CN107850680B - 用于相位对比和/或暗场成像的x射线探测器 - Google Patents

用于相位对比和/或暗场成像的x射线探测器 Download PDF

Info

Publication number
CN107850680B
CN107850680B CN201680042519.3A CN201680042519A CN107850680B CN 107850680 B CN107850680 B CN 107850680B CN 201680042519 A CN201680042519 A CN 201680042519A CN 107850680 B CN107850680 B CN 107850680B
Authority
CN
China
Prior art keywords
phase
layer
scintillator
detector
ray
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
CN201680042519.3A
Other languages
English (en)
Other versions
CN107850680A (zh
Inventor
R·普罗克绍
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.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips NV
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 Koninklijke Philips NV filed Critical Koninklijke Philips NV
Publication of CN107850680A publication Critical patent/CN107850680A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN107850680B publication Critical patent/CN107850680B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K1/00—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
    • G21K1/06—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diffraction, refraction or reflection, e.g. monochromators
    • G21K1/067—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diffraction, refraction or reflection, e.g. monochromators using surface reflection, e.g. grazing incidence mirrors, gratings
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating 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
    • G01N23/02—Investigating 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
    • G01N23/04—Investigating 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
    • G01N23/041—Phase-contrast imaging, e.g. using grating interferometers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4225—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using image intensifiers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/484—Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20181—Stacked detectors, e.g. for measuring energy and positional information
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20183—Arrangements for preventing or correcting crosstalk, e.g. optical or electrical arrangements for correcting crosstalk
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20184—Detector read-out circuitry, e.g. for clearing of traps, compensating for traps or compensating for direct hits
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T7/00—Details of radiation-measuring instruments
    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K2207/00—Particular details of imaging devices or methods using ionizing electromagnetic radiation such as X-rays or gamma rays
    • G21K2207/005—Methods and devices obtaining contrast from non-absorbing interaction of the radiation with matter, e.g. phase contrast

Landscapes

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

Abstract

本发明涉及X射线成像。为了减少X射线图像采集期间的X射线剂量曝光，提供了适于相位对比和/或暗场成像的X射线探测器。所述X射线探测器包括闪烁体层(12)和光电二极管层(14)。闪烁体层被配置为将由相位光栅结构(18)调制的入射X射线辐射(16)转换为要由光电二极管层探测的光。闪烁体层包括周期性地布置有间距(22)的闪烁体通道(20)的阵列以形成分析器光栅结构。闪烁体层和光电二极管层形成包括像素(26)的矩阵的第一探测器层(24)。每个像素包括光电二极管(28)的阵列，每个光电二极管形成子像素(30)。操作期间邻近子像素接收具有相互移位的相位的信号。在操作期间接收具有相互相同的相位的信号的子像素形成每像素的相位组。在操作期间由每像素的相同相位组内的子像素接收的信号被组合以提供一个相位组信号(32)。在一个图像采集中获得操作期间的不同相位组的相位组信号。在范例中，通过将校正因子c应用于由相位光栅结构创建的周期性干涉图样(35)的条纹周期(P条纹)来使闪烁体通道的间距失谐，其中，0<c<2。

Description

用于相位对比和/或暗场成像的X射线探测器
技术领域
本发明涉及X射线成像领域，更具体地涉及用于相位对比和/或暗场成像的X射线探测器、干涉仪、X射线成像***和方法。此外，本发明涉及计算机程序单元以及计算机可读介质。
背景技术
X射线成像被应用在各种技术领域中以便获得关于对象的感兴趣区域内的内部结构的信息。例如，使用医用X射线成像设备来获得关于患者身体内的内部结构的信息。已经开发出相位对比成像(例如使用干涉仪)，以提供更高的对比，尤其是在软组织和其他低吸收材料中。同时，干涉仪也可以产生暗场信号，所述暗场信号与从小于探测器的空间分辨率的结构的小角度散射有关。相位信息可以使用相位步进方法来采集，这可能需要多次曝光。例如，US2014/0177795A1描述了用于采集相位信息的电子相位步进方法。
发明内容
在X射线图像采集期间可能需要减少X射线剂量曝光。
本发明的目的由独立权利要求的主题来解决，其中，另外的实施例被并入在从属权利要求中。应该注意，本发明的以下描述的方面也适于X射线探测器、干涉仪、X射线***、方法、计算机程序单元以及计算机可读介质。
根据本发明的第一方面，提供了用于相位对比成像和/或暗场成像的X射线探测器。该X射线探测器包括闪烁体层和光电二极管层。闪烁体层被配置为将由相位光栅结构调制的入射X射线辐射转换为要由光电二极管层探测的光。闪烁体层包括周期性地布置有间距的闪烁体通道的阵列以形成分析器光栅结构。闪烁体层和光电二极管层形成包括像素的矩阵的第一探测器层，并且每个像素包括光电二极管的阵列，每个光电二极管形成子像素。操作期间邻近子像素接收具有相互移位的相位的信号。在操作期间接收具有相互相同的相位的信号的子像素形成每像素的相位组。在操作期间由每像素的相同相位组内的子像素接收的信号被组合以提供一个相位组信号。在一个图像采集中获得操作期间不同相位组的相位组信号。通过将校正因子c应用于由相位光栅结构创建的周期性干涉图样的条纹周期来使闪烁体通道的间距失谐，其中，0<c<2。
有利地，相位步进能够不再需要，因为在一个采集中测量所需的相位偏移。因此，不需要相位光栅结构和分析器光栅相对于彼此的机械或数字移位。这也能够增加X射线图像采集的速度。此外，由于相位对比信号在一个图像采集中被提取，并且与常规吸收体光栅相比在分析仪光栅结构中丢弃较少的X射线，因此剂量曝光可以被减少而不牺牲图像质量。此外，闪烁体通道的阵列形式的分析仪光栅结构和X射线探测器的功能被组合到一个单元中。与常规吸收体光栅相比，闪烁体通道还可以具有用于入射X射线的更小的孔径，从而增加了作为图像采集的质量的量度的可见性。此外，由于减少了光电二极管通道和读出的数量，通过将由子像素接收的信号组合成有限数量的相位组，也可以简化X射线探测器的设计和布局。
也被称为“超像素”的术语“像素”可以例如涉及常规像素，其可以例如具有1mm的直径。其可以被构造为例如1μm的1000个子像素。
与闪烁体通道有关的术语“间距”也可以被称为通道间距。
术语“子像素”也可以被称为光电二极管子像素，因为其由光电二极管定义。子像素可具有子像素间距，所述子像素间距可与闪烁体通道的间距相同或不同。
例如，子像素间距大于闪烁体通道的间距。
在备选实例中，提供了一种用于相位对比成像和/或暗场成像的X射线探测器，其包括闪烁体层和光电二极管层。闪烁体层被配置为将由相位光栅结构调制的入射X射线辐射转换为要由光电二极管层探测的光。闪烁体层包括周期性地布置有间距的闪烁体通道的阵列以形成分析器光栅结构；闪烁体层和光电二极管层形成包括像素的矩阵的第一探测器层。每个像素包括光电二极管的阵列，每个光电二极管形成子像素。操作期间邻近子像素接收具有相互移位的相位的信号。在操作期间接收具有相互相同的相位的信号的子像素形成每像素的相位组。在操作期间由每像素的相同相位组内的子像素接收的信号被组合以提供一个相位组信号。在一个图像采集中获得操作期间的不同相位组的相位组信号。此外，探测器包括被提供在第一探测器层的一个表面上的第二探测器层。一个表面垂直于第一探测器层的闪烁体通道的取向。第二探测器层包括具有与第一探测器层的闪烁体通道具有相同的间距的周期性布置的闪烁体通道的阵列的闪烁体层；以及光电二极管层。第二探测器层的每个闪烁体通道被布置为在表面方向上以间距的一半相对于第一探测器层的邻近闪烁体通道发生位移。
在选项中，这也结合通过将校正因子c应用于由相位光栅结构创建的周期性干涉图样的条纹周期而失谐的闪烁体通道的间距来提供，其中，0<c<2。
根据本发明的第二方面，提供了一种用于相位对比和/或暗场X射线成像的干涉仪。干涉仪包括相位光栅结构和根据上述和下面所述的范例之一的X射线探测器。相位光栅结构和X射线探测器被布置在光路径中，使得相位光栅结构和X射线探测器的闪烁体层形成用于将X射线辐射相关的干涉仪布置。
干涉仪也可以被称为光栅干涉仪。与常规基于衰减的成像相比，基于光栅干涉仪的X射线相位对比成像可以提供优异的对比度，特别是在软组织中。光栅干涉仪也可以用于提供可以例如在生物医学和材料科学应用中示出细节的暗场图像。
根据本发明的第三方面，提供了一种X射线成像***。所述X射线成像***包括X射线源和根据上述和下文描述的范例之一的干涉仪。X射线源被配置为将X射线辐射应用于能定位在光路径中的感兴趣对象，以由干涉仪的X射线探测器探测。
在范例中，X射线源是具有单色和几乎平行射束的高亮同步加速辐射源。
在另一个范例中，X射线源是具有额外的源光栅的常规低亮度X射线管。
根据本发明的另外的第四方面，提供了一种用于相位对比和/或暗场X射线成像的方法。所述方法包括以下步骤：
a)生成由相位光栅结构调制的X射线辐射以检查感兴趣对象；以及
b)通过X射线探测器的闪烁体层将调制的X射线辐射转换为光并且通过X射线探测器的光电二极管层探测光。
在步骤b)中，闪烁体层包括具有间距的周期性布置的闪烁体通道的阵列以形成分析器光栅结构。闪烁体层和光电二极管层形成包括像素的矩阵的第一探测器层。每个像素包括光电二极管的阵列，每个光电二极管形成子像素。操作期间邻近子像素接收具有相互移位的相位的信号。在操作期间接收具有相互相同的相位的信号的子像素形成每像素的相位组。由每像素的相同相位组内的子像素接收的信号被组合以提供一个相位组信号。在一个图像采集中获得不同相位组的相位组信号。通过将校正因子c应用于由相位光栅结构创建的周期性干涉图样的条纹周期，使闪烁体通道的间距失谐，其中，0<c<2。
根据本发明的第五方面，提供了一种用于控制根据上述和下述实施例中的一个的设备的计算机程序单元，所述计算机程序单元在由处理单元运行时适于执行本发明的方法。
根据本发明的第六方面，提供了一种存储有程序单元的计算机可读介质。
根据本发明的示范性实施例，每像素的相同相位组内的子像素彼此电连接，以将由相同相位组内的子像素接收的信号组合为一个相位组信号。每个像素还包括读出电子器件，所述读出电子器件被配置为在一个图像采集中接收不同相位组的相位组信号。
相同相位组内的信号的组合可以大大减少每像素的光电二极管通道和读出的数量。例如，如果像素包括1000个子像素，则当存在每像素的五个相位组时，相同相位组内的信号的组合将读出信号的数量从1000减少到5。因此，需要较少的光电二极管通道和读出，这可以简化读出电子器件的设计和布局。
在电连接的范例中，例如通过永久电连接方案，每像素的相同相位组内的子像素永久连接。
以这种方式，电连接在生产过程中被确定。
在电连接的另外的范例中，每像素的相同相位组内的子像素可切换地连接。
以这种方式，用户可以通过改变子像素之间的电连接来配置X射线探测器。
根据本发明的示范性实施例，光电二极管形成子像素的连续或几乎连续的光敏层。
以这种方式，采集连续(没有或几乎没有间隔)的X射线图像。
术语“连续”可以涉及在其间没有X射线不敏感间隙的子像素或光电二极管的连续延伸。术语“连续”也可以涉及在其间具有X射线不敏感间隙的子像素的连续扩展。例如，由于生产的限制，在光电二极管之间可能存在小的X射线不敏感间隙。
根据本发明的示范性实施例，不同相位组的相位组信号覆盖由相位光栅结构调制的X射线辐射的波前的完整相位。
以这种方式，相位组信号表示完整相位的不同相对相位。换言之，该技术综合了相位步进过程，但是避免了相位步进，并且因此避免了与机械相位步进方法的机械移动相关联的延迟以及与电子相位步进方法的电子切换相关联的延迟。
术语“完整相位”是指2π的相位。
根据本发明的示范性实施例，在操作期间每像素的相位组信号被读出为读出信号。
换言之，每像素的全部相位组信号被读出为读出信号。例如，像素被构建为例如1000个子像素，并且每第五子像素可以被电连接，从而形成相位组信号。每像素仅生成四个读出信号。因此，可以减少光电二极管通道和读出的数量。
根据本发明的示范性实施例，当存在每像素的偶数个相位组信号时，每像素的全部相位组信号的总和以及在操作期间具有π的相互相移的每像素的相位组信号的对的差异被读出为读出信号。
结果，读出信号的数量可以进一步减少。当存在每像素的N个(N是偶数)相位组信号时，每像素的读出信号的数量可以从N进一步减少到(N/2+1)。例如，如果存在每像素的四个相位组信号，则每像素的读出信号的数量可以减少到3。对于每像素的八个相位组信号，每像素的读出信号的数量可以减少到5。
利用校正因子，干涉仪被设计为使得分析器光栅结构(即闪烁体层)的间距以受控的方式失谐。这可以用于生成引起邻近闪烁体通道之间的(小)相移的条纹图样。利用光电二极管矩阵，能够将与闪烁体通道具有相同的偏移的信号组合起来，并且读出不同的相位参考，从而避免了相位步进的需要。
周期干涉图样可以由相位光栅结构生成，例如，当用平面或球面波照射时。条纹周期是闪烁体层的探测表面上的条纹的周期性。条纹周期可以被称为p条纹。因此，间距可以被定义为c*p条纹。c可以是例如0.75、0.825、1、1.125、1.25等。
在校正因子是1，即闪烁体通道的间距与条纹周期相同的情况下，子像素(即，光电二极管)可以具有子像素间距，所述子像素间距被配置为在邻近子像素之间引入相互移位的相位。例如，子像素间距可以是1.25*p条纹，这在邻近子像素之间引入π/2的相位偏移。当然，子像素间距可以具有其他值，例如，1.1*p条纹、1.125*p条纹等。
在校正因子不同于1，例如c＝1.25(即，间距＝1.25*p条纹)的情况下，邻近闪烁体通道具有π/2的相位偏移。每个子像素，即光电二极管，可以被分配给相应的闪烁体通道。换言之，子像素具有与间距相同的子像素间距-即子像素间距＝1.25*p条纹。以这种方式，邻近子像素被配置为接收具有π/2的相位偏移的信号。
根据本发明的示范性实施例，X射线探测器还包括被提供在第一探测器层的一个表面上的第二探测器层，所述一个表面垂直于第一探测器层的闪烁体通道的取向。第二探测器层包括：具有与第一探测器层的闪烁体通道具有相同的间距周期性布置的闪烁体通道的阵列的闪烁体层；以及光电二极管层。第二探测器层的每个闪烁体通道被布置为在表面方向上以间距的一半相对于第一探测器层的邻近闪烁体通道发生位移。
以这种方式，第二探测器层的闪烁体通道可以捕获穿过第一探测器层的邻近闪烁体通道之间的X射线不敏感间隙的X射线，反之亦然。结果，可以增强剂量效率和可视性。
具有第二探测器层的X射线探测器也可以被称为双层X射线探测器。
根据本发明的示范性实施例，X射线探测器还包括被提供在两个邻近闪烁体通道之间的光屏蔽元件，使得所述两个邻近闪烁体通道之间的光学串扰减小。
闪烁体通道之间的光屏蔽元件提供反射以及对光学串扰的保护，这确保更好的光输出和改进的通道到通道一致性。
根据本发明的示范性实施例，X射线成像***是医学成像***、检查成像***或工业成像***。
X射线成像***在医学(例如***组织中的一些肿瘤)和其他领域(例如安全扫描中的低吸收性威胁对象的探测、复合材料中的分层等)两者中有许多应用。由于相位步进不是必要的，因此可以缩短X射线检查的持续时间，并且可以改进剂量效用。
根据本发明的方面，提供了用于相位对比和/或暗场X射线成像的X射线探测器。X射线探测器将闪烁体通道和探测的阵列形式的常规干涉仪的吸收体光栅替换为一个单元。X射线探测器包括光电二极管矩阵，每个光电二极管定义常规探测器像素的子像素。在操作期间，接收相同相位的信号的子像素被组合以提供一个相位组信号。相位组信号是在一个图像采集中获得的。可以不再需要相位步进，因为不同相位组的组合信号表示不同的相对相位。吸收体光栅的缺少与常规设计相比可以改进剂量效用，并且还改进了X射线图像采集的速度。
参考下文描述的实施例，本发明的这些和其他方面将变得显而易见并得到阐述。
附图说明
下面将参考以下附图来描述本发明的示范性实施例：
图1示出了X射线探测器的范例。
图2示出了干涉仪的范例。
图3a和3b示出了X射线探测器的两个另外的范例。
图4a示出用在解释常规相位步进方法的理论和操作中的采样图样的范例。
图4b示出了用在解释根据本发明的范例的X射线探测器的理论和操作中的采样图样的范例。
图5示出了X射线成像***的范例。
图6示出了用于相位对比和/或暗场X射线成像的方法的方法步骤的范例。
具体实施方式
本技术通常涉及诸如***摄影成像技术的成像技术以生成用于医学和非医学应用的有用图像。如本领域普通技术人员将意识到的，本技术可以应用于各种医学和非医学应用，例如乘客和/或行李筛查，以提供有用的二维或三维数据和背景。然而，为了便于解释本技术，将在本文中一般地讨论医学实施方式，但是应当理解，非医学实施方式也在本技术的范围内。
图1示出了根据本发明的实施例的X射线探测器10。X射线探测器10包括闪烁体层12和光电二极管层14。闪烁体层12被配置为将由相位光栅结构18(图2所示)调制的入射X射线辐射16转换成光19以由光电二极管层14探测。闪烁体层12包括周期性地布置有间距22的闪烁体通道20的阵列(图示为网格状结构)以形成分析器光栅结构。闪烁体层12和光电二极管层14形成包括像素26的矩阵的第一探测器层24。每个像素26包括光电二极管28的阵列，每个光电二极管形成子像素30。为了简单起见，在图1中仅图示一个像素26，利用正方形的阵列指示多个子像素30。
操作期间的邻近子像素30接收具有相互移位的相位的信号。在操作期间接收具有相互相同相位的信号的子像素30形成每像素的相位组。在操作期间由每像素的相同相位组内的子像素30接收的信号被组合以提供一个相位组信号32。在一次图像采集中获得操作期间的不同相位组的相位组信号32。
闪烁体层12将X射线转换为(可见)光。闪烁体层12也可以被称为微结构闪烁体层，因为闪烁体层12包括闪烁体通道20的阵列。
闪烁体通道20可以例如涉及结构化闪烁体材料中的微柱。微柱是平行的针状结构，其具有从250nm(纳米)至10μm(微米)的直径。它们数量为每平方厘米数百万，从而产生非常高分辨率成像性能。结构化的闪烁体材料可以例如通过真空蒸发来准备。任选地，可以将微柱蚀刻到硅中以便制造可以利用如掺杂铊的碘化铯的闪烁体材料填充的矩阵。当X射线进入这些通道时，它们被转换成光，这些光被微柱的侧壁反射，并且因此被包含在微柱内。
现在参考图2，图示了用于相位对比和/或暗场X射线成像的干涉仪34。干涉仪34包括根据上面和下面描述的实施例之一的相位光栅结构18和X射线探测器10。相位光栅结构18和X射线探测器10被布置在利用虚线指示的光路径36中，使得X射线探测器10的相位光栅结构18和闪烁体层12形成用于将X射线辐射相关的干涉仪布置。相位光栅结构18也可以称为相位光栅结构G1，并且闪烁体层12也可以称为分析器光栅结构G2。相位光栅结构18可以具有带有π相移线的p1的周期，其利用Talbot自成像效应(当没有感兴趣对象位于光路径36中时)在闪烁体层12的表面上创建具有条纹周期p条纹的线干涉图样35。干涉图样35的条纹周期p条纹通常为微米级并且比探测器空间分辨率小得多。
具有闪烁体通道20的阵列的闪烁体层12起到如分析器光栅结构的作用，所述分析器光栅结构例如用于确定与样本(例如，患者的部分)的差分相位和散射特性有关的干涉图样的横向位置和幅度。由闪烁体层12转换的光可以由光电二极管层14探测。
还应注意的是，在图2中，相位光栅结构18被示出为沿着x轴在一个维度上具有周期性，其由此在x方向上创建线干涉图样35。然而，应意识到，相位光栅结构18也可以在其他方向上具有周期性。例如，相位光栅结构18可以在垂直于x轴和光路径36的方向上具有周期性，这可以创建二维干涉图样。然而，为了便于解释本技术，将在本文中一般地讨论一维相位光栅结构，但是应该理解，二维相位光栅结构也在本技术的范围内。
返回参考图1，像素26(也被称为超像素)可以例如具有1mm的尺度。其可以被构造成例如1μm的1000个子像素(在图1中仅描绘了16个子像素)。
在操作期间，邻近子像素30接收具有相互移位的相位的信号。术语“相互移位的相位”是指相对于彼此移位的相位。应注意，本文使用的相互移位的相位是指信号彼此异相。具有n*2π(n是整数)的相位差的信号被认为是同相的，并且因此不具有相互偏移的相位。
在图1中，接收具有不同相位(即π/2的相互移位的相位)的信号的子像素30被标记有不同的灰度值或图样，而接收具有相同相位(即，同相)的信号的子像素30被标记有相同的灰度值或图样。
可以意识到用于实现邻近子像素30之间的相移的各种方法。
在一个范例中，光电二极管间距(即，子像素间距23)可以是条纹周期p条纹的1/n，其中，n是大于1的整数。邻近子像素之间的相互相移是2π/n。每第(n+1)个子像素30具有相同的相互移位的相位并且成为相同相位组的成员。图1示出了一个n＝4的范例。
在另一范例中，闪烁体通道20的间距22可以通过将校正因子c应用于由相位光栅结构18创建的周期性干涉图样的条纹周期p条纹来失谐，其中，0<c<2；即间距＝c*p条纹。“失谐”模式可适用于在邻近闪烁体通道之间具有X射线不敏感间隙的闪烁体层。例如，图3a和3b示出具有50％的占空比(其中X射线被探测的一个间距的百分比)的闪烁体层。以这种方式，邻近闪烁体通道被配置为接收具有相互移位的相位的信号。如上所述，闪烁体通道20可以是可控的，直径从250nm到10μm。由于闪烁体通道20的间距22被布置为偏离条纹周期(即，间距≠p条纹)，因此在邻近闪烁体通道20之间引入相移。因此可以将每个子像素30(即，光电二极管28)分配给相应的闪烁体通道20，使得在操作期间邻近子像素30接收具有由闪烁体通道20确定的相互移位的相位的信号。例如，校正因子c是1.25。换言之，闪烁体层12被设计成具有1.25*p条纹的间距22。邻近闪烁体通道20具有π/2的相位偏移。每五个闪烁体通道20将再次具有相同的相位。由于每个闪烁体通道20被分配有光电二极管28，即子像素30。每五个子像素30因此形成像素26的相位组。同样地，0.75的校正因子c也可以引入邻近闪烁体通道之间的π/2的相位偏移。当然，校正因子c也可以是0.875、1.1、1.125等等。
还要注意的是，闪烁体通道20的间距22以及如图1所示的子像素30的子像素间距23仅出于说明的目的。尽管闪烁体通道20被图示为具有与子像素30的子像素间距23相同的间距22，但是应当理解，间距22和子像素间距23也可以不同。例如，子间距23大于间距22。
在操作期间接收具有相互相同相位的信号的子像素30形成每像素的相位组。
如上所述，也称为同相的术语“相同相位”是指信号具有n*2π的相位差的情况，其中，n是整数。
相位组取决于子像素的阵列的子像素间距。例如，如果邻近子像素具有π/m的相位偏移，则每第(m+1)个子像素形成相位组。在正弦强度振荡的情况下，在一个干涉仪周期中允许提取相位的相位组的最小数量是三个。当然，邻近子像素可以具有更小的相位偏移以获得更好的结果。
为了获得相同相位组的相位组信号，每像素的相同相位组内的子像素可以彼此电连接，以将相同相位组内的子像素接收到的信号组合为一个相位组信号32。每个像素26还可以包括读出电子器件38，所述读出电子器件被配置为在一次图像采集中接收不同相位组的相位组信号32。
例如，在图1中，每第五个子像素30被配置为接收具有相同相位的信号。换言之，每第五个子像素30在像素26中形成相位组。相同相位组内的子像素30可以电连接(利用连接线指示)，并且可以组合接收到的信号，例如，通过执行信号的相加的读出电子器件38的子单元。电连接可以是永久的(通过永久的电连接方案固定)或可切换的。
不同相位组的相位组信号32能够在一次图像采集中或在一个成像步骤中获得。不同相位组的相位组信号32可以覆盖由相位光栅结构18调制的X射线辐射16的波前的完整相位。
相位组信号32还可以在读出电子器件38中被处理并被读出。
在范例中，操作期间的每像素的相位组信号32被读出为读出信号。换言之，每像素的全部相位组信号32被读出。例如，在图1中，四个相位组信号32被读出为四个读出信号。
在另外的范例中(未进一步示出)，当每像素存在偶数个相位组信号32时，全部相位组信号32的总和以及在操作期间具有相互相移π的每像素的每像素的相位组信号32的对的差异被读出为读出信号。
换言之，如果存在偶数个相位组信号32，则存在具有π的相互相移组信号32的对。全部相位组信号的读出可以通过读出全部相位组信号32的总和以及具有π的相互相移的相位组信号32的全部对的信号的差异来代替。
例如，当存在N(N是偶数)个相位组信号时，如果相位组信号是gi(i＝1、2、...、N)，并且任何对gi和gi+N/2的相互相移为π，则生成并读出以下信号：g1+g2+...gN、g1-g1+N/2、g2-g2+N/2、...、gN/2-gN。以这种方式，每像素的读出信号的数量从N减少到(N/2+1)。将相位组信号变换为读出信号所需的操作可以在能够是模拟或数字的读出电子器件中实施。在图1的范例中，每像素的读出信号的数量还可以减少到3。在另外的范例中，如果N是16，则每像素的读出信号的数量还可以减少到9。
如果从采集的相位组信号对平均强度、差分相位和调制深度的提取从每超级像素被生成并且被读出，则还可以减少读出信号的数量。
有利的是，与常规的吸收体光栅相比，使用微结构闪烁体层作为分析器光栅结构可以改进接收到的信号的可见性(干涉仪的采集质量的量度)。此外，将由子像素接收到的信号组合为有限数量的相位组(例如，图1中的四个相位组)可以减少光电二极管通道和读出的数量，从而简化了X射线探测器的设计和布局。由于覆盖X射线辐射的波前的完整相位的相位对比信号被提取而不需要实际的相位步进(这可能意味着多次曝光和低速度)，因此可以实现快速、低剂量和高灵敏度(相位对比)X射线成像。
此外，尽管在图1中仅图示了一个像素26和16个子像素30，但是光电二极管28可以形成子像素30的连续光敏层。
图3a和图3b示出了X射线探测器10的另外两个范例，其包括邻近闪烁体通道之间的X射线不敏感间隙。在图3a和3b中，这些间隙被图示为邻近闪烁体通道之间的间距。X射线不敏感间隙(或区)可以例如通过蚀刻工艺形成。穿过这些间隙的X射线不能转换为光。
在两者范例中，第二探测器层40被提供在第一探测器层24的一个表面上。该表面垂直于第一探测器层24的闪烁体通道20的取向。第二探测器层40包括闪烁体层42，其具有与第一探测器层24的闪烁体通道20具有相同间距的周期性布置的闪烁体通道44的阵列。闪烁体层还包括光电二极管层46。第二探测器层40的每个闪烁体通道44被布置为以间距的一半47相对于第一探测器层24的邻近闪烁体通道20在表面方向上发生位移。
术语“垂直”是指大约90°的角度，例如，包括+/-15°的偏差。
在图3a中所示的范例中，第一探测器层24和第二探测器层40以其光电二极管层14、46和闪烁体层12、42以堆叠的顺序排列，每个探测器层24、40具有关于进入的X射线辐射16的相同的取向。
在图3b所示的另外的范例中，第一探测器层24和第二探测器层40以其光电二极管层14、46背对背的堆叠布置被布置，第一探测器层24和第二探测器层40具有关于进入的X射线辐射16相反的取向。
以这种方式，穿过第一探测器层的邻近闪烁体通道之间的X射线不敏感间隙的X射线可以由第二探测器层的闪烁体通道探测或捕获，反之亦然。因此可以改进X射线剂量效应。
作为上述实施例的另外的选择，可以在两个邻近闪烁体通道20、44之间提供光屏蔽元件(未进一步示出)，使得所述两个邻近闪烁体通道之间的光学串扰减少。
光屏蔽元件可以是用于选择性地透射不同波长的光的光学滤波器，或者用于选择性地反射不同波长的光的光学反射器。可以选择光屏蔽元件来完全阻挡全部的光。光屏蔽元件可以被提供为栅格状或光栅状结构。光屏蔽元件可以被提供有最大为间距宽度的一半的宽度。在光屏蔽元件对X射线透明的情况下，通过间距或周期的一半的第二探测器层的位移，未受第一探测器层的闪烁体元件影响的X射线辐射的部分也用于图像数据探测。
图4a说明了用于解释常规相位步进方法的理论和操作的采样模式的范例，而图4b示出了用于解释根据本发明实施例的X射线探测器10的理论和操作的采样模式的范例。
在图4a和图4b中，水平轴表示x轴(任意单位)，纵轴表示强度(任意单位)。
常规的干涉仪在分析器光栅结构G2处生成X射线波图样，所述图样沿x的强度为：
Figure BDA0001552758780000132
需要提取以下三个成像参数：
-a是用于估计吸收的平均强度；
-v是干涉仪编码的调制深度，以用于估计暗场信号；并且
-
Figure BDA0001552758780000131
是差分相位。
现在只看一个探测器像素，由于***不能提供更高的空间分辨率作为探测器分辨率，因此三个参数被认为是在所考虑的像素上是恒定的。
探测器分辨率不足以采样高空间信号频率(例如，
Figure BDA0001552758780000141
)。常规的相位步进方法应用技巧来使用分析器光栅结构G2以2π/p条纹的定义明确的空间频率对波进行采样。在分析器光栅结构G2的后面，通过使用“较大”的探测器像素(例如1mm)来测量“梳状滤波的”波。像素在整个探测器像素上对梳状滤波的波进行求和。由于空间波频率与p条纹相匹配，因此获得相同相对相位处的波的若干点的总和。如果三个波形参数没有变化，则个体信号贡献应该是相同的，并且探测器平均没有负面影响。信号波是通过在定义明确的相位处的测量而获得的。为了获得三个成像参数，通过对分析器光栅结构G2(机械地或数字地)移位来重复在不同“梳状滤波器”位置处的这些测量。“大”探测器像素将这些信号集成在多次采集中。
常规相位步进方法的原理如图4a所说明。左列示出分析器光栅结构G2之前的(四次)波形。右列示出四个不同x偏移(即，不同相位组的信号)的梳状滤波的信号。“大”探测器像素将这些信号集成在四个采集中。
在图4b中图示了根据本发明的实施例的X射线探测器10的原理。如果使用高分辨率闪烁体和精细构造的光电二极管阵列，则使用光电二极管阵列的有效梳状结构对波模式进行采样。例如，如果光电二极管阵列的间距是p条纹/4，则获得如图4b所示的情况。在图4b中，每个光电二极管子像素采样一个条纹周期的四分之一。为了数据缩减，来自具有相互相同相位的每个像素的全部子像素的信号，即来自像素中的相同相位组内的子像素的信号被组合，例如，被求和。在图4b中，来自相同相位组的信号用相同的灰度指示。
与图4a说明的常规相位步进方法相比，相位步进可能不再需要，因为在一个采集中测量所需的相位偏移。此外，分析器光栅结构G2的功能被与X射线探测器组合为一个单元的微结构闪烁体层12代替。由于在结构化的闪烁体设计中X射线既不被阻挡也不被探测到，因此可以改进剂量效率。可见性也可以被改进，因为由探测器集成的相位间隔被减小。在图4a和图4b说明的两个范例中，常规设计通过对p条纹/2的间隔的整合来对波进行采样。在图4b给出的范例中，这减少到了p条纹/4的间隔。如果我们利用与矩形的卷积对有效梳状滤波进行建模，则对感兴趣的空间频率的频率响应从(sin(π/2))/(π/2)≈0.64改进到(sin(π/4))/(π/4)≈0.9，给出约40％更好的可见性。
图5示出了根据上述实施例之一的包括X射线源48和干涉仪的X射线成像***100。X射线源48被配置为将X射线辐射16应用到可定位在光路径36中的感兴趣对象50，以由干涉仪34的X射线探测器10探测到。
X射线源48可以是常规X射线管。可以引入源光栅结构G0(未进一步示出)以确保足够的空间相干性。源光栅结构G0将X射线源48分成许多相互不相干的线源，每个线源相长地(但是非相干地)添加到干涉图样。任选地，X射线源48可以是具有空间相干性的源，例如，具有单色和几乎平行射束的高亮同步辐射源。
与常规的相位步进方法不同，可以在一个图像采集中采集相位信息。换言之，可以移除(或至少减少)与常规相位步进技术相关联的两个主要缺点(低速和多次曝光)。
X射线成像***100可以是医学成像***、检查成像***或工业成像***。
术语“医学成像”是指用辐射(例如，由X射线源产生的X射线辐射)照射对象，并通过X射线探测器探测相应的衰减和/或相位信息。X射线射束的能量的部分在通过对象时被吸收。在感兴趣对象(即患者的部分)的相对侧，探测器或胶片捕获衰减和/或相位信息，从而得到医学或临床图像。
术语“检查成像***”也可以被称为安全成像***。例如，在行李装上飞机之前，机场安全行李扫描器使用X射线来针对安全威胁检查行李内部。边境管制卡车扫描器使用X射线检查卡车内部。
工业成像***可以用于通过使用短的X射线穿透各种材料的能力来探测材料的隐藏缺陷。
图6示出了用于相位对比和/或暗场X射线成像的方法200。所述方法包括以下步骤：
-在也被称为步骤a)的第一步骤202中，生成X射线辐射以检查感兴趣对象，所述X射线辐射由相位光栅结构调制。
-在也被称为步骤b)的第二步骤204中，经调制的X射线辐射通过X射线探测器的闪烁体层被转换成光，并且所述光由X射线探测器的光电二极管层探测。
在第二步骤204，即在步骤b)中，闪烁体层包括具有间距的周期性布置的闪烁体通道的阵列以形成分析器光栅结构。闪烁体层和光电二极管层形成包括像素的矩阵的第一探测器层。每个像素包括光电二极管的阵列，每个光电二极管形成子像素。操作期间邻近子像素接收具有相互移位的相位的信号。在操作期间接收具有相互相同的相位的信号的子像素形成每像素的相位组。由每像素的相同相位组内的子像素接收的信号被组合以提供一个相位组信号。在一个图像采集中获得不同相位组的相位组信号。
在范例中，在操作期间每像素的相位组信号被读出为读出信号。
在另外的范例中，当存在每像素的偶数个相位组信号时，每像素的全部相位组信号的总和以及在操作期间具有相互相移π的每像素的相位组信号的对的差异被读出为读出信号。
在本发明的另一示范性实施例中，提供了一种计算机程序或一种计算机程序单元，其特征在于适于在适当的***上运行根据前面的实施例之一所述的方法的方法步骤。
因此，所述计算机程序单元可以被存储在计算机单元上，所述计算机单元也可以是本发明的实施例的部分。该计算单元可以适于执行以上描述的方法的步骤或诱发以上描述的方法的步骤的执行。此外，其可以适于操作以上描述的装置的部件。所述计算单元能够适于自动地操作和/或运行用户的命令。计算机程序可以被加载到数据处理器的工作存储器中。所述数据处理器由此可以被装备为执行本发明的方法。
本发明的该示范性实施例涵盖从一开始就使用本发明的计算机程序和借助于更新将现有程序转变为使用本发明的程序的计算机程序两者。
更进一步地，所述计算机程序单元能够提供实现如以上所描述的方法的示范性实施例的流程的所有必需步骤。
根据本发明的另一示范性实施例，提出了一种计算机可读介质，例如CD-ROM，其中，所述计算机可读介质具有存储在所述计算机可读介质上的计算机程序单元，所述计算机程序单元由前面部分描述。
计算机程序可以被存储/分布在合适的介质上，例如与其他硬件一起提供或作为其他硬件的部分提供的光学存储介质或固态介质，但计算机程序可也可以以其他形式来分布，例如经由因特网或者其他有线或无线电信***分布。
然而，所述计算机程序也可以存在于诸如万维网的网络上并能够从这样的网络中下载到数据处理器的工作存储器中。根据本发明的另一示范性实施例，提供了一种用于使得计算机程序单元可用于下载的介质，其中，所述计算机程序单元被布置为执行根据本发明的之前描述的实施例之一所述的方法。
必须指出，本发明的实施例参考不同主题加以描述。具体而言，一些实施例参考方法类型的权利要求加以描述，而其他实施例参***类型的权利要求加以描述。然而，本领域技术人员将从以上和下面的描述中了解到，除非另行指出，除了属于一种类型的主题的特征的任何组合之外，涉及不同主题的特征之间的任何组合也被认为由本申请公开。然而，所有特征能够被组合以提供超过特征的简单加和的协同效应。
尽管已经在附图和前面的描述中详细说明和描述了本发明，但这样的说明和描述被认为是说明性或示范性的而非限制性的。本发明不限于所公开的实施例。通过研究附图、说明书和从属权利要求，本领域的技术人员在实践请求保护的本发明时能够理解和实现所公开的实施例的其他变型。
附图仅是示意性图示的而不是按比例的。相同附图标记贯穿附图涉及相同或相似的特征。
在权利要求中，词语“包括”不排除其他单元或步骤，并且，词语“一”或“一个”并不排除多个。单个处理器或其他单元可以履行权利要求书中记载的若干项目的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。权利要求中的任何附图标记不应被解释为对范围的限制。

Claims (13)

1.一种用于相位对比成像和/或暗场成像的X射线探测器，包括：
闪烁体层；以及
光电二极管层；
其中，所述闪烁体层被配置为将由相位光栅结构调制的入射X射线辐射转换为要由所述光电二极管层探测的光；
其中，所述闪烁体层包括周期性地布置有间距的闪烁体通道的阵列以形成分析器光栅结构；
其中，所述闪烁体层和所述光电二极管层形成包括像素的矩阵的第一探测器层；
其中，每个像素包括光电二极管的阵列，每个光电二极管形成子像素；
其中，在操作期间邻近子像素接收具有相互移位的相位的信号；
其中，在操作期间接收具有相互相同的相位的信号的子像素形成每像素的相位组；
其中，在操作期间由每像素的相同相位组内的子像素接收到的信号被组合以提供一个相位组信号；
其中，在一个图像采集中获得操作期间的不同相位组的所述相位组信号；
其中，通过将校正因子c应用于由所述相位光栅结构创建的周期性干涉图样的条纹周期来使所述闪烁体通道的所述间距失谐，其中，0<c<2，
其中，所述X射线探测器包括被提供在所述第一探测器层的一个表面上的第二探测器层，所述一个表面垂直于所述第一探测器层的所述闪烁体通道的取向；
其中，所述第二探测器层包括：闪烁体层，其具有与所述第一探测器层的所述闪烁体通道具有相同的间距的周期性布置的闪烁体通道的阵列；以及光电二极管层；并且
其中，所述第二探测器层的每个闪烁体通道被布置为以所述间距的一半相对于所述第一探测器层的邻近闪烁体通道在表面方向上发生位移。
2.根据权利要求1所述的探测器，其中，每像素的所述相同相位组内的子像素彼此电连接，以将由所述相同相位组内的子像素接收到的信号组合为一个相位组信号；并且
其中，每个像素还包括读出电子器件，所述读出电子器件被配置为在一个图像采集中接收不同相位组的所述相位组信号。
3.根据权利要求1或2所述的探测器，其中，所述光电二极管形成子像素的连续光敏层。
4.根据权利要求1或2所述的探测器，其中，所述不同相位组的所述相位组信号覆盖由所述相位光栅结构调制的所述X射线辐射的波前的完整相位。
5.根据权利要求1或2所述的探测器，其中，在操作期间每像素的所述相位组信号被读出为读出信号。
6.根据权利要求1或2所述的探测器，其中，当存在每像素的偶数个相位组信号时，每像素的全部相位组信号的和，以及在操作期间具有π的相互相移的每像素的相位组信号的对的差异被读出为读出信号。
7.根据权利要求1或2所述的探测器，包括光屏蔽元件，所述光屏蔽元件被提供在两个邻近闪烁体通道之间，使得所述两个邻近闪烁体通道之间的光学串扰减少。
8.一种用于相位对比X射线成像和/或暗场X射线成像的干涉仪，包括：
相位光栅结构；以及
根据权利要求1-7中的任一项所述的X射线探测器；
其中，所述相位光栅结构和所述X射线探测器被布置在光路径中，使得所述相位光栅结构和所述X射线探测器的所述闪烁体层形成用于将X射线辐射相关的干涉仪布置。
9.一种X射线成像***，包括：
X射线源；以及
根据权利要求8所述的干涉仪；
其中，所述X射线源被配置为将X射线辐射应用到能定位在所述光路径中的感兴趣对象，以由所述干涉仪的所述X射线探测器来探测。
10.根据权利要求9所述的***，其中，所述X射线成像***是：
医学成像***；
检查成像***；或者
工业成像***。
11.一种用于相位对比X射线成像和/或暗场X射线成像的方法，包括以下步骤：
a)生成由相位光栅结构调制的X射线辐射以检查感兴趣对象；并且
b)通过X射线探测器的闪烁体层将经调制的X射线辐射转换为光并且通过所述X射线探测器的光电二极管层来探测所述光；
其中，所述闪烁体层包括具有间距的周期性布置的闪烁体通道的阵列以形成分析器光栅结构；
其中，所述闪烁体层和所述光电二极管层形成包括像素的矩阵的第一探测器层；
其中，每个像素包括光电二极管的阵列，每个光电二极管形成子像素；
其中，在操作期间邻近子像素接收具有相互移位的相位的信号；
其中，在操作期间接收具有相互相同的相位的信号的子像素形成每像素的相位组；
其中，由每像素的相同相位组内的子像素接收到的信号被组合以提供一个相位组信号；
其中，在一个图像采集中获得不同相位组的所述相位组信号；
其中，通过将校正因子c应用于由所述相位光栅结构创建的周期性干涉图样的条纹周期来使所述闪烁体通道的所述间距失谐，其中，0<c<2，
其中，所述X射线探测器包括被提供在所述第一探测器层的一个表面上的第二探测器层，所述一个表面垂直于所述第一探测器层的所述闪烁体通道的取向；
其中，所述第二探测器层包括：闪烁体层，其具有与所述第一探测器层的所述闪烁体通道具有相同的间距的周期性布置的闪烁体通道的阵列；以及光电二极管层；并且
其中，所述第二探测器层的每个闪烁体通道被布置为以所述间距的一半相对于所述第一探测器层的邻近闪烁体通道在表面方向上发生位移。
12.一种用于相位对比X射线成像和/或暗场X射线成像的装置，包括：
用于生成由相位光栅结构调制的X射线辐射以检查感兴趣对象的模块；以及
用于通过X射线探测器的闪烁体层将经调制的X射线辐射转换为光并且通过所述X射线探测器的光电二极管层来探测所述光的模块；
其中，所述闪烁体层包括具有间距的周期性布置的闪烁体通道的阵列以形成分析器光栅结构；
其中，所述闪烁体层和所述光电二极管层形成包括像素的矩阵的第一探测器层；
其中，每个像素包括光电二极管的阵列，每个光电二极管形成子像素；
其中，在操作期间邻近子像素接收具有相互移位的相位的信号；
其中，在操作期间接收具有相互相同的相位的信号的子像素形成每像素的相位组；
其中，由每像素的相同相位组内的子像素接收到的信号被组合以提供一个相位组信号；
其中，在一个图像采集中获得不同相位组的所述相位组信号；
其中，通过将校正因子c应用于由所述相位光栅结构创建的周期性干涉图样的条纹周期来使所述闪烁体通道的所述间距失谐，其中，0<c<2，
其中，所述X射线探测器包括被提供在所述第一探测器层的一个表面上的第二探测器层，所述一个表面垂直于所述第一探测器层的所述闪烁体通道的取向；
其中，所述第二探测器层包括：闪烁体层，其具有与所述第一探测器层的所述闪烁体通道具有相同的间距的周期性布置的闪烁体通道的阵列；以及光电二极管层；并且
其中，所述第二探测器层的每个闪烁体通道被布置为以所述间距的一半相对于所述第一探测器层的邻近闪烁体通道在表面方向上发生位移。
13.一种存储有计算机程序的计算机可读介质，所述计算机程序在由处理单元运行时适于执行根据权利要求11所述的方法的步骤。
CN201680042519.3A 2015-07-21 2016-07-20 用于相位对比和/或暗场成像的x射线探测器 Expired - Fee Related CN107850680B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP15177714.1 2015-07-21
EP15177714 2015-07-21
PCT/EP2016/067252 WO2017013153A1 (en) 2015-07-21 2016-07-20 X-ray detector for phase contrast and/or dark-field imaging

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN107850680A CN107850680A (zh) 2018-03-27
CN107850680B true CN107850680B (zh) 2021-09-21

Family

ID=53758044

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680042519.3A Expired - Fee Related CN107850680B (zh) 2015-07-21 2016-07-20 用于相位对比和/或暗场成像的x射线探测器

Country Status (5)

Country Link
US (1) US10559393B2 (zh)
EP (1) EP3326008B1 (zh)
JP (1) JP6581713B2 (zh)
CN (1) CN107850680B (zh)
WO (1) WO2017013153A1 (zh)

Families Citing this family (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2018146254A (ja) * 2017-03-01 2018-09-20 コニカミノルタ株式会社 シンチレータパネル
JP6753342B2 (ja) * 2017-03-15 2020-09-09 株式会社島津製作所 放射線格子検出器およびｘ線検査装置
EP3382719A1 (en) * 2017-03-27 2018-10-03 Koninklijke Philips N.V. Detector arrangement for an x-ray phase contrast system and method for x-ray contrast imaging
EP3447538A1 (en) * 2017-08-23 2019-02-27 Koninklijke Philips N.V. X-ray detection
JP6991835B2 (ja) * 2017-11-10 2022-01-13 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム
EP3498171A1 (en) * 2017-12-15 2019-06-19 Koninklijke Philips N.V. Single shot x-ray phase-contrast and dark field imaging
US10376228B2 (en) * 2017-12-18 2019-08-13 RTI Group AB X-ray detection device
EP3809121A4 (en) * 2018-06-12 2022-03-09 University of Tsukuba PHASE IMAGE CAPTURE METHOD AND PHASE IMAGE CAPTURE DEVICE USING THE SAME
WO2020052987A1 (en) * 2018-09-10 2020-03-19 Koninklijke Philips N.V. Dual-sensor subpixel radiation detector
EP3844528A1 (en) * 2018-10-31 2021-07-07 Sony Semiconductor Solutions Corporation Electronic device, method and computer program
EP3701868A1 (en) * 2019-02-28 2020-09-02 Koninklijke Philips N.V. System, method and computer program for acquiring phase imaging data of an object
EP3782552A1 (en) * 2019-08-23 2021-02-24 Koninklijke Philips N.V. System and method for x-ray dark-field, phase contrast and attenuation image acquisition
EP3799787A1 (en) * 2019-10-01 2021-04-07 Koninklijke Philips N.V. Detector for a dark-field; phase-contrast and attenuation interferometric imaging system
US11389124B2 (en) * 2020-02-12 2022-07-19 General Electric Company X-ray phase contrast detector
US20230375759A1 (en) * 2022-05-18 2023-11-23 GE Precision Healthcare LLC Aligned and stacked high-aspect ratio metallized structures

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102650699A (zh) * 2011-02-25 2012-08-29 富士胶片株式会社 放射线图像检测装置及其制造方法
CN104024887A (zh) * 2011-12-28 2014-09-03 学校法人早稻田大学 放射线检测器
CN104582573A (zh) * 2012-08-20 2015-04-29 皇家飞利浦有限公司 在微分相位对比成像中对齐源光栅到相位光栅距离以用于多阶相位调谐
CN104769681A (zh) * 2012-09-14 2015-07-08 浜松光子学株式会社 闪烁器面板和放射线检测器

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5144141A (en) 1991-08-19 1992-09-01 General Electric Company Photodetector scintillator radiation imager
EP1421342A1 (en) * 2001-08-30 2004-05-26 MicroE Systems Corp. Harmonic suppressing photodetector array
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
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
DE102006017290B4 (de) 2006-02-01 2017-06-22 Siemens Healthcare Gmbh Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur, Röntgen-System und Verfahren zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
DE102006037256B4 (de) * 2006-02-01 2017-03-30 Paul Scherer Institut Fokus-Detektor-Anordnung einer Röntgenapparatur zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen sowie Röntgensystem, Röntgen-C-Bogen-System und Röntgen-CT-System
JP2009133823A (ja) * 2007-10-31 2009-06-18 Fujifilm Corp 放射線画像検出器および放射線位相画像撮影装置
EP2073040A2 (en) 2007-10-31 2009-06-24 FUJIFILM Corporation Radiation image detector and phase contrast radiation imaging apparatus
CN102395877B (zh) * 2009-04-17 2014-04-09 西门子公司 用于进行相衬测量的检测装置和x射线断层摄影仪以及进行相衬测量的方法
JP5844545B2 (ja) 2010-05-31 2016-01-20 富士フイルム株式会社 放射線撮影装置
DE102011082878A1 (de) 2011-09-16 2013-03-21 Siemens Aktiengesellschaft Röntgendetektor einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung und Verfahren zum Betreiben einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung
DE102012217286A1 (de) 2012-09-25 2014-03-27 Siemens Aktiengesellschaft Strahlungsdetektor
DE102012224258A1 (de) 2012-12-21 2014-06-26 Siemens Aktiengesellschaft Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts mit Phase-Stepping sowie angiographisches Untersuchungsverfahren
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
JP2015118081A (ja) * 2013-11-12 2015-06-25 キヤノン株式会社 放射線検出システムおよび放射線撮像装置
US9459355B1 (en) * 2015-06-30 2016-10-04 General Electric Company Radiation detector with stacked barrier layers and method of forming the same

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102650699A (zh) * 2011-02-25 2012-08-29 富士胶片株式会社 放射线图像检测装置及其制造方法
CN104024887A (zh) * 2011-12-28 2014-09-03 学校法人早稻田大学 放射线检测器
CN104582573A (zh) * 2012-08-20 2015-04-29 皇家飞利浦有限公司 在微分相位对比成像中对齐源光栅到相位光栅距离以用于多阶相位调谐
CN104769681A (zh) * 2012-09-14 2015-07-08 浜松光子学株式会社 闪烁器面板和放射线检测器

Also Published As

Publication number Publication date
WO2017013153A1 (en) 2017-01-26
JP2018528408A (ja) 2018-09-27
JP6581713B2 (ja) 2019-09-25
WO2017013153A9 (en) 2017-11-16
EP3326008A1 (en) 2018-05-30
CN107850680A (zh) 2018-03-27
US10559393B2 (en) 2020-02-11
EP3326008B1 (en) 2018-11-28
US20180226168A1 (en) 2018-08-09

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN107850680B (zh) 用于相位对比和/或暗场成像的x射线探测器
JP5961614B2 (ja) 位相差イメージングのための格子装置、位相差イメージングのための装置、当該装置を有するｘ線システム、当該装置の使用方法
RU2620892C2 (ru) Устройство формирования изображений методом фазового контраста
JP6448649B2 (ja) 収集及び再構築技術を含む離調構成に基づく大視野位相差撮影法
US8520799B2 (en) Analysis method, radiation imaging apparatus using analysis method, and analysis program for executing analysis method
JP5759474B2 (ja) 移動可能ｘ線検出器要素を有する位相コントラスト画像化装置及び方法
JP5461438B2 (ja) 位相コントラストイメージング用のｘ線検出器
JP5646906B2 (ja) Ｘ線装置およびｘ線測定方法
JP2012090944A (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
JP2012187341A (ja) Ｘ線撮像装置
JP2011174715A (ja) Ｘ線撮像装置
JP2012005820A (ja) Ｘ線撮像装置
US20180140269A1 (en) X-ray imaging
JP2011153969A (ja) Ｘ線撮像装置、波面計測装置
JP2011206490A (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
JP2013116313A (ja) 放射線撮影装置及び放射線撮影方法
EP3139156A1 (en) Dual phase grating interferometer for x-ray phase contrast imaging
CN111615360A (zh) 单次射击x射线相衬和暗场成像
JP2017090414A (ja) 二次元干渉パターン撮像装置
JP2014223091A (ja) 放射線撮影装置及び画像処理方法
JP2013042788A (ja) 放射線撮影装置及びアンラップ処理方法
US20200011812A1 (en) Radiographic image generating device
WO2013099467A1 (ja) 放射線撮影方法及び装置
WO2013027536A1 (ja) 放射線撮影装置及び放射線撮影方法
JP2011206489A (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法

Legal Events

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

Granted publication date: 20210921