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Die Erfindung betrifft eine Röntgendetektorvorrichtung, welche darauf ausgelegt ist, eine Phaseninformation für ein Phasenkontrastbild zu gewinnen. Dazu weist die Röntgendetektorvorrichtung einen Detektor zum Detektieren von Röntgenquanten auf, sowie ein erstes, als Phasengitter für ein Röntgenspektrum ausgeführtes Gitter und ein zweites, zwischen dem ersten Gitter und dem Detektor angeordneten Gitter, wobei eine Gitterkonstante des zweiten Gitters an eine Gitterkonstante des ersten Gitters und an eine Symmetrie der Röntgendetektorvorrichtung entsprechend einem Talbot-Lau Interferometer angepasst ist.
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Die differenzielle Phasenkontrastbildgebung stellt ein Bildgebungsverfahren dar, welches insbesondere in einer Talbot-Lau-Interferometer-Anordnung zur Anwendung kommt. In den üblichen Anordnungen für eine klinische Phasenkontrastbildgebung werden Röntgenröhren als Strahlungsquelle, konventionelle Röntgendetektoren und drei Gitter G0, G1 und G2 verwendet. Dabei sorgt das Absorptionsgitter G0 für die örtliche Kohärenz der Strahlungsquelle. Das Gitter G1 ist ein Phasengitter mit einer an die typische Energie des Röntgenspektrums angepassten Gitterkonstanten und das Gitter G2, welches zumeist im ersten oder einem n-ten Talbot-Abstand von dem Phasengitter G1 beabstandet angeordnet ist, wiederum ein absorbierendes Analysatorgitter, dessen Gitterkonstante dem des Gitters G1 und der restlichen Geometrie der Anordnung angepasst ist. Das Gitter G2 konvertiert dabei ein Interferenzmuster, welches die Röntgenstrahlen aufgrund des Phasengitters G1 bilden, in ein Intensitätsmuster, das von einem konventionellen Detektor gemessen werden kann. Somit wird eine Phaseninformation des Interferenzmusters in eine Intensitätsverteilung überführt, sodass auch mit einem heute üblichen, lediglich auf die Intensität einer Röntgenstrahlung reagierenden Detektor ein Phasenkontrastbild berechnet werden kann. Dieser Aufbau wird auch als Talbot-Lau Interferometer bezeichnet. Typische Gitterkonstanten für klinische Anwendungen liegen bei wenigen Mikrometern. Ist der Fokus der Röntgenquelle hinreichend klein und die erzeugte Strahlungsleistung ausreichend groß, kann in solch einem Aufbau gegebenenfalls auf das Absorptionsgitter G0 verzichtet werden.
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Bei einer Bildgebung mittels eines Talbot-Lau Interferometers wird nun das Analysatorgitter G2 mehrmals geringfügig, das heißt um einen Bruchteil der Gitterkonstanten, quer zur Gitterstruktur, also senkrecht zu einer Ausdehnungsrichtung der Gitterlinien des Gitters, welche die Gitterkonstante bestimmen, verschoben. Dadurch wird das lokale Interferenzmuster mehr oder weniger stark durch das Analysatorgitter G2 überdeckt. Typischerweise werden vier oder mehr solche Verschiebungen, sogenannte „Phase-Steps”, durchgeführt und für jeden dieser Phase-Steps ein entsprechendes Röntgenbild erzeugt. Diese Prozedur ist sowohl mit Objekt als auch ohne Objekt durchzuführen, um aus einem Vergleich der jeweils erzeugten Bilder ein Phasenkontrastbild zu berechnen.
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Aus den erzeugten Bildern können nämlich für jedes Pixel des Detektors die Parameter einer die Phasenmodulation der Röntgenstrahlung beschreibenden Funktion, zum Beispiel einer Sinusfunktion, durch ein geeignetes Fitverfahren bestimmt werden. Aus dem Vergleich bestimmter, aus diesen Bildern abgeleiteter Größen und den gefitteten Funktionen für jedes Pixel, einmal mit und einmal ohne Objekt oder Patient, können drei verschiedene Röntgenbilder erzeugt werden. Dabei handelt es sich um das herkömmliche Absorptionsbild, das differenzielle Phasenkontrastbild (DPC) und ein Dunkelfeldbild (Dark Field Image). Unter einem Röntgenbild kann also im Folgenden jeweils eines der drei angeführten Röntgenbilder oder auch eine Zusammenschau dieser drei Röntgenbilder verstanden werden.
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Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, es zu ermöglichen, mit einer einzigen Röntgenaufnahme eine Phaseninformation für ein Phasenkontrastbild zu gewinnen, also es zu ermöglichen Phasenkontrastbilder auch von bewegten oder sich bewegenden Objekten zu erstellen.
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Diese Aufgabe wird von einer Röntgendetektorvorrichtung gemäß dem unabhängigen Patentanspruch gelöst. Vorteilhafte Ausführungsformen ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen, der Beschreibung und den Figuren.
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Eine erfindungsgemäße Röntgendetektorvorrichtung ist darauf ausgelegt, eine Phaseninformation für ein Phasenkontrastbild zu gewinnen und hat einen Detektor zum Detektieren von Röntgenquanten, ein erstes, als Phasengitter für ein Röntgenspektrum ausgeführtes Gitter und ein zweites, zwischen dem ersten Gitter und dem Detektor angeordnetes Gitter. Dabei ist eine Gitterkonstante des zweiten Gitters an eine Gitterkonstante des ersten Gitters und eine Geometrie der Röntgendetektorvorrichtung entsprechend einem Talbot-Lau Interferometer angepasst. Um es zu ermöglichen, mit einer einzigen Röntgenaufnahme eine Phaseninformation für ein Phasenkontrastbild zu gewinnen und also auch von bewegten oder sich bewegenden Objekten Phasenkontrastbilder zu erstellen, weist der Detektor eine Vielzahl von im Wesentlichen quadratischen effektiven Bildpixeln auf, deren Größe eine örtliche Auflösung der durch die Röntgendetektorvorrichtung erstellten oder ermöglichten Phasenkontrastbilder bestimmt und welche jeweils mehrere Phasen-Auswertestrukturen, die separat auswertbar sind, umfassen. Die effektiven Bildpixel können insbesondere auch quadratisch sein. In den Phasen-Auswertestrukturen werden also dort auftreffende Röntgenquanten in ein auswertbares, insbesondere elektrisches, Signal überführt. Zudem weist das zweite Gitter den effektiven Bildpixeln zugeordnete Teilbereiche auf, in denen in mehreren Phasenbereichen jeweils Gitterlinien, deren Periodizität die Gitterkonstante des zweiten Gitters bestimmt, relativ zu den Gitterlinien der jeweils benachbarten Phasenbereiche senkrecht zu einem Verlauf der Linien versetzt angeordnet sind. Dabei sind die Phasenbereiche in ihrer Ausdehnung parallel zu dem Verlauf der Linien jeweils genau an die Ausdehnung der Phasenauswertestrukturen der zugeordneten effektiven Bildpixel in diese Richtung angepasst, sodass alle Röntgenquanten, welche im Betrieb der Röntgendetektorvorrichtung auf eine vorbestimmte Phasenauswertestruktur treffen, zuvor genau einen gemeinsamen vorbestimmten Phasenbereich durchlaufen haben. Anstelle der üblichen zeitlichen Variation der Position des zweiten Gitters in einem von dem ersten Gitter beeinflussten Strahlungsfeld tritt also eine räumliche Variation des zweiten Gitters beziehungsweise der Gitterlinien des zweiten Gitters in besagtem Strahlungsfeld. Die Phasenbereiche des Gitters sorgen also für die Phasenverschiebungen, also die Phase-Steps. Die genaue Justierung des zweiten Gitters beziehungsweise der den effektiven Bildpixeln des Detektors zugeordneten Teilbereiche des zweiten Gitters auf die effektiven Bildpixel sowie der zugehörigen Phasenbereiche zu den entsprechenden Phasenauswertestrukturen ist hier von besonderer Bedeutung, damit nur Röntgenquanten mit einer gleichartigen Phaseninformation in jeweils eine Phasenauswertestruktur gelangt. Dies hat den Vorteil, dass mehrere Verschiebungen beziehungsweise Phase-Steps realisiert werden können, ohne dass ein mechanisches Bewegen des zweiten Gitters erforderlich ist. Dabei können herkömmliche Detektortechnologien mit lediglich geringen Modifikationen eingesetzt werden. Auch die für Phasenkontrastbilder mit einer in klinischen Anwendungen üblichen örtlichen Auflösung erforderliche Größe von Detektorpixelstrukturen, welche in dem Detektor den Phasenauswertestrukturen zugrunde liegen, liegt in einem heute realisierbaren Bereich.
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Es können beispielsweise integrierende indirekt-konvertierende Detektoren, also Detektoren, welche über einen Szintillator und eine Auslesematrix verfügen, zur Anwendung kommen. Der Szintillator kann beispielsweise durch Cäsiumiodid (CsI), Gadolinium Oxysulfit (Gd2O2S) realisiert sein. Die Auslesematrix kann in diesem Fall beispielsweise durch amorphes, polykristallines oder kristallines Silizium als „sich ergänzender Metalloxidhalbleiter”, auch bekannt als Complementary Metal Oxide Semiconductor (CMOS) realisiert sein. Andere aktive Matrizen, zum Beispiel aus Indiumgalliumzinkoxid (IGZO) sind denkbar. Auch integrierende direkt-konvertierende Detektoren, welche einen Direktkonverter und eine Auslesematrix aufweisen, können zum Einsatz kommen. Der Direktkonverter kann zum Beispiel Silizium, Selen, Galliumarsenid, Cadmiumtellurid (CdTe), Cadmiumzinktellurid (CZT) oder Bleioxid umfassen. Die Auslesematrix kann dabei wie bereits oben beschrieben ausgeführt sein. Schließlich sind auch zählende Detektoren hier einsetzbar, also zum Beispiel CdTe/ASIC, CZT/ASIC, Galliumarsenid/ASIC oder Silizium/ASIC.
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Mit diesen beschriebenen Detektorausführungen sind auch Detektorpixelstrukturen oder Detektorelemente zu realisieren, welche beispielsweise Größen von bis zu 25 × 25 Mikrometer aufweisen. Auch die Auflösungseigenschaften von Szintillatoren, also deren optische Eigenschaften, beziehungsweise von direktkonvertierenden Materialien, beispielsweise über Chargesharing oder Fluoreszenzen, sind in diesen Größenordnungen bereits heute realistisch.
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Die Röntgendetektorvorrichtung ist auch anwendbar, wenn statt eines Aufbaus mit einem endlichen Röntgenfokus und einem Absorptionsgitter G0 ein Aufbau mit einer Mikrofokusquelle gewählt wird, welche für ausreichende Kohärenz sorgt und dabei ohne das Absorptionsgitter G0 auskommt.
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Quadratische effektive Bildpixel bringen den Vorteil einer isotropen Ortsauflösung mit sich, da die Ausdehnung der Bildpixel so in zwei Haupterstreckungsrichtungen identisch ist. Dies ist äußerst vorteilhaft, da in Folge die örtliche Auflösung eines Phasenkontrastbildes ebenfalls isotrop ist.
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In einer besonders vorteilhaften Ausführungsform ist vorgesehen, dass die effektiven Bildpixel jeweils mehr als drei, bevorzugt weniger als neun, insbesondere vier oder fünf Phasenauswertestrukturen umfassen und die je einem effektiven Bildpixel zugeordneten Teilbereiche des zweiten Gitters ebenso viele Phasenbereiche aufweisen. Eine große Anzahl von Phasenauswertestrukturen hat den Vorteil, dass die Parameter einer die Phasenmodulation beschreibenden Funktion immer besser beschrieben, „gefittet”, werden können. Eine geringe Anzahl von Phasenauswertestrukturen hat den Vorteil, dass die effektiven Bildpixel kleiner ausgeführt werden können, was eine erhöhte Ortsauflösung mit sich bringt. Gerade vier oder fünf Phasenauswertestrukturen bieten hier bereits ausreichende Information für das Bestimmen einer die Phasenmodulation beschreibenden Funktion wie eine Sinusfunktion und erlauben gleichzeitig noch sehr kleine effektive Bildpixel.
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In einer weiteren Ausführungsform ist vorgesehen, dass die Phasenauswertestrukturen rechteckig sind und insbesondere das Verhältnis der längeren zur kürzeren Seite des Rechtecks der Anzahl der Phasenauswertestrukturen pro effektiven Bildpixel entspricht. Das hat den Vorteil, dass rechteckige, insbesondere quadratische, effektive Bildpixel besonders gut von den Phasenauswertestrukturen ausgefüllt werden können. Das besagte Verhältnis von längerer zu kürzerer Seite des Rechtecks erlaubt quadratische effektive Bildpixel und somit eine isotrope Ortsauflösung.
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In einer anderen vorteilhaften Ausführungsform ist vorgesehen, dass die Phasenauswertestrukturen jeweils genau ein, insbesondere rechteckiges, Detektorelement umfassen, welches ein Röntgensignal in ein elektrisches Signal überführt. Diese Detektorelemente können auch als Detektorpixel oder Detektorpixelstrukturen bezeichnet werden. Das Detektorelement kann im Falle eines indirekt konvertierenden Detektors beispielsweise eine Fotodiode sein oder im Fall eines direkt konvertierenden Detektors eine Sammelelektrode. Das hat den Vorteil, dass die im Signal der jeweiligen Phasenauswertestrukturen enthaltene Phaseninformation direkt ausgewertet werden kann. Es müssen also insbesondere keine elektrischen Signale zusammengefasst werden, was Rechenaufwand und Verarbeitungsgeschwindigkeit spart und mögliche Fehlerquellen in der Verarbeitung reduziert.
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In einer anderen Ausführungsform ist vorgesehen, dass die Phasenauswertestrukturen jeweils mehrere, insbesondere quadratische, Detektorelemente umfassen, welche dauerhaft elektrisch miteinander gekoppelt sind, sodass von den gekoppelten Detektorelementen jeweils einzeln detektierte Röntgensignale als ein gemeinsames elektrisches Signal auslesbar sind. Das hat den Vorteil einer erhöhten Fehlerresistenz, da ein Defekt eines einzelnen Detektorelementes die Funktion der betroffenen Phasenauswertestrukturen zwar beeinflusst, jedoch die Phasenauswertestruktur noch funktioniert. Da weiterhin ein gemeinsames elektrisches Signal für die gekoppelten Detektorelemente auslesbar ist und die Detektorelemente dauerhaft elektrisch miteinander gekoppelt sind, werden weiterhin Rechenschritte und Verarbeitungszeit gespart und mögliche Fehlerquellen in der Verarbeitung reduziert. Auch kann hier ein isotropes Detektorelementdesign, beispielsweise quadratische Detektorelemente, verwendet werden, wie es in bestehenden Detektoren für vergleichbare klinische Anwendungen der Fall ist. Ein geeigneter Detektor ist also sehr kostengünstig. Dabei sind die Anforderungen an die Auflösungen moderat, das heißt lediglich um den Faktor der Anzahl der Phasenauswertestrukturen pro effektiven Bildpixel höher als bei einer reinen Absorptionsbildgebung.
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In einer vorteilhaften Ausführungsform ist vorgesehen, dass die Phasenauswertestrukturen jeweils mehrere, insbesondere quadratische, Detektorelemente umfassen, welche flexibel, insbesondere mittels einer Firmwareanpassung, elektrisch miteinander koppelbar sind, sodass von den gekoppelten Detektorelementen jeweils einzeln detektierte Röntgensignale als ein gemeinsames elektrisches Signal auslesbar sind. Das hat den Vorteil, dass die Anzahl der Phasenauswertestrukturen pro effektiven Bildpixel an eine jeweilige Anwendung von Fall zu Fall angepasst werden kann. Auch hier kommen die im vorhergehenden Absatz beschriebenen Vorteile eines isotropen Detektorelementdesigns zum Tragen.
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In einer weiteren besonders vorteilhaften Ausführungsform ist vorgesehen, dass die Phasenauswertestrukturen jeweils mehrere, insbesondere quadratische, Detektorelemente umfassen, welche einzeln auslesbar sind, sodass die einzelnen Signale der Detektorelemente später zum Beispiel in einem analogen Signalpfad oder in einem Bildrechner zusammenfassbar sind. Das hat den Vorteil, dass man sich in der Röntgenaufnahme selber noch nicht auf die Anzahl der Phase-Steps festlegen muss. Vielmehr kann im Nachhinein beispielsweise im Rahmen einer Bildverarbeitung die optimale Wahl getroffen werden. Ferner können herkömmliche Detektoren mit beispielsweise quadratischen Detektorelementen beziehungsweise Detektorpixelstrukturen verwendet werden. Es kommen ebenfalls die oben beschriebenen Vorteile eines isotropen Detektorelementdesigns zum Tragen.
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In einer weiteren Ausführungsform ist vorgesehen, dass der Detektor an dem zweiten Gitter angeordnet ist. Insbesondere kann hier der Detektor mit dem zweiten Gitter verklebt sein. Das hat den Vorteil, dass die Geometrie besonders einfach derart eingestellt beziehungsweise gewählt werden kann, dass insbesondere auch bei einer punktförmigen Röntgenquelle in endlicher Entfernung sämtliche Röntgenquanten, welche im Betrieb der Röntgendetektorvorrichtung auf eine vorbestimmte Phasenauswertestruktur treffen, zuvor genau einen gemeinsamen vorbestimmten Phasenbereich des zweiten Gitters durchlaufen haben.
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Alle vorstehend in der Beschreibung genannten Merkmale und Merkmalskombinationen sowie die nachfolgend in der Figurenbeschreibung genannten und/oder in den Figuren alleine gezeigten Merkmale und Merkmalskombinationen sind nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder aber in Alleinstellung verwendbar, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen. Es sind somit auch Ausführungen von der Erfindung als umfasst und offenbart anzusehen, die in den Figuren nicht explizit gezeigt und erläutert sind, jedoch durch separierte Merkmalskombinationen aus den erläuterten Ausführungen hervorgehen und erzeugbar sind.
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Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand schematischer Zeichnungen näher erläutert. Dabei zeigen:
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1 eine mögliche Anordnung einer beispielhaften Ausführungsform einer Röntgendetektorvorrichtung in einer Anwendung;
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2 einen Ausschnitt eines Detektors und eines zugehörigen zweiten Gitters einer beispielhaften Ausführungsform;
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3 eine beispielhafte erste Ausführungsform eines Detektorelements; und
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4 eine beispielhafte zweite Ausführungsform eines Detektorelements;
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5 eine beispielhafte dritte Ausführungsform eines Detektorelements.
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Gleiche oder funktionsgleiche Elemente werden in den Figuren mit identischen Bezugszeichen versehen.
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1 zeigt eine mögliche Anordnung einer beispielhaften Ausführungsform einer Röntgendetektorvorrichtung in einer Anwendung. Die gezeigte Anordnung umfasst neben der Röntgendetektorvorrichtung 1 noch ein Objekt 2, beispielsweise einen menschlichen Körper, der geröntgt werden soll, ein Absorptionsgitter G0 3 sowie eine Röntgenquelle 4. Dabei ist das Absorptionsgitter G0 3 zwischen der Röntgenquelle 4 und dem Objekt 2 angeordnet. Das Objekt 2 wiederum ist zwischen der Röntgenquelle 4 und der Röntgendetektorvorrichtung 1 positioniert.
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Die Röntgendetektorvorrichtung 1 ist vorliegend gezeigt mit einem ersten Gitter 5, einem zweiten Gitter 6 und einem Detektor 7. Der Detektor 7 ist vorliegend beispielhafterweise mit vier effektiven Bildpixeln 8 in Hochrichtung der Figur, also in y-Richtung, dargestellt und direkt an dem zweiten Gitter 6 angeordnet, beispielsweise mit diesem verklebt. Das erste Gitter 5 ist dabei in einem Abstand dT von dem zweiten Gitter 6 vor diesem, also in negativer z-Richtung senkrecht zur y-Richtung, angeordnet. Das als Phasengitter für ein Röntgenspektrum ausgeführte erste Gitter 5 erzeugt somit aus einem durch das erste Gitter 5 dringenden Röntgenstrahl 9 ein Interferenzmuster. Dieses Interferenzmuster wird durch das hier wiederum als absorbierendes Analysatorgitter ausgeführte zweite Gitter 6 in ein Intensitätsmuster konvertiert, welches von dem Detektor 7 gemessen werden kann. Durch einen Vergleich der von dem Detektor 7 mit und ohne das Objekt 2 im Strahlgang gemessenen Intensitäten und weiteren Verarbeitungsschritten kann ein Phasenkontrastbild des Objektes 2 erzeugt werden. In einer senkrecht zur Zeichenebene orientierten x-Richtung weist das zweite Gitter 6 mehrere Phasenbereiche 11 (2) auf, in denen jeweils Gitterlinien 10 des zweiten Gitters 6 in y-Richtung, also senkrecht zu ihrer Erstreckung, im Vergleich zu den benachbarten Phasenbereichen 11 verschoben sind. Dies wird in 2 im Detail gezeigt.
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2 zeigt einen Ausschnitt eines Detektors und eines zugehörigen zweiten Gitters einer beispielhaften Ausführungsform einer Röntgendetektorvorrichtung. Dabei sind das zweite Gitter 6 und der Detektor 7, welche in einem betriebsbereiten Zustand der Röntgendetektorvorrichtung 1 übereinander, also in z-Richtung (1) hintereinander, angeordnet sind, vorliegend zum Ziele einer besseren Übersichtlichkeit in x-Richtung nebeneinander dargestellt. Entsprechend haben das zweite Gitter 6 und der Detektor 7 in dem gezeigten Ausschnitt die identische Breite b in x-Richtung.
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Das links in der 2 gezeigte zweite Gitter 6 weist im gezeigten Beispiel eine Vielzahl von äquidistanten Gitterlinien 10 auf, welche die Gitterkonstante des zweiten Gitters 6 bestimmen. Die Gitterlinien 10 verlaufen hier parallel zueinander in x-Richtung. Das zweite Gitter 6 hat mehrere, im gezeigten Beispiel fünf, Phasenbereiche 11, welche sich vorliegend über die gesamte Höhe des zweiten Gitters 6 in y-Richtung erstrecken und in x-Richtung vorliegend jeweils über die gleiche Ausdehnung verfügen. In jedem dieser Phasenbereiche 11 sind die Gitterlinien 10 relativ zu den Gitterlinien der benachbarten Phasenbereiche 11 um einen Bruchteil der Gitterkonstanten verschoben. Das zweite Gitter 6 lässt sich somit in Teilbereiche 12 unterteilen, welche jeweils mehrere Phasenbereiche 11 aufweisen und den effektiven Bildpixeln 8 des Detektors 7 entsprechen. Der Detektor kann eine beliebig große Matrix aus n × n effektiven Bildpixeln und das Gitter 6 entsprechend n × n Teilbereiche 12 umfassen.
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Auf der rechten Seite sind entsprechend zu dem Ausschnitt des Gitters 6 auf der linken Seite mehrere effektive Bildpixel 8 dargestellt. Diese verfügen jeweils über mehrere, im gezeigten Beispiel fünf, Phasenauswertestrukturen 13. Diese Phasenauswertestrukturen 13 erstrecken sich im gezeigten Beispiel in y-Richtung über die gesamte Höhe der jeweiligen effektiven Bildpixel und in x-Richtung über einen jeweiligen Bruchteil der Breite b, vorliegend entsprechend den Phasenbereichen 11 jeweils über einen gleich großen Bruchteil, der im gezeigten Beispiel ein Fünftel der Breite b ausmacht. Es bilden hier also jeweils die zu einem effektiven Bildpixel 8 gehörigen Phasenauswertestrukturen 13 ein Quadrat.
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In einem betriebsbereiten Zustand Röntgendetektorvorrichtung 1 liegen entsprechend das zweite Gitter 6 und der Detektor 7 aufeinander, sodass Röntgenstrahlen 9 (1), welche durch das zweite Gitter 6 dringen, von dem Detektor 7 beziehungsweise den Phasenauswertestrukturen 13 der zum Detektor 7 gehörenden effektiven Bildpixel 8 detektiert werden können. Dabei werden das zweite Gitter 6 und der Detektor 7 so aneinander ausgerichtet, dass die Teilbereiche 12 jeweils genau über den effektiven Bildpixeln 8 und die Phasenbereiche 11 jeweils genau über den Phasen-Auswertestrukturen 13 liegen. Hier ist eine äußerst genaue Positionierung zwingend erforderlich, damit die einzelnen Phasenbereiche 11 der Teilbereiche 12 genau über den Phasenauswertestrukturen 13 angeordnet sind, sodass alle Röntgenquanten der Röntgenquelle 4 (1), welche von einer Phasenauswertestruktur 13 detektiert werden können, zuvor genau durch ein und denselben Phasenbereich 11 des Teilbereichs 12 des zweiten Gitters 6 gelangt sind.
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Entsprechend ist beispielsweise bei einem Anordnen des zweiten Gitters 6 in einem Abstand zu dem Detektor 7 in z-Richtung, welcher deutlich von 0 verschieden ist, entsprechend darauf zu achten, dass die Geometrie der Teilbereiche 12 und der Phasenbereiche 11 korrekt gewählt wird, sodass die am Ende des letzten Absatzes beschriebene Bedingung trotz einer beispielsweise punktförmigen Röntgenquelle noch immer zutrifft.
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3 zeigt eine beispielhafte erste Ausführungsform eines Detektorelements. Vorliegend umfasst das gezeigte effektive Bildpixel 8 mehrere, hier vier, Phasenauswertestrukturen 13, welche je genau ein Detektorelement 14, also genau eine Detektorpixelstruktur umfassen. Entsprechend sind die Detektorelemente 14 der rechteckigen Form der Phasenauswertestrukturen 13 angepasst. Vorliegend weisen die Detektorelemente 14 je ein Wandlungselement 15, beispielsweise eine Fotodiode oder eine Sammelelektrode, und eine Pixelauslesestruktur 17, zum Beispiel einen TFT, auf. Die Pixelauslesestrukturen 17 werden über eine Ansteuerleitung 16 angesteuert und über Datenleitungen 18 ausgelesen. Ein Röntgenquant, welches auf ein Wandlungselement 15 trifft, löst also hier ein auslesbares elektrisches Signal aus.
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4 zeigt eine beispielhafte zweite Ausführungsform eines Detektorelements. Dargestellt sind hier zwei benachbarte effektive Bildpixel 8 mit jeweiligen, im vorliegenden Fall quadratischen Detektorelementen 14. Im gezeigten Beispiel ist je ein effektives Bildpixel 8 mit 4 × 4, also 16 Detektorelementen 14, gezeigt. Da im gezeigten Beispiel die Ansteuerleitungen 16 einzeln schaltbar sind, können über die jeweiligen Pixelauslesestrukturen 17 die Detektorelemente 14 einzeln ausgelesen werden. Entsprechend können beispielsweise in y-Richtung benachbart zueinander angeordnete Detektorelemente 14 einzeln ausgelesen werden, über eine Kombination der einzelnen Signale zu einem gemeinsamen Signal jedoch als eine einzige Phasenauswertestruktur 13 behandelt oder ausgewertet werden. Die Kombination der einzelnen Signale kann dann z. B. entweder noch im analogen Signalpfad, also beispielsweise vor einem Analog-zu-Digital-Konverter, oder auch nach einer Digitalisierung als Softwarebinning in einem Bildrechner erfolgen.
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5 zeigt eine beispielhafte dritte Ausführungsform eines Detektorelements. Dargestellt ist hier ein Array von im vorliegenden Beispiel sechs benachbarten effektiven Bildpixeln 8 mit jeweiligen, im vorliegenden Fall quadratischen Detektorelementen 14. Im gezeigten Beispiel ist wie in dem in 4 gezeigten Ausführungsbeispiel je ein effektives Bildpixel 8 mit 4 × 4, also 16 Detektorelementen 14, versehen. Im gezeigten Beispiel werden nun mehrere Ansteuerleitungen 16, vorliegend jeweils sämtliche Ansteuerleitungen 16 einer Reihe 19 von in x-Richtung benachbarten effektiven Bildpixeln 8, gleichzeitig aktiviert. Somit werden die Einzelsignale der Detektorelemente 14 der Reihe 19, welche in einer y-Richtung benachbart sind, gleichzeitig ausgelesen, sodass die Signale der einzelnen Pixelauslesestrukturen 17 jeweils direkt in der zugehörigen Datenleitung 18 summiert und als Sammelsignal ausgelesen werden. Es werden somit dann immer die zu den effektiven Bildpixeln 8 einer Reihe 19 gehörigen, in y-Richtung benachbarten Detektorelemente 14 gleichzeitig angesteuert und als eine einzige Phasenauswertestruktur 13 ausgelesen.
