比测量的吸收图在相同的X射线辐射剂量下具有比借助没有吸收光栅的标准X射线技术得到的吸收图更小的信噪比。根据本发明,可轻易在相同剂量下除了吸收图之外还获得相位图,以及所谓的暗场像。
根据本发明的一个实施形式,第二操作模式包括如下步骤:
-采集在每个探测器元件中的信号值,
-将探测器平面中沿着第一方向编组的并且彼此相邻的探测器元件的信号值组合成组信号值,
-计算X射线辐射吸收值的空间分辨的图像,其中,从每个组信号值中计算出X射线辐射吸收值。
如上面阐述那样,用于基于光栅的相位对比X射线设备的根据本发明的X射线探测器可以包含具有小尺寸的探测器元件。由此得到各个探测器元件的小的信号值。具有根据本发明的高空间分辨率的探测器的探测器元件的小信号值可以通过如下方式来补偿:将彼此相邻的探测器元件的信号值组合。在常规的吸收X射线成像中,待探测的信号不具有周期,如在基于光栅的相位对比X射线成像中那样。因此有利的是,在第二操作模式中将彼此相邻的探测器元件的信号值组合。
所组合的信号值的数目可以基于如下条件之一来规定:图像的图像分辨率、用于建立图像的持续时间。当例如可以将相邻探测器元件的大量信号值组合以建立图像时,则同时图像的图像分辨率降低。另一方面,X射线信号的幅度增大,因为将探测器元件的多个信号值组合。相应地,可以将用于建立图像的持续时间减小,因为对于建立图像需要每探测器元件较小的X射线辐射剂量。
根据一个优选实施形式,该用于操作X射线设备的方法还包括编组步骤,用于将探测器元件编组以稍后根据第一和第二操作模式来进行组合。探测器元件的编组可以在每个操作模式中单独进行为使得将测量参数最优地适配于测量任务。于是可以根据编组步骤在不同的操作模式之间进行转换。在用于操作X射线设备的第二操作模式中对于吸收X射线成像必要的会是,将相邻探测器元件的信号值编组,而在第一操作模式中恰好必要的是,不将相邻探测器元件一起编组到一组中。
附图说明
结合下面对于参考附图详细阐述的实施例的描述,上面描述的本发明的特性、特征和优点以及如何实现其的方式和方法将变得能够更清楚和显然地理解,其中:
图1示出了根据本发明的X射线探测器的视图,
图2示出了根据本发明的X射线探测器的示意图,其中,不仅示出相位光栅,而且示出待检查的对象,
图3示出了示意图,以图解用于根据本发明将信号值组合的探测器元件组,
图4示出了示意图,以图解用于根据本发明将信号值组合的探测器元件组,
图5示出了示意图,以图解用于根据本发明将信号值组合的探测器元件组,其中,相位跳变局部地改变X射线辐射相位值,
图6示出了示意图,以图解用于根据本发明将信号值组合的探测器元件组,其中,相位跳变局部地改变X射线辐射相位值,
图7示出了计算X射线辐射相位值的示意草图,
图8示出了计算X射线辐射相位值的示意草图
图9示出了示意图,以图解用于根据本发明将信号值组合的探测器元件组,
图10示出了示意图,以图解用于根据本发明将信号值组合的探测器元件组,其中,尤其相邻的探测器元件不具有固定间隔,
图11示出了根据本发明的方法的示意流程图,
图12示出了根据本发明的方法的示意流程图,其中,尤其详细阐述对探测器元件评估间隔的规定和基于探测器元件评估间隔对探测器元件的编组,
图13示出了基于光栅的相位对比X射线设备的示意图,其包括根据本发明的X射线探测器,
图14示出了示意图,以图解用于根据本发明将信号值组合的探测器元件组,尤其以图解用于操作X射线设备来进行吸收X射线成像的第二操作模式,
图15示出了根据本发明的方法的示意流程图,用于在第一和第二操作模式之间进行转换。
具体实施方式
图1示出了根据本发明的X射线探测器1。探测器元件3a、3b、3c在探测器平面7中成面地布置。探测器元件3a、3b、3c沿着方向A具有尺寸31,其小于沿着方向B的尺寸32。探测器元件尽可能紧密地布置在探测器平面7中,以便获得尽可能高的量子产出。为了在大的像素面积的同时获得良好的相位对比空间分辨率,沿着方向A在相邻探测器元件之间的间隔30小于沿着方向B在相邻探测器元件之间的间隔。在探测器平面7中,探测器元件3a、3b、3c因此而具有矩形横截面。
借助参数:探测器元件沿着方向A和B的大小以及沿着方向A和B的相邻探测器元件的间隔,可以将探测器1与沿着方向A和B的空间分辨率关联。沿着方向A的空间分辨率称作第一空间分辨率,而沿着方向B的空间分辨率称作第二空间分辨率。与沿着方向B相比,根据图1的探测器能够沿着方向A分辨更小的特征。因此,沿着方向A的最大可能空间分辨率高于沿着方向B的最大可能空间分辨率。
根据本发明的图1的X射线探测器例如可以是CCD或者CMOS探测器。这种探测器类型在制造中关键地包含光刻步骤,其限定在探测器平面7内的各个探测器元件3a、3b、3c的尺寸。尤其,在制造这种CCD或CMOS探测器时还使用标准制造工艺中的半导体材料。
根据本发明的探测器元件的典型尺寸31、32例如是:沿着方向A,尺寸31小于10μm、优选小于1μm。沿着方向B:尺寸32为80到100μm。这种尺寸一方面允许高的空间分辨率和对于X射线辐射相位值的精确确定(如稍后详细阐述那样),另一方面这种尺寸提供对X射线辐射足够高的灵敏度。
图2示出了根据本发明的基于光栅的相位对比X射线设备的示意图。在图1中讨论的探测器1示意性地对于沿着方向A的一系列探测器元件3而示出。这是图1中高空间分辨率的方向。
X射线辐射源20产生X射线辐射。X射线辐射源20例如可以产生具有频率分布和不具有特别长的相干长度的X射线辐射。X射线辐射的能量例如可以为25kV,然而根据应用,也可以例如为直至60kV。尤其,相干长度可以位于次微米范围中。在X射线辐射的光路中首先布置源光栅21。源光栅21典型地是具有布置在其中的缝隙图样的吸收掩膜。在X射线辐射经过源光栅21之后,其具有至少一个部分相干。此后,在X射线辐射的光路中布置对象22。对象22可以是待检查的对象。如在图2中通过箭头指示的那样,对象22的表面改变X射线辐射的波前的取向。可以将这与X射线辐射的波前的局部相位变化相关联。
在X射线辐射的光路中在对象22后跟随地布置有相位光栅23。相位光栅23沿着方向A具有光栅周期23a。相位光栅23沿着方向A的光栅周期23a典型地在数微米的范围中,例如4μm或10μm。
相位光栅23在X射线辐射的光路中产生X射线辐射干涉图样4。为此的物理基础是Talbot效应。X射线辐射干涉图样4的特征是局部X射线辐射信号强度的最小值4b和最大值4a,其周期地沿着方向A布置并且通过X射线辐射相位值来表示其位置。X射线辐射干涉图样4具有周期4c。在相位光栅23后的X射线辐射干涉图样4中沿着方向A的点上的X射线辐射相位值通过对象22来确定。因此可能的是,通过测量X射线辐射相位值推断对象22。这是探测器1的任务,其布置在相位光栅23之后的X射线辐射光路中,使得其可以描绘X射线辐射干涉图样4。
探测器1由多个探测器元件3构成。探测器元件3尤其具有沿着方向A的第一空间分辨率,其能够沿着方向A局部地分辨X射线辐射干涉图样4的最小值4b和最大值4a的位置,并且由此确定X射线辐射相位值。这能够随后产生X射线辐射相位值的图像,其图形地描述对象22。在探测器1的不同区域2中存在X射线辐射的不同相位值。属于不同相位值的探测器区域2通过相位跳变5来限制。相位跳变5是X射线辐射干涉图样4的相位的局部变化。
探测器区域2的特征性尺寸可以比各个探测器元件3的尺寸或者相位跳变的尺寸大得多。换言之:虽然在探测器1中需要高的第一空间分辨率,以便分辨X射线辐射干涉图样4的最小值4b和最大值4a的精确位置,并且由此确定X射线辐射相位值。而将较长距离上的X射线辐射相位值当做恒定。尤其,确定特征性长度标尺,X射线辐射相位值由于对象22而在该长度标尺上改变。典型地,X射线辐射相位值基于对象22的变化的特征性长度位于100μm或200μm的量级中,而X射线辐射干涉图样具有在数微米范围中的周期4c。
X射线辐射干涉图样4c的周期关键地由相位光栅23的周期23a来确定。在确定X射线辐射干涉图样4的精确周期4c中考虑的其它参数例如是在其中观察X射线辐射干涉图样的探测器平面7与相位光栅23之间的间隔,或者还有源光栅21的精确布置。典型地,在已知基于光栅的相位对比X射线设备的所有关键参数的情况下可以以高精度计算或预言X射线辐射干涉图样4的周期4c。
本发明利用如下事实:探测器1提供沿着方向A的第一空间分辨率,其虽然适于从X射线辐射干涉图样4中精确确定X射线辐射相位值,但是与对于分辨对象22的关键特征所需的相比更高。这借助图3详细阐述。图3示出了根据本发明的探测器1的十二个探测器元件3a-3l。探测器元件3a-3l布置在探测器区域2内。示意性地绘出X射线辐射干涉图样4。在图3中,探测器区域2不包含相位跳变5。
根据本发明,将各个探测器元件3a-3l的信号值组合成组信号值。该组合根据本发明可以在组合元件中进行。图3和下面的图以图形方式表示将各个信号值组合成组信号值。如从图3中可以看到的,根据本发明的当前实施形式,例如将探测器元件3a、3d、3g和3j的信号值组合成组信号值6a。此外,将探测器元件3b、3e、3h和3k的信号值组合成组信号值6b。此外,将探测器元件3c、3f、3i和3l的信号值组合成组信号值6c。
如从图3中可以看到的,其信号值被组合成组信号值6a的所有探测器元件布置在沿着方向A的这样的位置上,这些位置布置在X射线辐射干涉图样4的最大强度4a的地点上。而分别被组合成组信号值6b或6c的探测器元件布置在沿着方向A的这样的地点上,这些地点布置在X射线辐射干涉图样4的最小值附近或最小值处。尤其,X射线辐射干涉图样4的周期与组合成组信号的相邻探测器元件之间的间隔相称。于是,组合成组信号6a的相邻探测器元件之间的、例如在探测器元件3a和3d之间的间隔等于X射线辐射干涉图样4的双倍周期。
通过将每第三个探测器元件的信号值组合成一个组信号值而保证,分别被组合的信号值对应于X射线辐射干涉图样4的相同相位。在被组合成同一个组信号值的两个相邻探测器元件之间的间隔限定为探测器元件评估间隔8a。从而,在图3中,探测器元件评估间隔8a是X射线辐射干涉图样4的周期4c的两倍大。
在图4中相反地示出了如下情况:其中探测器元件评估间隔8b等于X射线辐射干涉图样的周期4c。图4中相邻探测器元件30的间隔是图3中的一半大。相应地,图4中沿方向A的第一空间分辨率高于图3中的。图4还示出了探测器元件3a-3x划分为两个探测器区域2a和2b。探测器区域在此并不是与X射线辐射干涉图样4的相位跳变5相关地限定的,而是与不同区域中的探测器元件组相关地限定的。在两个探测器区域2a和2b内,分别从(在探测器元件3a至3e的探测器区域2a中和在探测器元件3m至3x的区域2b中的)各个探测器元件的信号值组合中形成三个组信号值。尤其在探测器区域2a中形成组信号值6a、6b和6c,而在探测器区域2b中形成组信号值6d、6e和6f。根据本发明,可以从信号值6a-6c中计算出X射线辐射相位值,其对于探测器区域2a是特征性的。相应地,可以从组信号值6d、6e和6f中计算出X射线辐射相位值,其对于探测器区域2b是特征性的。如果在图像计算单元中计算出X射线辐射相位值的空间分辨的图像,则该图像的图像分辨率9对应于探测器区域2a和2b的伸展。如从图4中可见,图像9的图像分辨率显著低于探测器1的沿着方向A的相邻探测器元件30之间的间隔,或者探测器1的第一空间分辨率。
尤其,在图4中示出的实施形式的图像9的图像分辨率是来自图3的图像9的图像分辨率的两倍大。在此,来自图5的探测器1和所属的探测器元件组对应于图3的实施形式。此外,来自图6的探测器1和所属的探测器元件组对应于图4的实施形式。然而,X射线辐射干涉图样4在图5和6中具有图像跳变5。如立即可以看到那样,图6中图像9的图像分辨率足以探测由于图像跳变5而产生的X射线辐射相位值变化。X射线辐射相位值的计算在图6中的探测器区域2a和2b中提供不同的值。然而,图5的大的探测器区域2不提供图像9的这样的图像分辨率,其高至足以分辨通过图像跳变5引起的X射线辐射相位值变化。
将图3-6相比较将清楚的是,探测器1沿着方向A的高的第一空间分辨率仅对于在每个探测器区域2a或2b内精确确定X射线辐射相位值是需要的。相反地,对于图像9的图像分辨率关键的是用于计算X射线辐射相位值的探测器元件组或者组信号值。下面借助图7和8详细阐述该计算。
图7和8示意性地示出了如何可以从多个组信号值6中计算X射线辐射相位值。在图7中,存在三个组信号值6a、6b和6c。组信号值可以与沿着方向A的位置关联。这例如从对于沿着方向A的探测器元件组的探测器元件的位置的认识中进行。为此参考图2。组信号值6a-6c是X射线辐射干涉图样4沿着方向A的测量量。已知的是,X射线辐射干涉图样4通过三角函数、例如正弦和余弦函数来描述。因此可能的是,将组信号值6a、6b和6c用于确定描述三角函数的参数,诸如幅度和相位。
图7中的实线描述正弦函数形式的三角函数,其在考虑所测量的组信号值6a、6b和6c的条件下描述X射线辐射干涉图样4。尤其,通过相位确定正弦函数。这些相位可以借助X射线辐射相位值来识别。因此,可以根据前面的方法从三个组信号值中确定X射线辐射相位值。
应注意的是,也可以将多于三个组信号值用于计算X射线辐射相位值。通常,将越多的组信号值用于计算和越精确地已知各个组信号值,则X射线辐射相位值的计算趋向于越精确。优选地,根据本发明将四个组信号值用于计算X射线辐射相位值,如借助图7阐述那样。
在图8中三个组信号值6a、6b和6c又描述X射线辐射干涉图样4。该X射线辐射干涉图样是借助表示正弦函数的虚线示出的。尤其,该X射线辐射干涉图样相对于图7中示出的X射线辐射干涉图样(实线)的特征在于相位跳变5。因此,组信号值6a、6b和6c相比于图7具有不同的值。在图8中也可以借助组信号值6a、6b和6c计算正弦函数的相位值,并且由此获得X射线辐射相位值。
图9关于探测器1的不同探测器区域2a和2b中不同探测器元件3a-3n的信号值的组合而示出了本发明的另一实施例。根据本发明会有利的情况是:在探测器1的探测器区域2a中产生X射线辐射相位值的图像9a的第一图像分辨率。在探测器区域2a中,为了形成组信号值6a-6f而分别将两个探测器元件的信号值组合,例如将探测器3a和3d的信号值组合以形成组信号值6a,或者将探测器3h和3k的信号值组合以形成组信号值6e。因为分别仅将探测器元件的两个信号值组合用于形成组信号值,所以探测器区域2a中的图像9a的图像分辨率是高的。尤其,探测器区域2a中的图像9a的图像分辨率高于探测区域器2b中的图像9b的图像分辨率。因为在探测区域器2b中,将探测器元件的三个信号值组合以形成组信号值6g-6l,例如为了形成组信号值6g而将探测器元件3m、3p和3s的信号值组合。
根据本发明,会有利的情况是:将不同数目的信号值用于形成一个组信号值。将越多信号值组合成一个组信号值,则组信号值越高并且尤其是相应的组信号值的信噪比越高。测量将变得有效地更灵敏。另一方面,在不变的信噪比情况下可以降低X射线辐射剂量。然而,图像9的图像分辨率降低。根据测量任务或待检查的对象会有利的情况是:改变每个组信号值的所组合的信号值的数目,即改变属于探测器元件组的探测器元件的数目。
尤其根据本发明会有利的情况是:在探测器的不同区域中进行测量时将不同数目的信号值组合成组信号值。例如可以在测量对象20的边缘区域中希望图像9的高的图像分辨率,在该边缘区域中,由于测量对象的特定类型和方式已经存在高对比度。当由于对象22在边缘区域中的强烈改变而固有地存在对比度时,在那里会有利的情况是:降低被组合成一个组信号值的信号值的数目。
图2-6示出了探测器元件3的布置,其中探测器元件严格周期性地沿着方向A布置。然而根据本发明不必要的是,探测器元件3严格周期性地沿着方向A布置。在图10中示意性地示出了不存在探测器元件沿方向A的严格周期性的情况。探测器元件3a至3z沿着方向A布置,然而相邻探测器元件的间隔根据沿着方向A的地点而变化。根据本发明,探测器元件的信号值的组合还进行为使得将与X射线辐射干涉图样4的相同相位对应的信号值组合。如从图5中看到的,例如将探测器元件3a、3d和3n的信号值组合。这些探测器元件沿着方向A具有与X射线辐射干涉图样4的强度最大值4a重合的位置。尤其,探测器元件3a的信号值对应于沿着方向A第一个示出的最大值,探测器元件3d的位置对应于沿着方向A第二个示出的最大值4a,并且探测器元件3n的位置对应于沿着方向A第五个示出的最大值4a。在第三和第四个示出的最大值4a的位置上不存在可以被用于与探测器元件3a、3d和3n组合成组信号值的探测器元件。
此外,从图10中可以看到,不必将所有探测器元件用于形成组信号值。尤其,不将探测器元件3c,3g,3i,3k,3p,3r,3u,3x和3y用于组合成组信号值。这些探测器元件在其沿着方向A的位置中与在X射线辐射干涉图样4方面与组信号值6a-6d关联的位置偏差太多。因此,这些探测器元件不能用于与组信号值6a-6d组合。
因此,根据本发明不必要的是,不同的探测器元件3a-3z具有沿着方向A的固定周期。而是必要的是,已知探测器元件沿着方向A的周期的制造决定的方差,并且已知各个探测器元件的位置或其相关间隔。
图11示出了流程图,其示意性地描绘了根据本发明的方法。根据本发明的方法在步骤1100中开始。根据本发明的一个实施形式,在步骤1101中可以规定探测器区域2。探测器区域2的规定例如可以在如在图4中描绘那样关于沿着方向A的不同探测器组来进行。
在步骤1102中,采集信号值。信号值的采集伴随有以在X射线辐射源20中产生的X射线辐射照射对象22。尤其,对于测量持续时间以X射线辐射照射对象22。测量持续时间和用于照射对象22的X射线辐射幅度限定X射线辐射剂量。
在步骤1103中,将不同探测器区域中的信号值组合。信号值的组合可以在根据本发明的组合元件中进行。从所组合的信号值中计算出组信号值。信号值的组合可以在本发明的一个优选实施形式中从不同信号值的求和中形成。将信号值组合成组信号值的其它可能性例如是相乘、相除或者加权相加。
在步骤1104中,基于在步骤1103中形成的组信号值来计算X射线辐射相位值的图像。其计算可以在根据本发明的计算单元中进行。为了计算X射线辐射相位值,典型地需要在步骤1103中从不同信号值中组合而成的至少三个、优选至少四个不同的信号值。X射线辐射相位值的计算可以如参考图3描述那样进行。
如果在步骤1104中计算出了X射线辐射相位值的图像,则根据本发明的方法在步骤1105中结束。X射线辐射相位值的图像可供用户使用。
如前面阐述那样,对于建立X射线辐射相位值的图像只需单次照射测量对象。尤其不需要在不同的测量阶段期间机械移动部件。这有利地缩短了测量时间并且允许根据所讨论的方法特别有效地操作X射线探测器。
在图12中示出了根据本发明的方法的另一实施形式。图12示出了尤其用于规定探测器元件评估间隔的条件和用于选择被组合成组信号值的探测器元件的条件或者用于形成探测器元件组的条件。根据图12的方法在步骤1200开始。首先,在步骤1201中规定探测器元件评估间隔。探测器元件评估间隔是在相邻探测器元件之间的间隔,这些相邻探测器元件的信号值被组合以形成组信号值。
在步骤1202中检验,在步骤1201中规定的探测器元件评估间隔是否与信号周期相称。在此,相称意味着,其信号值被组合成组信号值的不同探测器元件沿着方向A布置为使得在其位置上X射线辐射干涉图样4具有相同的相位。即,如果将与X射线辐射干涉图样的不同相位对应的探测器元件的信号值组合,则所获得的组信号值并不代表X射线辐射干涉图样的在确定相位上的信号值。基于这种错误的信号值是无法计算出X射线辐射相位值的图像的。
可以以不同的类型和方式在步骤1202中检验探测器元件评估间隔是否实际上与信号周期相称。一方面,可以从根据本发明的基于光栅的相位对比X射线设备的所给出参数中计算出信号周期。可以在知道相邻探测器的间隔的条件下将所计算出的信号周期与探测器元件评估间隔相比较。对于计算根据本发明的基于光栅的相位对比X射线设备的信号周期所必要的参数是例如:X射线辐射源的类型、源光栅21的类型和周期、相位光栅23的类型和周期、相位光栅23与探测器平面7的间隔。
然而还可以例如在不知道一个或多个前述参数的条件下在参考测量的范围中以测量技术进行检验,该检验在步骤1202中以测量技术示出,探测器元件评估间隔是否与信号周期相称。在优选在X射线辐射光路中没有测量对象22地进行的参考测量中,可以以测试方式形成组信号值。如果探测器元件评估间隔实际上与信号周期相称,则可以期待的是,每个单个的组信号值具有最小或最大值。这是成立的,因为在相称性情况下,其信号值被用于形成相应的组信号值的探测器元件布置在X射线辐射干涉图样4的最大或最小强度的位置上。
相反地,如果探测器元件评估间隔与信号周期不相称,则所期待的是,不同的组信号值不具有强烈不同的值。这是成立的,因为在缺乏相称性的情况下,其信号值被组合以形成组信号值的不同探测器元件不能全都精确布置在X射线辐射干涉图样4的最小值4b或最大值4a中。换言之:为了检验探测器元件评估间隔关于信号周期的正确选择,可以在参考测量的范围中将各个组信号值最大化或最小化。
如果在步骤1202中确定,探测器元件评估间隔与信号周期相称,则还可以在步骤1203中基于之前规定的探测器元件评估间隔来形成组。组的形成典型地包含其信号值被用于形成各个组信号值的探测器元件的确定。相反地,对于计算各个X射线辐射相位值(如例如参考图3阐述那样)所需的组信号值的数目已经通过选择探测器元件评估间隔和通过步骤1202中相邻探测器元件的间隔或布置而被规定。
如果在步骤1203中将探测器编组以组合成组信号值,则可以在步骤1204中检验:基于该编组,图像的空间分辨率是否过高。例如可以希望的是,图像的空间分辨率并不超过与X射线辐射相位值的图像的像素的确定数目关联的值。
如果在步骤1204中认为空间分辨率过高,则在步骤1207中添加其他探测器元件3以组合成组信号值6。通过将其他探测器元件3添加到探测器元件组中,同时图像9的图像分辨率减小。在步骤1204中的检验一直进行,直至确定图像的空间分辨率不再过高。
然后在步骤1205中检验测量的灵敏度是否过小。测量的灵敏度主要也由如下参数确定:其信号值被组合成组信号值6的探测器元件的数目。如果将更多信号值组合成组信号值,则相应的组信号值的值提高。同时,信噪比或有效灵敏度增大。如果在步骤1205中确定灵敏度过小,则可以在步骤1207中将探测器元件添加至其信号值被组合成组信号值的探测器元件的组。在步骤1204中,对于空间分辨率是否过高的检验接下来得出空间分辨率并不过高,因为其之前被进一步降低过。相应地,在步骤1205中重新检验,灵敏度是否还是过小。因此,一直执行步骤1205和1207,直至在步骤1205中确定测量的灵敏度由于其信号值被组合成组信号值的探测器元件的足够高数目而是足够的。
对应于根据步骤1205的、对于灵敏度是否过小的检验,可以在步骤1206中检验X射线辐射剂量例如相对于边界值是否过高。如果在步骤1206中确定X射线辐射剂量过高,则可以将其它探测器元件添加至其信号值被组合成组信号值的探测器元件的组。根据前面关于步骤1204和1205的描述,一直进行这些检验,直至在步骤1206中成功确定剂量并不过高。
接下来执行步骤1208、1209和1210,其对应于之前参考图11阐述的步骤1102、1103和1104。接下来,根据本发明的方法在步骤1210中结束。
图13示出了根据本发明的基于光栅的相位对比X射线设备的示意图。相对于探测器1布置有X射线辐射源20和对象22。探测器1包括相位光栅23。相位光栅23的参数:例如在探测器中的精确布置以及相位光栅23a的光栅周期,对于探测器1的操纵元件26而言是已知的。操纵元件26允许与用户交互,以及控制组合元件24、编组部25和图像计算单元27。组合元件24将各个探测器元件3的信号值组合。探测器元件组的探测器元件3的信号值的组合根据前面的阐述进行,并且会受到编组部25影响。
编组部25可以根据操纵元件26确定其信号值被组合成组信号值的探测器元件的数目,或者还根据相位光栅23的光栅周期23a来规定探测器评估间隔。在组合元件24中形成的组信号值被转发给图像计算单元27。图像计算单元27如参考图3阐述那样从组信号值中计算出X射线辐射相位值的图像,并且将该图像转发给并不位于探测器上的单元。
尤其根据本发明可能的是提供方法,其中允许操作者例如经由操纵元件26使得X射线探测器1产生这样的图像,该图像并不如之前描述那样描绘X射线辐射相位值,而是例如描绘常规X射线辐射吸收成像的X射线辐射吸收值。为此例如必要的是,将相位光栅23从X射线辐射在探测器元件3之前的光路中的区域中移除,并且经由编组部25改变探测器元件组。参考图9和10下面详细阐述如何在第一操作模式和第二操作模式之间进行转换,该第一操作模式能够实现根据本发明的基于光栅的相位对比X射线设备来产生X射线辐射相位值的图像,该第二操作模式能够实现根据常规的吸收X射线设备产生X射线辐射吸收值的图像。
虽然将参考图13讨论的元件,诸如操纵元件26、图像计算单元27、组合元件24或编组部25作为分立的单元讨论,然而可能的是,在一个实施形式中将这些各个单元或其功能组合,例如以单个单元的形式组合。各个元件还可以例如实现为硬件或软件,或者实施为其组合,并且在一个或多个构件中一起或分开实施。
在图14中示出了在第二操作模式中将探测器元件分组以形成组信号值的可能性:在常规的吸收X射线成像中,探测器平面中待探测的X射线信号与在相位对比X射线成像中不同地不具有沿着方向A的周期。因此,例如借助图2描述那样组合属于探测器元件的信号值对于吸收X射线成像而言并不是合乎目的的。
如果相反地以探测器元件沿着方向A的很小尺寸或者非常高的空间分辨率操作根据本发明的X射线探测器,则各个探测器元件的灵敏度典型地对于吸收X射线成像也不足够。因此在第二操作模式中也会必要的是,将沿着方向A的探测器元件的信号值组合成组信号值6a-6c。如从图14中可以看到的,这根据本发明优选地进行为使得将相邻探测器元件、例如探测器元件3a和3b的信号值用于组合成组信号值。其信号值被组合成组信号值6a-6c的探测器元件的数目可以采取不同的值,在图14中例如是5。例如在图14中将探测器元件3a,3b,3c,3d和3e组合成组信号值6a。
其信号值被组合成组信号值6的探测器元件3的数目不仅关键地确定吸收X射线成像的灵敏度,而且确定图像的空间分辨率9。如果例如将更多探测器元件编组并且将其信号值组合成组信号值,则图像的空间分辨率9降低,而同时测量的有效灵敏度升高,因为各个组信号值的值更高。当然,各个探测器元件的灵敏度保持不变。在信噪比不变的情况下,这可以引起所需的X射线辐射信号剂量的减小。因此,根据测量任务会有利的是,改变其信号值被组合成组信号值的探测器元件的数目。
参考图15描述了一种根据本发明的方法,其中尤其可能的是,在与基于光栅的相位对比X射线成像对应的第一操作模式和与常规吸收X射线成像对应的第二操作模式之间进行转换。该方法在步骤1500开始。首先,在步骤1501中确定是否用户希望切换操作模式。操作模式的这种切换例如通过操纵元件26进行,如结合图13示出那样。如果不希望切换操作模式,则根据第一或第二操作模式的操作可以在步骤1505中继续。该方法在步骤1506中结束。
如果相反地在步骤1501中用户希望切换操作模式,则在步骤1502中将相位光栅引入到X射线辐射的光路中或将其移除。如果例如希望将操作模式从第一切换到第二操作模式,即从基于光栅的相位对比X射线成像过度到常规的吸收X射线成像,则将相位光栅23从光路中移除。相应地,当在步骤1501中希望从第二切换到第一操作模式时,将相位光栅23引入到X射线辐射的光路中。
接下来,在步骤1503中执行探测器元件的重新编组。因为探测器元件的编组在第一操作模式和第二操作模式中强烈彼此不同(如参考图2和9示出那样),所以在步骤1503中需要的是,将探测器元件的编组适配于稍后将其信号值组合成组信号值。例如,可以如参考图13描述那样通过X射线探测器1的编组部25来将探测器元件编组。
典型地在第一操作模式中会有利的情况是沿着方向A的相邻探测器元件并不属于一组,即,相邻探测器元件的信号值并不被组合成一个组信号值,而在第二操作模式中相反会有利的是相邻探测器元件的信号值被组合成同一个组信号值。已经参考前面的附图详细阐述了编组的不同方面,诸如信号剂量、信号灵敏度和图像的空间分辨率。
在步骤1504中检验探测器元件编组是否成功。例如,根据步骤1504的检验可以包含如参考图12、步骤1202详细讨论那样检验探测器元件评估间隔的相称性。此外,根据步骤1504的关于第二操作模式(吸收X射线成像)的检验可以包含检验X射线辐射的吸收值的图像的所获得的图像分辨率9。如果在步骤1504中对探测器元件编组的检验并不成功,则可以在步骤1503中重新编组。这一直进行,直至,步骤1504的检验成功。然后,可以以步骤1505继续根据本发明的当前所讨论实施形式的方法。然后根据第一或第二操作模式操作根据本发明的X射线设备。该方法在步骤1506中结束。
虽然通过优选实施例详细示出和描述了本发明,但是本发明并不通过所公开的实施例受限,并且本领域技术人员可以从中导出其它变型方案,而不偏离本发明的保护范围。
附图标记列表
1 探测器
2 探测器区域
3 探测器元件
4 X射线辐射干涉图样
4a X射线辐射干涉图样的最大值
4b X射线辐射干涉图样的最小值
4c X射线辐射干涉图样的周期
5 相位跳变
6 组信号值
7 探测器平面
8 探测器元件评估间隔
9 图像的图像分辨率
A 信号周期的方向
B 垂直于信号周期的方向
20 X射线辐射源
21 源光栅
22 对象
23 相位光栅
23a 光栅周期
24 组合元件
25 编组部
26 操纵元件
27 图像计算单元
30 沿着方向A的探测器元件间隔
31 沿着方向A的探测器元件大小
32 沿着方向B的探测器元件大小

Claims (34)

1.一种基于光栅的相位对比X射线设备的X射线探测器(1),其具有:
-探测器元件(3),用于记录属于X射线信号的信号值,其中,所述探测器元件以成面的方式布置在探测器平面(7)中,并且在所述探测器平面(7)中沿第一方向(A)提供第一空间分辨率以及沿与所述第一方向(A)正交的第二方向提供第二空间分辨率,
-组合元件(24),用于将属于至少两个探测器元件组之一的探测器元件(3)的信号值组合成组信号值(6),其中,属于每个探测器元件组的有沿着所述第一方向(A)的至少两个探测器元件(3),
-图像计算单元(27),用于计算X射线辐射相位值的空间分辨的图像,其中,所述图像计算单元从分别至少三个组信号值(6)中计算出X射线辐射相位值,
-编组部,其基于如下条件中的至少一个来确定属于一个探测器元件组的探测器元件(3):两个相邻探测器元件间隔和X射线信号的局部周期的比率、所述图像的图像分辨率、信号强度、用于建立所述图像的持续时间。
2.根据权利要求1所述的X射线探测器,其中,所述X射线探测器(1)包括相位光栅(23),该相位光栅布置在所述探测器平面(7)之前在X射线辐射的光路中并且具有沿着所述第一方向的周期。
3.根据权利要求2所述的X射线探测器,其中,所述组合元件(24)将探测器元件组的探测器元件(3)的信号值组合,这些探测器元件是基于至少一个条件:所述相位光栅(23)的光栅周期(23a)来编组的。
4.根据权利要求2或3所述的X射线探测器,其中,所述组合元件(24)将探测器元件组的探测器元件(3)的信号值组合,这些探测器元件具有与所述相位光栅(23)的光栅周期(23a)的一半相等的间隔。
5.根据权利要求1、2或3所述的X射线探测器,其中,所述图像计算单元(27)为了计算所述X射线辐射相位值而将所述至少三个组信号值(6)与彼此间的相对间隔相关联,并且计算通过所述X射线辐射相位值描述的三角函数,该三角函数描述了所述组信号值与所述相对间隔的函数关系并且由此描述了所述X射线辐射相位值。
6.根据权利要求1、2或3所述的X射线探测器,其中,所述图像计算单元(27)将所述空间分辨的图像计算为使得其具有沿着所述第一方向(A)的、比所述第一空间分辨率低的图像分辨率。
7.根据权利要求1、2或3所述的X射线探测器,其中,所述组合元件将探测器元件组的探测器元件(3)的信号值组合,其中,将该探测器元件组沿着所述第一方向(A)的两个彼此最接近的探测器元件(3)的间隔限定为探测器元件评估间隔(8),所述探测器元件评估间隔(8)等于所述X射线信号的局部周期(4c)的整数多倍。
8.根据权利要求7所述的X射线探测器,其中,所述探测器元件评估间隔大于所述第一空间分辨率。
9.根据权利要求1所述的X射线探测器,其中,沿着所述第一方向的两个相邻探测器元件(3)的间隔等于所述X射线信号的局部周期(4c)的整的分数倍。
10.根据权利要求7所述的X射线探测器,其中,所述探测器元件评估间隔(8)等于所述X射线信号的局部周期(24c)。
11.根据权利要求1、2或3所述的X射线探测器,其中,所述组合元件(24)将探测器元件(3)的信号值组合为使得相邻的探测器元件(3)属于不同的探测器元件组。
12.根据权利要求1、2或3所述的X射线探测器,其中,所述组合元件(24)将探测器元件(3)的信号值求和。
13.根据权利要求1、2或3所述的X射线探测器,其中,所述组合元件(24)仅将沿着所述第一方向(A)布置的探测器元件(3)的信号值组合。
14.根据权利要求1、2或3所述的X射线探测器,其中,所述第一空间分辨率高于所述第二空间分辨率。
15.根据权利要求1、2或3所述的X射线探测器,其中,所述第一空间分辨率能够分辨至10μm的特征。
16.根据权利要求1、2或3所述的X射线探测器,其中,通过所述图像计算单元从单个测量中计算出所述X射线辐射相位值的空间分辨的图像。
17.根据权利要求1、2或3所述的X射线探测器,其中,所述X射线探测器(1)是CCD或CMOS探测器,并且其中,所述探测器元件(3)是该CCD或CMOS探测器的像素。
18.根据权利要求2或3所述的X射线探测器,其中,所述相位光栅的周期是根据所述第一空间分辨率分辨的特征的至少6倍。
19.一种用于操作基于光栅的相位对比X射线设备和用于评估属于X射线信号的、来自X射线探测器(1)的成面地布置在探测器平面中的探测器元件(3)的信号值的方法,该方法包括如下步骤:
-采集(1102,1208)每个探测器元件中的信号值,
-将分别属于至少两个探测器元件组之一的探测器元件的信号值组合(1103,1209)成组信号值,其中,所述探测器元件组沿着所述X射线信号的、限定了第一方向(A)的局部周期布置,使得属于每个组的有至少两个探测器元件(3),其中,探测器元件组的最接近的探测器元件(3)的间隔限定探测器元件评估间隔(8),其大于在所述第一方向(A)上的相邻探测器元件的间隔,
-计算(1104,1210)X射线辐射相位值的图像,其中,从至少三个组信号值中计算出X射线辐射相位值,
-基于如下条件中的至少一个来确定属于一个探测器元件组的探测器元件(3):两个相邻探测器元件间隔和X射线信号的局部周期的比率、所述图像的图像分辨率、信号强度、用于建立所述图像的持续时间。
20.根据权利要求19所述的方法,其中,为了计算X射线辐射相位值而将所述至少三个组信号值(6)与彼此间的相对间隔关联,并且计算通过所述X射线辐射相位值来描述的三角函数,该三角函数描述了所述组信号值(6)与所述相对间隔的函数关系和由此描述了所述X射线辐射相位值。
21.根据权利要求19或20所述的方法,其还包括如下步骤:
基于所述X射线信号的局部周期(4c)规定所述探测器元件评估间隔(8)。
22.根据权利要求19或20所述的方法,其还包括如下步骤:规定(1203)属于一组的探测器元件。
23.根据权利要求19或20所述的方法,其中,所述探测器元件评估间隔(8)等于所述X射线信号的局部周期。
24.根据权利要求19或20所述的方法,其中,根据所述信号值的求和而形成所述信号值的组合。
25.根据权利要求19或20所述的方法,其中,借助参考测量来规定所述探测器元件评估间隔(8)。
26.根据权利要求25所述的方法,其中,在所述参考测量中根据所述探测器元件评估间隔(8)将组信号值(6)最小化或最大化。
27.根据权利要求19或20所述的方法,其中,固定地预先给出所述探测器元件(3)与探测器元件组的从属性或者所述探测器元件评估间隔。
28.根据权利要求19或20所述的方法,其中,根据如下条件中的至少一个来规定属于一组的探测器元件的数目:布置在所述探测器之前在X射线辐射的光路中的相位光栅(23)的光栅周期(23a)、所述探测器平面(7)的相位光栅(23)的间隔。
29.一种用于操作具有X射线探测器(1)的X射线设备的方法,该X射线探测器成面地布置在探测器平面(7)中并且包含被编组的探测器元件(3),该方法包括:
-第一操作模式,用于根据权利要求20至28所述的方法来操作所述X射线设备,所述X射线设备为基于光栅的相位对比X射线设备,
-第二操作模式,用于操作作为吸收X射线设备的X射线设备。
30.根据权利要求29所述的方法,其中,所述第二操作模式包括如下步骤:
-采集每个探测器元件中的信号值,
-将所述探测器平面中沿着第一方向彼此相邻并且被编组的探测器元件的信号值组合成组信号值,
-计算X射线辐射吸收值的空间分辨的图像,其中,从每个组信号值中计算出X射线辐射吸收值。
31.根据权利要求30所述的方法,其中,基于如下条件中的任一个来规定被组合的信号值的数目:所述空间分辨的图像的图像分辨率、所述X射线信号的幅度、用于建立所述图像的持续时间。
32.根据权利要求30所述的方法,其中,所述图像的图像分辨率小于在所述第一方向上的探测器的空间分辨率。
33.根据权利要求29或30所述的方法,其还包括:编组步骤(1203),用于将所述探测器元件编组,以便稍后根据第一或第二操作模式来进行组合。
34.根据权利要求33所述的方法,其中,所述编组步骤(1203)为了将所述探测器元件根据第一操作模式编组而根据以下参数中的至少一个确定所述X射线信号的局部周期:布置在X射线辐射源(20)与探测器平面(7)之间在X射线辐射的光路中的相位光栅(23)的周期(23a)、所述相位光栅(23)与所述探测器平面(7)的间隔、信号值在参考测量中的最大化、信号值在参考测量中的最小化。
CN201280043563.8A 2011-09-16 2012-09-03 基于光栅的相位对比x射线设备的x射线探测器和用于操作基于光栅的相位对比x射线设备的方法 Expired - Fee Related CN103814291B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102011082878.8 2011-09-16
DE102011082878A DE102011082878A1 (de) 2011-09-16 2011-09-16 Röntgendetektor einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung und Verfahren zum Betreiben einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung
PCT/EP2012/067108 WO2013037656A1 (de) 2011-09-16 2012-09-03 Röntgendetektor einer gitterbasierten phasenkontrast-röntgenvorrichtung und verfahren zum betreiben einer gitterbasierten phasenkontrast-röntgenvorrichtung

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN103814291A CN103814291A (zh) 2014-05-21
CN103814291B true CN103814291B (zh) 2016-11-23

Family

ID=46968164

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201280043563.8A Expired - Fee Related CN103814291B (zh) 2011-09-16 2012-09-03 基于光栅的相位对比x射线设备的x射线探测器和用于操作基于光栅的相位对比x射线设备的方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9402594B2 (zh)
CN (1) CN103814291B (zh)
DE (1) DE102011082878A1 (zh)
WO (1) WO2013037656A1 (zh)

Families Citing this family (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9818182B2 (en) * 2012-06-20 2017-11-14 Hitachi, Ltd. X-ray CT device
US9700267B2 (en) 2012-12-21 2017-07-11 Carestream Health, Inc. Method and apparatus for fabrication and tuning of grating-based differential phase contrast imaging system
US9357975B2 (en) 2013-12-30 2016-06-07 Carestream Health, Inc. Large FOV phase contrast imaging based on detuned configuration including acquisition and reconstruction techniques
US10578563B2 (en) 2012-12-21 2020-03-03 Carestream Health, Inc. Phase contrast imaging computed tomography scanner
DE102012224258A1 (de) 2012-12-21 2014-06-26 Siemens Aktiengesellschaft Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts mit Phase-Stepping sowie angiographisches Untersuchungsverfahren
US9001967B2 (en) * 2012-12-28 2015-04-07 Carestream Health, Inc. Spectral grating-based differential phase contrast system for medical radiographic imaging
US9907524B2 (en) 2012-12-21 2018-03-06 Carestream Health, Inc. Material decomposition technique using x-ray phase contrast imaging system
US9724063B2 (en) 2012-12-21 2017-08-08 Carestream Health, Inc. Surrogate phantom for differential phase contrast imaging
US9494534B2 (en) 2012-12-21 2016-11-15 Carestream Health, Inc. Material differentiation with phase contrast imaging
US10096098B2 (en) 2013-12-30 2018-10-09 Carestream Health, Inc. Phase retrieval from differential phase contrast imaging
DE102013221818A1 (de) * 2013-10-28 2015-04-30 Siemens Aktiengesellschaft Bildgebendes System und Verfahren zur Bildgebung
DE102014210223A1 (de) * 2014-05-28 2015-12-03 Siemens Aktiengesellschaft Röntgendetektorvorrichtung zum Gewinnen einer Phaseninformation für ein Phasenkontrastbild
US10559393B2 (en) 2015-07-21 2020-02-11 Koninklijke Philips N.V. X-ray detector for phase contrast and/or dark-field imaging
EP3447538A1 (en) * 2017-08-23 2019-02-27 Koninklijke Philips N.V. X-ray detection
JP7020169B2 (ja) * 2018-02-23 2022-02-16 コニカミノルタ株式会社 X線撮影システム
WO2021046458A1 (en) * 2019-09-06 2021-03-11 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Single shot analyzer grating for differential phase contrast x-ray imaging and computed tomography
US11389124B2 (en) 2020-02-12 2022-07-19 General Electric Company X-ray phase contrast detector

Family Cites Families (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19635592B4 (de) 1996-09-02 2004-02-05 Siemens Ag Verfahren zum Betrieb einer medizinischen Röntgeneinrichtung und medizinische Röntgeneinrichtung
US5812629A (en) * 1997-04-30 1998-09-22 Clauser; John F. Ultrahigh resolution interferometric x-ray imaging
US6389096B1 (en) * 2000-11-22 2002-05-14 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for providing additional computed tomography imaging modes
JP4172753B2 (ja) * 2002-04-03 2008-10-29 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 X線画像撮影装置
US6826255B2 (en) 2003-03-26 2004-11-30 General Electric Company X-ray inspection system and method of operating
DE102006015356B4 (de) * 2006-02-01 2016-09-22 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen mit einem Röntgen-System
DE102006037254B4 (de) * 2006-02-01 2017-08-03 Paul Scherer Institut Fokus-Detektor-Anordnung zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen mit röntgenoptischen Gittern, sowie Röntgen-System, Röntgen-C-Bogen-System und Röntgen-Computer-Tomographie-System
DE102006017290B4 (de) * 2006-02-01 2017-06-22 Siemens Healthcare Gmbh Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur, Röntgen-System und Verfahren zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
DE102006037255A1 (de) * 2006-02-01 2007-08-02 Siemens Ag Fokus-Detektor-Anordnung einer Röntgenapparatur zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen
DE102006015358B4 (de) * 2006-02-01 2019-08-22 Paul Scherer Institut Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen, zugehöriges Röntgen-System sowie Speichermedium und Verfahren zur Erzeugung tomographischer Aufnahmen
DE102006037281A1 (de) * 2006-02-01 2007-08-09 Siemens Ag Röntgenoptisches Durchstrahlungsgitter einer Fokus-Detektor-Anordnung einer Röntgenapparatur zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen von einem Untersuchungsobjekt
DE102006017291B4 (de) * 2006-02-01 2017-05-24 Paul Scherer Institut Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen, Röntgensystem mit einem solchen Fokus/Detektor-System sowie zugehöriges Speichermedium und Verfahren
DE102006046034A1 (de) * 2006-02-01 2007-08-16 Siemens Ag Röntgen-CT-System zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen
DE102006063048B3 (de) 2006-02-01 2018-03-29 Siemens Healthcare Gmbh Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
EP1879020A1 (en) 2006-07-12 2008-01-16 Paul Scherrer Institut X-ray interferometer for phase contrast imaging
DE602007001315D1 (de) * 2006-08-22 2009-07-30 Konica Minolta Med & Graphic Röntgenbildverarbeitungssystem
EP2073040A2 (en) * 2007-10-31 2009-06-24 FUJIFILM Corporation Radiation image detector and phase contrast radiation imaging apparatus
CN101960296B (zh) * 2007-12-27 2012-12-12 欧姆龙株式会社 X射线检查装置及x射线检查方法
CN101952900B (zh) 2008-02-14 2013-10-23 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于相位对比成像的x射线探测器
EP2168488B1 (de) * 2008-09-30 2013-02-13 Siemens Aktiengesellschaft Röntgen-CT-System zur Röntgen-Phasenkontrast-und/oder Röntgen-Dunkelfeld-Bildgebung
CN101413905B (zh) * 2008-10-10 2011-03-16 深圳大学 X射线微分干涉相衬成像***
JP2010236986A (ja) * 2009-03-31 2010-10-21 Fujifilm Corp 放射線位相画像撮影装置
WO2011070493A1 (en) * 2009-12-10 2011-06-16 Koninklijke Philips Electronics N.V. Apparatus for phase-contrast imaging comprising a displaceable x-ray detector element and method
JP2011224329A (ja) 2010-03-30 2011-11-10 Fujifilm Corp 放射線撮影システム及び方法
JP2012090944A (ja) * 2010-03-30 2012-05-17 Fujifilm Corp 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
WO2012144317A1 (ja) * 2011-04-20 2012-10-26 富士フイルム株式会社 放射線撮影装置及び画像処理方法

Also Published As

Publication number Publication date
US20140341347A1 (en) 2014-11-20
US9402594B2 (en) 2016-08-02
WO2013037656A1 (de) 2013-03-21
CN103814291A (zh) 2014-05-21
DE102011082878A1 (de) 2013-03-21

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN103814291B (zh) 基于光栅的相位对比x射线设备的x射线探测器和用于操作基于光栅的相位对比x射线设备的方法
CN103918005B (zh) 具有能量敏感探测的差分相位对比成像
CN101952900B (zh) 用于相位对比成像的x射线探测器
CN101011252B (zh) 用于产生相位对比照片的x射线设备的焦点/检测器***
CN101416073B (zh) 用于重建图像的双能量衰减数据的信噪比的动态优化
US9105369B2 (en) Differential phase-contrast imaging with improved sampling
CN1880949B (zh) 计算吸收物质加权系数和改善图像对比度-噪声比的方法
US8005185B2 (en) Method to determine phase and/or amplitude between interfering, adjacent x-ray beams in a detector pixel in a talbot interferometer
CN105939667B (zh) 用于生成谱计算机断层摄影投影数据的***
US20160163072A1 (en) Monochromatic attenuation contrast image generation by using phase contrast ct
CN102802529A (zh) 用于微分相衬成像的校正方法
JP2007203063A (ja) X線装置の焦点‐検出器システム
CN103648388A (zh) 相位对比度成像设备
CN101873828A (zh) 用于x射线相位对比成像的探测装置
US10660595B2 (en) Apparatus for x-ray imaging an object
CN110072459A (zh) 用于自校准的自校准ct检测器、***和方法
CN104427938A (zh) 用于产生相位对比显示的方法和x射线***
EP3169239B1 (en) Phase contrast imaging x-ray device provided with at least one movable grating
US11234663B2 (en) Apparatus for generating multi energy data from phase contrast imaging data
EP3865865B1 (en) X-ray phase-contrast detector
CN111089869B (zh) 多能探测器x射线相衬成像方法及***、储存介质及设备
CN1589743A (zh) 在计算机断层造影中定位造成测量***误差干扰物的方法
US11860319B2 (en) High-resolution detector having a reduced number of pixels
Cacak et al. Performance evaluation of a fourth-generation computed tomography (CT) scanner
Speidel et al. Frame-by-frame 3D catheter tracking methods for an inverse geometry cardiac interventional system

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20161123

Termination date: 20190903

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee