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WO2010119019A1 - Detektoranordnung und röntgentomographiegerät zur durchführung von phasenkontrastmessungen sowie verfahren zur durchführung einer phasenkontrastmessung - Google Patents

Detektoranordnung und röntgentomographiegerät zur durchführung von phasenkontrastmessungen sowie verfahren zur durchführung einer phasenkontrastmessung Download PDF

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Publication number
WO2010119019A1
WO2010119019A1 PCT/EP2010/054789 EP2010054789W WO2010119019A1 WO 2010119019 A1 WO2010119019 A1 WO 2010119019A1 EP 2010054789 W EP2010054789 W EP 2010054789W WO 2010119019 A1 WO2010119019 A1 WO 2010119019A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
detector arrangement
sensitive areas
less sensitive
converter
detector
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.)
Ceased
Application number
PCT/EP2010/054789
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Thilo Michel
Peter Bartl
Gisela Anton
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
Siemens Corp
Original Assignee
Siemens AG
Siemens Corp
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, Siemens Corp filed Critical Siemens AG
Priority to US13/264,554 priority Critical patent/US8913714B2/en
Priority to CN201080016959.4A priority patent/CN102395877B/zh
Publication of WO2010119019A1 publication Critical patent/WO2010119019A1/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

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    • 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
    • G01N23/20—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 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
    • G01N23/20075—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 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
    • 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

Definitions

  • the invention relates to a detector arrangement and an X-ray tomography apparatus for performing phase contrast measurements and to a method for performing a phase contrast measurement.
  • the passage of X-rays through matter can be described by a complex refractive index.
  • the non-vanishing imaginary part of the refractive index describes the strength of the absorption of a material.
  • the non-vanishing real part of the refractive index leads to a phase shift of the X-ray wave passing through a material.
  • the objective of the phase-contrast X-ray imaging is to measure, in addition to images of the absorption intensity, expressed by the linear attenuation coefficient or the imaginary part of the refractive index, of the X-ray irradiated object, also images of the local phase or the local gradients of the phase of the wavefront passing through the irradiated object .
  • both projective images of the phase shift and tomographic representations of the phase shift can be calculated on the basis of a plurality of projective images.
  • the phase of an X-ray wave can not be determined directly, but only by interference with a reference wave.
  • the phase shifts relative to the reference waves or to the adjacent beams can by
  • Interferometric grids are measured and assembled into projective and / or tomographic images.
  • EP 1 731 099 A1 discloses a structure of an X-ray tomography apparatus which is suitable for carrying out phase contrast measurements. In this construction, a total of three grids are needed.
  • a first grid also known as a source grid, is placed between the focal spot of the x-ray tube and the position of the object.
  • the second grating Gl which is called a diffraction grating, phase grating or Talbot grating, is placed between the object and the X-ray detector.
  • the third grating G2 is referred to as an absorption grating and is disposed between the diffraction grating Gl and the X-ray detector.
  • the source grid GO serves to provide a multiplicity of line sources, which are spatially partially coherent with one another.
  • the diffraction grating G1 serves for impressing a spatial phase shift pattern on the incoming wavefront and thus for generating an interference pattern behind the diffraction grating Eq.
  • the absorption grating G2 is used to sample the interference pattern.
  • the grids GO, Gl and G2 are aligned parallel to each other.
  • the detector is structured pixel-like for the spatially resolved detection of the electrical signals generated by the conversion of incident radiation quanta.
  • the recording of an absorption image and a phase contrast image or a differential phase contrast image is carried out, as is known, via the measurement of the intensity in each pixel of the detector as a function of the relative position of the grids GO, G1 and G2 relative to one another.
  • the absorption grating G2 is moved stepwise or continuously perpendicular to the beam direction and perpendicular to the slot direction.
  • the intensity of the X-ray radiation is registered for each pixel in the form of an electrical signal as a function of the grid position. This is a modulated signal, which represents in the respective pixel the strength of the absorption in the beam path through the object to the pixel of the illuminated part of the grating G2. From the position of the maxima and minima of the intensity curve in the pixel, which is related to the projected gradient of the real part of the refractive index, is the local one
  • Phase shift of the X-ray radiation can be calculated. Integration of these gradients along a line perpendicular to the beam direction and perpendicular to the slot direction yields the local center phase of the wavefront after passing through the object projected onto the pixel.
  • a disadvantage of the known method is that radiation quanta which have passed through the object are absorbed in the absorption grating G2 and thus are no longer available for imaging. This increases in particular the necessary dose for imaging or patient dose.
  • Another disadvantage is the fact that changes in the geometry of the arrangement during the measurement of the intensity, for example, when changing a relative position of the lattice to each other, by mechanical deformation due to centrifugal forces, such as arise in CT applications, to a lead to a falsified modulation curve. This leads to an incorrect determination of the phase.
  • the object of the invention is to configure a detector arrangement, an X-ray tomography apparatus and a method for phase contrast measurement in such a way that a dose load for an object to be examined is reduced while the image quality remains constant.
  • the detector arrangement according to the invention for carrying out phase contrast measurements comprises at least two converter layers arranged one behind the other, at least the first converter layer arranged in the beam direction being in each case alternately sensitive areas with a high degree of absorption for the conversion of incident radiation quanta into signals and less sensitive areas with a comparatively lower one Absorbance has.
  • beam direction is understood to mean the direction from which X-radiation impinges on the detector arrangement when the detector arrangement is used as intended.
  • Each transducer layer is part of a detector of the detector array.
  • the detector comprises all the modules needed to convert the X-rays into electrical signals and to read out the electrical signals.
  • successively arranged transducer layers or detectors arranged behind one another may be meant.
  • sensitive region is understood to mean the region of a transducer layer in which the radiation quanta interact with the transducer layer with the target in order to generate an electrical signal. Under the term, less Sensitive area 'is not the measure required for the pixelization of the converter layer, in particular the range of septa. These are to be understood rather specifically trained areas in which the radiation quanta for a change in the direction of a second converter layer connected to the first converter layer can pass.
  • the spatial pattern in the first converter layer is formed by alternately sensitive areas with a high degree of absorption for the conversion of incident radiation quanta into signals and less sensitive areas with a lower degree of absorption in comparison.
  • the transducer layers are in fixed spatial position and orientation to each other.
  • the interference pattern is scanned at two different positions during each measurement.
  • the proposed action thus also shortens the required recording time. This also reduces the movement artifacts present in the reconstructed image.
  • an X-ray tomography device with such a detector arrangement is less complex in construction and less susceptible to mechanical stress, as typically occurs when a recording system is rotated in a computer tomography device.
  • the detected signal curves and thus the local phase differences derived therefrom can therefore be determined with a higher level of safety.
  • the second converter layer likewise has such sensitive areas and less sensitive areas, one of the less sensitive areas of the second converter layer being behind one of the sensitive areas of the first converter layer in the beam direction and correspondingly behind one of the less sensitive areas first converter layer follows one of the sensitive regions of the second converter layer.
  • the detectors D1 and D2 can be constructed identically, but be positioned shifted from one another.
  • the degree of absorption of the less sensitive regions is reduced in an advantageous embodiment of the invention by at least a factor of 0.5 in comparison to the degree of absorption of the sensitive regions. It is crucial that the less sensitive areas have a significantly lower absorption probability, for example 50%, compared to the sensitive areas. It would be particularly advantageous in terms of maximum dose saving, that the less sensitive areas are virtually transparent to the X-rays used.
  • Sensible widths of the sensitive areas and / or the less sensitive areas are in a range between 100 nm and 100 ⁇ m.
  • the sensitive areas and / or the less sensitive areas preferably have a width of 0.5 .mu.m to 20 .mu.m.
  • the areas are dimensioned so that a generated interference pattern can be scanned with sufficient spatial resolution with sufficient accuracy.
  • the sensitive areas and the less sensitive areas are advantageously each strip-shaped.
  • the strips of the two converter layers can advantageously extend parallel to one another and, when integrated into an X-ray tomography device, are aligned parallel to the strips of the first and second grids GO and Gl.
  • the two converter layers are also preferably structured for spatially resolved conversion of the incoming radiation quanta into mutually corresponding pixels.
  • Each pixel covers in a further advantageous embodiment several, preferably one hundred, sensitive areas and several, preferably one hundred, less sensitive areas. Depending on the pixel size, the number of sensitive and less sensitive areas can be between ten and four hundred. It has been recognized that there may be multiple sensitive and less sensitive regions in each pixel without significant interference from X-ray scattering between the regions, and without passing through the triggered photo or Compton image. Electrons pass through several areas causing noticeable disturbances.
  • the inventors have further recognized that based on an evaluation of signals detected in rapid succession with a fixed sampling geometry, motion artifacts in the reconstructed image can be detected and reduced. For this purpose, during the intensity acquisition at each fixed relative ven position of the grating and the traveling layers, the intensity signal are sampled in rapid time sequence.
  • a read-out electronics are then arranged behind the converter layers and are electrically contacted with the respective converter layer.
  • signals in a rapid time sequence can be detected.
  • the signals in a rewiring layer to be led out of the irradiated area of the detector arrangement via signal lines contained therein and only then to be supplied to a readout electronics.
  • the components of the readout electronics in this case do not affect the signal generation in a disturbing way.
  • the components need not be resistant to X-radiation so that commercially available components can be used.
  • a decreasing intensity in the pixel in the first transducer layer with simultaneously increasing intensity in the underlying pixel from the second transducer layer indicates a change in geometry, e.g. as a result of a movement of the focus or the grating GO, a movement in the object or a change in the geometry due to mechanical deformations.
  • This geometry change can then be corrected and the quality of the reconstructed images (absorption and phase images) improved.
  • this may be important because of the high centrifugal forces expected there. Since these temporal correlations of the signals in the pixels of the two converter layers during each relative position of the grids, foci, detectors to each other during each scan step are to be determined, the time between the approach of two relative positions can be used to calculate the time Read detectors. For this purpose, it may be advantageous if the read-out electronics have signal memories assigned to each pixel which are designed to buffer-store a sequence of electrical signals detected in rapid succession.
  • the intensity signals can in this case be stored in a time sequence of, for example, one microsecond locally in an electronics near the electrode of the semiconductor detector or the photodiode of the scintillation detector analog or digital time resolved and read during the approach of the next position for scanning the interference pattern.
  • the detectors are counting semiconductor detectors, they may include not just one counter in each pixel, but multiple ones, such as sixteen counters. These counters are used consecutively to count events in narrow time slots. The counter depth of each individual counter can thereby be selected lower than the counter depth when using a single counter. The counters are filled one after the other. During startup of the new relative position between grids, focus and detector array, or while setting a following scan geometry, all counters of all pixels are read out.
  • Integrating detectors offer the use of a chain of capacitors which are successively filled with the charge to be measured. The readout and eventual amplification and digitization of the intensity signal occurs during the start of the new relative position between grids, focus and detectors.
  • a second aspect of the invention relates to an X-ray tomography apparatus for performing phase contrast measurements, which comprises an X-ray source with a coherence means for producing quasi-coherent X-rays, a diffraction element arranged in the beam direction behind an examination region. grating for generating an interference pattern and a detector arrangement described above, wherein the detector array and / or the diffraction grating and / or the coherence means is associated with an adjustment, with which the rela- tive layers of at least two of these components are continuously or discretely changed perpendicular to the beam direction ,
  • the coherence means is a source grid in an advantageous embodiment.
  • the source grid serves to provide a plurality of line sources that are spatially partially coherent with each other.
  • the coherence means in this case therefore comprises an electron optics for producing a multiplicity of foci.
  • the coherent X-ray radiation can also be generated by means of a low-expansion focus and a correspondingly high X-ray power, for example by using micro- or nanofocus X-ray tubes.
  • the source grating GO can be moved with the adjusting means perpendicular to the beam direction, in which case the intensities in both detectors of the detector arrangement in each pixel are taken as a function of the relative position of the grids GO, Gl and the detectors. It is also possible for the two detectors to be moved together, ie the detector arrangement as such, laterally, ie perpendicular to the strips, in order to scan the interference pattern. It is also possible to adjust the foci in the X-ray tube by means of the electron optics by deflecting the electron beam.
  • a second aspect of the invention relates to a method for carrying out phase contrast measurements with a previously described X-ray tomography apparatus, wherein at each scanning position for different relative positions perpendicular to the beam direction between at least two of the components coherence means, diffraction grating and detector array electrical signals for the pixels of the two transducer layers be read out and charged to a phase contrast image.
  • a sequence of electrical signals for the pixels of the two converter layers is preferably detected and computed for a movement correction of the phase contrast image and / or used for the detection and correction of a modified scanning geometry.
  • FIG. 1 shows a side view of a structure of a grating interferometer according to the prior art
  • FIG. 2 shows a side view of a first X-ray tomography device with a detector arrangement according to the invention
  • FIG. 3 shows a side view of a second X-ray tomography apparatus with the detector arrangement
  • FIG. 4 shows a side view of a third X-ray tomography device with the detector arrangement
  • FIG. 5 shows a side view of a fourth X-ray tomography device with the detector arrangement
  • FIG. 6 shows a side view of a detail of a first detector arrangement
  • 7 shows a side view of a section of a second detector arrangement
  • FIG. 8 is a side view of a detail of a first or second detector of the detector assembly
  • FIG. 9 shows a top view of a first or second converter layer with a pixel structure shown by dashed lines.
  • FIG. 10 shows a side view of a section of a third detector arrangement to illustrate the interaction principle between the X-radiation and the converter layers.
  • FIG. 1 shows a side view of a basic structure of a grating interferometer 24 according to the prior art
  • a total of three grids GO, Gl, G2 are required.
  • the source grid GO serves to provide a multiplicity of line sources, which are spatially partially coherent with one another.
  • This grid GO is produced, for example, on the basis of a silicon substrate or a polymer substrate, into which by lithographic methods, by LIGA method, or by etching methods for
  • Formation of the grid GO slots are introduced.
  • the distance between adjacent slot centers, the width of a slot and the thickness of the substrate used are in a range of the order of microns.
  • the slot depth is chosen as large as possible and in this example is a few hundred micrometers.
  • the slots are filled with a different material from the substrate, preferably with high absorption capacity for the X-radiation to be used.
  • the filler is for example gold.
  • the modified X-ray radiation then passes through a diffraction grating Eq.
  • the diffraction grating G1 serves for impressing a spatial phase shift pattern on the incoming wavefront and thus for generating an interference pattern behind the diffraction grating Eq.
  • a constructive interference pattern arises at the entrance of a plane wave at integer intervals onto the lattice G1.
  • the diffraction grating Gl is based, for example, on a
  • Silicon substrate or polymer substrate from which steps are formed by photolithographic or etching methods are on the order of micrometers.
  • the thus formed interference pattern is scanned with the aid of an absorption grating G2 on the downstream detector 23 and its pixels 13 and detector elements. It is made, similar to the source grid GO based on a silicon substrate or polymer substrate, wherein slots are formed by photolithographic or etching methods. The spacing of the slot centers from each other and the width of the slots are on the order of a few microns or less. The thickness of the substrate used and the slot depth in the present example is several hundred micrometers. The slots are made with a different material from the substrate with preferential high absorption capacity for the X-ray radiation to be used.
  • the slots of the source grid GO are arranged parallel to the slots of the absorption grid G2 and parallel to the stages of the diffraction grating Gl.
  • the grids GO, Gl, G2 are irradiated in the direction of their thicknesses.
  • the phase contrast measurement is carried out by measuring the intensity in each pixel 13 of the detector 23 as a function of the relative position of the grids GO, G1 and G2 relative to one another.
  • the absorption grating G2 is moved stepwise perpendicular to the beam direction 8 and perpendicular to the slot direction.
  • the intensity of the X-ray radiation is registered for each pixel 13 in the form of an electrical signal as a function of the grid position. This is a modulated signal which represents in the respective pixel 13 the strength of the absorption in the beam path through the object 22 to the pixel of the illuminated part of the absorption grating G2.
  • the measured intensity is plotted as a function of the relative position of the absorption grating G2
  • a periodic, sinusoidally similar course of the intensity at this pixel 13 is obtained. If one evaluates these measured radiation intensities for each pixel 13 in FIG Depending on the dependence of the grid offset, the phase shift and the relative phase shift between the pixels can be determined for each pixel 13. Namely, the positions of the maxima and minima of the intensity curve in the pixel 13 are related to the projected gradient of the real part of the refractive index.
  • the known grazing interferometer has the disadvantage that X-rays are absorbed unused by the absorption grating G2 for imaging.
  • the X-ray tomography device 15 can be, for example, a CT device, a C-arm device, a mammography device or an X-ray device for object or material examination, for example a baggage scanner.
  • the X-ray tomography device 15 is characterized by a detector arrangement 1, in which two transducer layers 2, 3 are arranged one behind the other in the beam direction 8 and are structured such that measurement data for the interference pattern, which matches the measured data at two adjacent ones, are acquired for each measurement Adjustment positions when using a conventional absorption grille G2 correspond. Thus, twice as many measured values are recorded per measurement as with the grid-based measurement of the interference pattern. This doubles the overall scanning speed required, resulting in less motion artifacts in the image. Behind each converter layer 2, 3, a read-out electronics 4, 5 is respectively arranged, which is electrically contacted via electrical contacts 21 to the converter layer 2, 3. The associated short signal lines allow detection of the signals in rapid time sequence.
  • the unit converter layer and read-out electronics 2, 4 and 3, 5 in each case represents a detector 6, 7.
  • the detector arrangement 1 therefore comprises two detectors 6, 7 arranged one behind the other.
  • the detector assembly 1 are associated with adjusting means 18, with which the entire detector array 1 in successive measurements on the next scanning position is perpendicular to the beam direction 8 adjustable.
  • the detectors 6, 7 in the present exemplary embodiment are counting semiconductor detectors, with which the absorption events are counted and / or detected in an energy-resolved manner.
  • the two converter layers 2, 3 are directly converting and comprise a doped semiconductor material based on selenium, silicon, CdTe, CZT, GaAs or HgI.
  • an indirectly converting detector 6, 7. the signal generation takes place in two stages via the generation of light pulses with a transducer layer 2, 3 in the form of a scintillator.
  • a scintillating material is a plastic scintillator, NaI, CsI, Gadoliniumoxisulfid or LSO in question.
  • a sampling of the interference pattern can also take place with a stationary detector arrangement 1 and an adjustment of the source grid GO.
  • the source grid GO is associated with a corresponding adjustment means 18.
  • an electron optics 19 for producing a multiplicity of foci 20 is used as the coherence means 17 instead of the source grating GO, whereby the foci 20 for scanning the interference pattern are adjusted by means of an adjusting means 18 associated with the electron optics 19.
  • stationary generation of a one-dimensional focus array 20 may of course also correspondingly adjust the detector arrangement 1 via an adjustment means 18.
  • the relative positions between two of the components source grating GO, diffraction grating Gl and detector order 1 are perpendicular to the beam direction 8 adjustable.
  • FIG. 6 shows a side view in the direction of the strips of a detail of a detector arrangement 1 according to the invention in accordance with a first exemplary embodiment.
  • the detectors 6,7 are counting semiconductor detectors.
  • the less sensitive regions 10, 12 are formed by photolithographic processes,
  • the production thus takes place starting from a fully sensitive semiconductor layer.
  • the sensitive regions 9, 11 and less sensitive regions 10, 12 form stripes that run perpendicular to the plane of the drawing.
  • the strips 9,10,11,12 are the same size.
  • the width of each strip 9,10,11,12 is in this example 10 microns and is usually in a range between 0.5-20 microns. However, the strips 9, 10, 11, 12 can also have different sizes and have a strip width in a range from 0.5 ⁇ m to 20 ⁇ m.
  • the detectors 6,7 are structured into individual pixels 13.
  • a counter electrode 25 is arranged on the first side of the converter layer 2, 3 in the beam direction 8
  • a pixel electrode 26 is arranged on the second side of the converter layer 2, between which electrons and holes, which are released by interaction processes with incident X-ray quanta Voltage is applied.
  • the pixel pitch is approximately ten or more micrometers, so that several sensitive and less sensitive strips 9, 10, 11, 12 are covered by a pixel 13.
  • the converter layers 2, 3 are a scintillator in which the less-sensitive regions 10, 12 are formed by slits, photolithographic processes, etching processes or laser-generated slits or channels.
  • the less sensitive regions 10, 12 can therefore be carried out on a fully sensitive converter layer or an initially unstructured scintillator.
  • the intensity measurement is realized in pixels 13 of, for example, a few 10 ⁇ m pixel pitch by coupled photodiodes.
  • the collection of the released charge carriers takes place in a coupled TFT array or in readout and / or processing electronics in the form of an ASIC coupled via electrical contacts 21 in the form of bump bonds or wire bonds.
  • the semiconductor detectors may be operated in an integrating or counting mode.
  • the regions 9, 10, 11, 12 of the two converter layers 2, 3 are arranged offset from one another such that a sensitive strip 11 of the second converter layer 3 is arranged under a less sensitive strip 10 of the first converter layer 2.
  • the detector arrangement 1 can be formed from two identically constructed detectors 6, 7, which are arranged at an offset from one another.
  • FIG. 7 shows a detector arrangement 1 in which the two detectors 6, 7 are not constructed the same.
  • the position of the pattern of the slots or of the sensitive and less sensitive regions 9, 10, 11, 12 relative to the pixel electrode 26 in the first converter layer 2 is opposite to the position of the pattern of the slots or the sensitive and less sensitive regions 9, 10, 11,12 shifted with respect to the pixel electrode 26 in the second converter layer 3.
  • the slots or channels, which form the less sensitive areas 10, 12, can be filled with a material 27 of low absorption capacity according to the exemplary embodiment shown in FIG. 8 in order to passivate the surfaces of the sensitive areas 9, 11 and / or the mechanical stability to increase the sensor.
  • FIG. 9 shows a plan view of one of the two converter layers 2, 3 in the beam direction 8, wherein the structure of the pixels 13 can be seen in dashed form.
  • a pixel 13 correspondingly covers a plurality of sensitive and less sensitive strips 9, 10, 11, 12.
  • FIG. 10 shows a side view of the interaction principle of X-rays 28, 29 with a detector arrangement 1, in which the detectors 6, 7 each comprise a transducer layer 2, 3 in the form of a scintillator and an array of photodiodes 30.
  • X-rays 28 which strike the sensitive strips 9 of the first converter layer 2 are converted into light pulses 31 and converted into electrical signals by the photodiode 30 coupled to the scintillator.
  • the invention relates to a detector arrangement 1 for performing phase contrast measurements, comprising at least two converter layers 2, 3 arranged one behind the other, wherein at least the first converter layer 2 arranged in beam direction 8 alternately sensitive areas 9 with a high absorption coefficient and less for the conversion of radiation quantum into signals sensitive areas 10 having a lower in comparison to the degree of absorption.
  • Phase-contrast images can thus be produced with the same image quality as compared to a grid-based measurement of a generated interference pattern with a lower dose of X-ray within a shorter recording time.
  • a rapidly detected sequence of signals allows correction of motion artifacts in the reconstructed image and / or detection and correction of changes in the scan geometry.
  • the invention also relates to a corresponding X-ray tomography device 15 and to a method for carrying out phase contrast measurements.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine Detektoranordnung (1) zur Durchführung von Phasenkontrastmessungen, umfassend zumindest zwei hintereinander angeordnete Wandlerschichten (2,3), wobei zumindest die in Strahlenrichtung (8) angeordnete erste Wandlerschicht (2) jeweils abwechselnd sensitive Bereiche (9) mit einem für die Wandlung von eintreffenden Strahlenquanten in Signale hohen Absorptionsgrad und weniger sensitive Bereiche (10) mit einem im Vergleich dazu niedrigeren Absorptionsgrad aufweist. Phasenkontrastbilder können auf diese Weise bei gleicher Bildqualität im Vergleich zu einer gitterbasierten Ausmessung eines erzeugten Interferenzmusters mit einer geringeren Röntgendosis innerhalb einer kürzeren Aufnahmezeit erzeugt werden. Darüber hinaus ermöglicht eine schnell erfasste Folge von Signalen eine Korrektur von Bewegungsartefakten im rekonstruierten Bild und/oder eine Erkennung und Korrektur von Änderungen der Abtastgeometrie. Die Erfindung betrifft außerdem ein entsprechendes Röntgentomographiegerät (15) und ein Verfahren zur Durchführung von Phasenkontrastmessungen.

Description

Detektoranordnung und Röntgentomographiegerät zur Durchführung von Phasenkontrastmessungen sowie Verfahren zur Durch- führung einer Phasenkontrastmessung
Die Erfindung betrifft eine Detektoranordnung und ein Röntgentomographiegerät zur Durchführung von Phasenkontrastmessungen sowie ein Verfahren zur Durchführung einer Phasenkon- trastmessung .
Für die Bildgebung durch ionisierende Strahlen, insbesondere durch Röntgenstrahlen, können hauptsächlich zwei Effekte betrachtet werden, die beim Durchtritt der Strahlung durch Ma- terie auftreten, nämlich die Absorption und die Phasenverschiebung der durch ein Objekt durchtretenden Strahlung. Es ist auch bekannt, dass in vielen Fällen beim Durchtritt eines Strahles durch ein Untersuchungsobjekt die Phasenverschiebung wesentlich stärker von geringen Unterschieden bezüglich der Dicke und der Zusammensetzung der durchdrungenen Materie abhängt als die Absorption. Grundsätzlich hängt die Größe beider Effekte jeweils von der Energie der Strahlung, der Dichte und der Kernladungszahl der durchstrahlten Materie ab.
Der Durchgang von Röntgenstrahlung durch Materie kann durch einen komplexen Brechungsindex beschrieben werden. Der nicht verschwindende Imaginärteil des Brechungsindex beschreibt die Stärke der Absorption eines Materials. Der nicht verschwindende Realteil des Brechungsindex führt zu einer Phasenver- Schiebung der durch ein Material durchlaufenden Röntgenwelle. Ziel der Phasenkontrast-Röntgenbildgebung ist es, zusätzlich zu Bildern der Absorptionsstärke, ausgedrückt durch den linearen Schwächungskoeffizienten oder den Imaginärteil des Brechungsindex, des mit Röntgenstrahlung durchstrahlten Objekts auch Bilder der lokalen Phase oder der lokalen Gradienten der Phase der durch das durchstrahlte Objekt laufenden Wellenfront zu messen. Hierbei können analog zur Röntgenradiographie beziehungsweise Röntgentomographie sowohl projektive Bilder der Phasenverschiebung als auch tomographische Darstellungen der Phasenverschiebung auf Basis einer Vielzahl von projektiven Bildern berechnet werden.
Die Phase einer Röntgenwelle kann man dabei nicht direkt bestimmen, sondern nur durch Interferenz mit einer Referenzwelle. Die Phasenverschiebungen relativ zu den Referenzwellen beziehungsweise zu den benachbarten Strahlen können durch
Verwendung interferometrischer Gitter gemessen werden und zu projektiven und/oder tomographischen Aufnahmen zusammengesetzt werden.
Aus der EP 1 731 099 Al ist ein Aufbau eines Röntgentomogra- phiegerätes bekannt, welches sich zur Durchführung von Pha- senkontrastmessungen eignet. Bei diesem Aufbau werden insgesamt drei Gitter benötigt. Ein erstes Gitter GO, welches auch als Quellengitter bezeichnet wird, ist zwischen dem Brenn- fleck der Röntgenröhre und Position des Objekts platziert.
Das zweite Gitter Gl, welches als Beugungsgitter, Phasengitter oder als Talbotgitter bezeichnet wird, ist zwischen dem Objekt und dem Röntgenstrahlendetektor platziert. Das dritte Gitter G2 wird als Absorptionsgitter bezeichnet und ist zwi- sehen dem Beugungsgitter Gl und dem Röntgenstrahlendetektor angeordnet .
Das Quellengitter GO dient der Bereitstellung einer Vielzahl von Linienquellen, die sich räumlich teilkohärent zueinander verhalten. Das Beugungsgitter Gl dient einer Aufprägung eines räumlichen Phasenverschiebungsmusters auf die einlaufende Wellenfront und damit zur Erzeugung eines Interferenzmusters hinter dem Beugungsgitter Gl . In bestimmten Abständen von diesem Gitter Gl, bei den Talbotabständen, entsteht bei Ein- lauf einer ebenen Welle auf das Gitter Gl ein mehr oder minder scharfes Interferenzmuster. Das Absorptionsgitter G2 dient der Abtastung des Interferenzmusters. Die Gitter GO, Gl und G2 sind dabei parallel zueinander ausgerichtet. Der Detektor ist zur ortsaufgelösten Erfassung der durch Wandlung von eintreffenden Strahlenquanten erzeugten elektrischen Signale pixelartig strukturiert. Die Aufnahme eines Ab- sorptionsbildes und eines Phasenkontrastbildes bzw. eines differentiellen Phasenkontrastbildes erfolgt bekanntermaßen über die Messung der Intensität in jedem Pixel des Detektors in Abhängigkeit von der relativen Position der Gitter GO, Gl und G2 zueinander. In dem bekannten Fall wird beispielsweise das Absorptionsgitter G2 schrittweise oder kontinuierlich senkrecht zur Strahlrichtung und senkrecht zur Schlitzrichtung verschoben. Die Intensität der Röntgenstrahlung wird für jedes Pixel in Form eines elektrischen Signals in Abhängigkeit der Gitterposition registriert. Es handelt sich dabei um ein moduliertes Signal, welches in dem jeweiligen Pixel die Stärke der Absorption im Strahlengang durch das Objekt zum Pixel vom ausgeleuchteten Teil des Gitters G2 repräsentiert. Aus der Position der Maxima und Minima des Intensitätsverlaufs im Pixel, welcher mit dem projizierten Gradienten des Realteils des Brechungsindex zusammenhängt, ist die lokale
Phasenverschiebung der Röntgenstrahlung berechenbar. Eine Integration dieser Gradienten entlang einer Zeile senkrecht zur Strahlrichtung und senkrecht zur Schlitzrichtung liefert die lokale mittlere Phase der Wellenfront nach Durchlaufen des Objekts projiziert auf das Pixel.
Nachteil der bekannten Methode ist, dass in dem Absorptionsgitter G2 Strahlenquanten, welche das Objekt passiert haben, absorbiert werden und somit für eine Bildgebung nicht mehr zur Verfügung stehen. Dadurch erhöht sich insbesondere die zur Bildgebung notwendige Dosis bzw. Patientendosis. Ein weiterer Nachteil ist darin zu sehen, dass Veränderungen in der Geometrie der Anordnung während der Messung der Intensität, beispielsweise bei Änderung einer relativen Position der Git- ter zueinander, durch mechanische Deformationen aufgrund von Fliehkräften, wie sie bei CT-Anwendungen entstehen, zu einer verfälschten Modulationskurve führen. Dies führt zu einer inkorrekten Bestimmung der Phase. Davon ausgehend liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, eine Detektoranordnung, ein Röntgentomographiegerät und ein Verfahren zur Phasenkontrastmessung so auszugestalten, dass eine Dosisbelastung für ein zu untersuchendes Objekt bei gleichbleibender Bildqualität reduziert wird.
Diese Aufgabe wird durch eine Detektoranordnung gemäß den Merkmalen des Anspruchs 1, durch ein Röntgentomographiegerät mit den Merkmalen des nebengeordneten Anspruchs 12 sowie durch ein Verfahren zur Durchführung von Phasenkontrastmes- sungen mit den Merkmalen des nebengeordneten Anspruchs 15 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weitergestaltungen sind Gegenstand von Unteransprüchen.
Die erfindungsgemäße Detektoranordnung zur Durchführung von Phasenkontrastmessungen umfasst zumindest zwei hintereinander angeordnete Wandlerschichten, wobei zumindest die in Strahlenrichtung angeordnete erste Wandlerschicht jeweils abwech- selnd sensitive Bereiche mit einem für die Wandlung von eintreffenden Strahlenquanten in Signale hohen Absorptionsgrad und weniger sensitive Bereiche mit einem im Vergleich dazu niedrigeren Absorptionsgrad aufweist.
Unter Strahlenrichtung wird in diesem Zusammenhang die Richtung verstanden, aus der bei bestimmungsgemäßen Gebrauch der Detektoranordnung eine Röntgenstrahlung auf die Detektoranordnung trifft. Jede Wandlerschicht ist Teil eines Detektors der Detektoranordnung. Der Detektor umfasst sämtliche Bau- gruppen, die zur Wandlung der Röntgenstrahlen in elektrische Signale und zum Auslesen der elektrischen Signale benötigt werden. Je nachdem, welche Einheit im Folgenden betrachtet wird, können hintereinander angeordneten Wandlerschichten oder hintereinander angeordneten Detektoren gemeint sein. Un- ter dem Begriff , sensitiver Bereich' ist der Bereich einer Wandlerschicht zu verstehen, in welchem die Strahlenquanten mit der Wandlerschicht mit dem Ziel wechselwirken, um ein elektrisches Signal zu erzeugen. Unter dem Begriff , weniger sensitive Bereich' ist nicht die zur Pixellierung der Wandlerschicht notwendige Maßnahme, insbesondere der Bereich von Septen gemeint. Hierunter sind vielmehr gezielt ausgebildete Bereiche zu verstehen, in denen die Strahlenquanten für eine Wandlung in Richtung einer zur ersten Wandlerschicht nach geschalteten zweiten Wandlerschicht passieren können.
Mit einer solchen Detektoranordnung kann auf das bisher eingesetzte Absorptionsgitter G2 bei einer Phasenkontrastmessung verzichtet werden. Es wurde erkannt, dass es für die Abtastung des erzeugten Interferenzmusters ausreicht, einen Teil der Strahlenquanten in einem räumlichen Muster in der ersten Wandlerschicht wechselwirken zu lassen, während der verbleibende Teil der Strahlenquanten, welcher in die Zwischenberei- che des Musters trifft, die erste Wandlerschicht passieren kann und in der in Strahlenrichtung dahinter angeordneten zweiten Wandlerschicht für eine Signalerzeugung zur Verfügung steht. Das räumliche Muster in der ersten Wandlerschicht wird durch jeweils abwechselnd sensitive Bereiche mit einem für die Wandlung von eintreffenden Strahlenquanten in Signale hohen Absorptionsgrad und weniger sensitive Bereiche mit einem im Vergleich dazu niedrigeren Absorptionsgrad gebildet. Die Wandlerschichten befinden sich in fester räumlicher Position und Orientierung zueinander.
Somit werden nahezu sämtliche durch das Objekt tretende Strahlenquanten für eine Bildgebung verwendet. Es gehen in diesem Fall also keine Strahlenquanten durch Absorption in einem Absorptionsgitter G2 ungenutzt verloren. Hierdurch ver- ringert sich die Röntgendosis, welche notwendig ist, um ein Phasenkontrastbild bei entsprechend gleicher Qualität zu erzeugen .
Durch die beiden hintereinander angeordneten Wandlerschichten und das in die erste Wandlerschicht eingeprägte Muster wird das Interferenzmuster bei jeder Messung an zwei unterschiedlichen Positionen abgetastet. Es werden gegenüber dem bekannten Aufbau dadurch nur halb so viele einzelne Messungen benö- tigt. Die vorgeschlagene Maßnahme verkürzt somit auch die benötigte Aufnahmezeit. Hierdurch reduzieren sich auch die im rekonstruierten Bild vorhandenen Bewegungsartefakte.
Ein Röntgentomographiegerät mit einer solchen Detektoranordnung ist durch den Verzicht auf das Absorptionsgitter G2 darüber hinaus weniger komplex im Aufbau und weniger anfällig gegenüber mechanischer Beanspruchung, wie sie typischerweise bei Rotation eines Aufnahmesystem in einem Computertomogra- phiegerät auftritt. Die erfassten Signalverläufe und somit die daraus abgeleiteten lokalen Phasendifferenzen sind daher mit einer höheren Sicherheit bestimmbar.
Eine Strukturierung in sensitive und weniger sensitive Berei- che ist insbesondere lediglich für die erste Wandlerschicht erforderlich, so dass sich hier verfügbare Wandlerschichten ohne weitere Modifikationen einsetzen lassen.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung weist die zweite Wandlerschicht ebenfalls solche sensitiven Bereiche und weniger sensitiven Bereiche auf, wobei in Strahlenrichtung jeweils hinter einem der sensitiven Bereiche der ersten Wandlerschicht eines der weniger sensitiven Bereiche der zweiten Wandlerschicht und entsprechend jeweils hinter einem der weniger sensitiven Bereiche der ersten Wandlerschicht eines der sensitiven Bereiche der zweiten Wandlerschicht folgt. Die Detektoren Dl und D2 können identisch gebaut sein, jedoch zueinander verschoben positioniert werden.
Der Absorptionsgrad der weniger sensitiven Bereiche ist in einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung wenigstens um einen Faktor 0,5 im Vergleich zu dem Absorptionsgrad der sensitiven Bereiche reduziert. Entscheidend ist dabei, dass die weniger sensitiven Bereiche im Vergleich zu den sensiti- ven Bereichen eine merklich geringere Absorptionswahrscheinlichkeit, von beispielsweise 50%, aufweisen. Besonders vorteilhaft wäre es im Sinne einer maximalen Dosiseinsparung, dass die weniger sensitiven Bereiche für die verwendeten Röntgenstrahlen quasi transparent sind.
Sinnvolle Breiten der sensitiven Bereiche und/oder die weni- ger sensitiven Bereiche liegen in einem Bereich zwischen 100 nm und 100 μm. Die sensitiven Bereiche und/oder die weniger sensitiven Bereiche weisen vorzugsweise eine Breite von 0,5 μm bis 20 μm auf. Die Bereiche sind in diesem Fall so dimensioniert, dass ein erzeugtes Interferenzmuster ortsaufgelöst hinreichend genau abgetastet werden kann.
Die sensitiven Bereiche und die weniger sensitiven Bereiche sind vorteilhaft jeweils streifenförmig ausgebildet. Die Streifen der beiden Wandlerschichten können vorteilhaft pa- rallel zueinander verlaufen und werden bei Integration in ein Röntgentomographiegerät parallel zu den Streifen des ersten und zweiten Gitters GO und Gl ausgerichtet. Die beiden Wandlerschichten sind zudem vorzugsweise zur ortsaufgelösten Wandlung der eintreffenden Strahlenquanten in zueinander kor- respondierende Pixel strukturiert. Jedes Pixel deckt in einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung mehrere, vorzugsweise hundert, sensitive Bereiche und mehrere, vorzugsweise hundert, weniger sensitive Bereiche ab. Je nach Pixelgröße kann die Anzahl der sensitiven und weniger sensitiven Bereiche zwischen zehn und vierhundert betragen. Es wurde erkannt, dass sich mehrere sensitive und weniger sensitive Bereiche in jedem Pixel befinden können, ohne dass es zu einer merklichen Störung durch Streuung der Röntgenstrahlung zwischen den Bereichen kommt, und ohne dass es durch das Passieren der aus- gelösten Photo- oder Compton-Elektronen durch mehrere Bereiche zu merklichen Störungen kommt.
Die Erfinder haben weiterhin erkannt, dass auf Basis einer Auswertung zeitlich schnell hintereinander erfasster Signale bei fester Abtastgeometrie Bewegungsartefakte in dem rekonstruierten Bild erkannt und reduziert werden können. Hierzu muss während der Intensitätsaufnahme bei jeder fixen relati- ven Position der Gitter und der Wanderschichten, das Intensitätssignal in schneller zeitlicher Folge abgetastet werden.
Hinter den Wandlerschichten ist nach einer vorteilhaften Aus- führung der Erfindung daher jeweils eine Ausleseelektronik angeordnet, die mit der jeweiligen Wandlerschicht elektrisch kontaktiert ist. Durch die damit verbundenen kurzen Signalleitungen sind Signale in einer schnellen zeitlichen Folge erfassbar. Es wäre aber ebenso denkbar, dass die Signale in einer Umverdrahtungsschicht über darin enthaltene Signalleitungen aus dem bestrahlten Bereich der Detektoranordnung herausgeführt und erst anschließend einer Ausleseelektronik zugeführt werden. Die Komponenten der Ausleseelektronik beeinflussen in diesem Fall die Signalerzeugung nicht in störender Weise. Die Komponenten müssen darüber hinaus nicht resistent gegenüber Röntgenstrahlung sein, so dass handelsübliche Komponenten eingesetzt werden können.
Es kann dann der zeitliche Intensitätsverlauf in quasi hin- tereinander liegenden Pixeln der beiden Wandlerschichten verglichen werden und es kann nach zeitlichen Korrelationen gesucht werden. Eine abnehmende Intensität in dem Pixel in der ersten Wandlerschicht bei gleichzeitig zunehmender Intensität im dahinterliegenden Pixel von der zweiten Wandlerschicht deutet auf eine Veränderung der Geometrie, z.B. als Folge einer Bewegung des Fokus oder des Gitters GO, einer Bewegung im Objekt oder einer Veränderung der Geometrie aufgrund von mechanischen Deformationen, hin. Diese Geometrieveränderung kann dann korrigiert und die Qualität der rekonstruierten Bilder (Absorptions- und Phasenbilder) verbessert werden.
Insbesondere in computertomographischer Geometrie kann dies wegen der dort zu erwartenden hohen Fliehkräfte wichtig sein. Da diese zeitliche Korrelationen der Signale in den Pixeln der beiden Wandlerschichten während einer jeden relativen Po- sition der Gitter, Foki, Detektoren zueinander während jedem Scan-Schritt ermittelt werden sollen, kann die zwischen dem Anfahren zweier relativer Positionen liegende Zeit dazu verwendet werden, die Detektoren auszulesen. Zu diesem Zweck kann es vorteilhaft sein, wenn die Ausleseelektronik zu jedem Pixel zugeordnete Signalspeicher aufweist, die zur Zwischenspeicherung einer Folge von zeitlich schnell nacheinander erfassten elektrischen Signalen ausgestaltet sind.
Die Intensitätssignale können in diesem Fall in schneller zeitlicher Folge von beispielsweise einer Mikrosekunde lokal in einer Elektronik nahe der Elektrode des Halbleiterdetektors oder der Photodiode des Szintillationsdetektors analog oder digital zeitaufgelöst gespeichert und während des Anfah- rens der nächsten Position zur Abtastung des Interferenzmusters ausgelesen werden. Zum Beispiel können die Detektoren, wenn sie zählende Halbleiterdetektoren sind, nicht nur einen Zähler in jedem Pixel, sondern mehrere, beispielsweise 16 Zähler, enthalten. Diese Zähler werden nacheinander zum Zählen von Ereignissen in engen Zeitfenstern verwendet. Die Zählertiefe eines jeden einzelnen Zählers kann dadurch niedriger als die Zählertiefe bei Einsatz eines einzigen Zählers gewählt werden. Die Zähler werden nacheinander gefüllt. Während des Anfahrens der neuen relativen Position zwischen Gittern, Fokus und Detektoranordnung bzw. während des Einstellens einer folgenden Abtastgeometrie werden alle Zähler sämtlicher Pixel ausgelesen.
Bei integrierend arbeitenden Detektoren bietet sich die Verwendung einer Kette aus Kondensatoren an, die nacheinander mit der zu messenden Ladung gefüllt werden. Die Auslese und eventuelle Verstärkung und Digitalisierung des Intensitätssignals erfolgt während des Anfahrens der neuen relativen Position zwischen Gittern, Fokus und Detektoren.
Ein zweiter Aspekt der Erfindung betrifft ein Röntgentomogra- phiegerät zur Durchführung von Phasenkontrastmessungen, welches eine Röntgenquelle mit einem Kohärenzmittel zur Erzeugung quasi kohärenter Röntgenstrahlen, ein in Strahlenrichtung hinter einem Untersuchungsbereich angeordnetes Beugungs- gitter zur Erzeugung eines Interferenzmusters und eine zuvor beschriebene Detektoranordnung umfasst, wobei der Detektoranordnung und/oder dem Beugungsgitter und/oder dem Kohärenzmittel ein Verstellmittel zugeordnet ist, mit welchem die rela- tiven Lagen von zumindest zwei dieser Komponenten senkrecht zur Strahlenrichtung kontinuierlich oder diskret veränderbar sind.
Das Kohärenzmittel ist in einem vorteilhaften Ausführungsbei- spiel ein Quellengitter. Das Quellengitter dient der Bereitstellung einer Vielzahl von Linienquellen, die sich räumlich teilkohärent zueinander verhalten.
Eine andere Möglichkeit der Bereitstellung mehrerer einzeln, räumlich kohärenter Quellen besteht darin, mehrere Foki, die in sich eine ausreichend große räumliche Kohärenzlänge zur Verfügung stellen, durch geeignete Elektronenoptik in der Röntgenröhre zu realisieren. Das Kohärenzmittel umfasst in diesem Fall also eine Elektronenoptik zur Erzeugung einer Vielzahl von Foki.
Alternativ dazu kann die kohärente Röntgenstrahlung auch mittels eines Fokus mit geringer Ausdehnung und entsprechend hoher Röntgenleistung erzeugt werden, beispielsweise durch Ver- wendung von Mikro- oder Nanofokus-Röntgenröhren .
Zur Einstellung von unterschiedlichen Abtastgeometrien kann das Quellengitter GO mit dem Verstellmittel senkrecht zur Strahlenrichtung verschoben werden, wobei dann in beiden De- tektoren der Detektoranordnung in jedem Pixel die Intensitäten in Anhängigkeit von der relativen Position der Gitter GO, Gl und der Detektoren aufgenommen werden. Es können auch die beiden Detektoren gemeinsam miteinander, also die Detektoranordnung als solche, seitlich, d.h. senkrecht zu den Streifen, verschoben werden, um das Interferenzmuster abzutasten. Es können auch die Foki in der Röntgenröhre mittels der Elektronenoptik durch Ablenkung des Elektronenstrahls verstellt werden . Ein zweiter Aspekt der Erfindung betrifft ein Verfahren zur Durchführung von Phasenkontrastmessungen mit einem zuvor beschriebenen Röntgentomographiegerät , bei welchem an jeder Ab- tastposition für unterschiedliche relative Lagen senkrecht zur Strahlenrichtung zwischen zumindest zwei der Komponenten Kohärenzmittel, Beugungsgitter und Detektoranordnung elektrische Signale für die Pixel der beiden Wandlerschichten ausgelesen und zu einem Phasenkontrastbild verrechnet werden.
Vorzugsweise wird für die unterschiedlichen relativen Lagen der zumindest zwei Komponenten eine Folge von elektrischen Signalen für die Pixel der beiden Wandlerschichten erfasst und für eine Bewegungskorrektur des Phasenkontrastbildes ver- rechnet und/oder zur Erkennung und zur Korrektur einer veränderten Abtastgeometrie verwendet.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand von Ausführungsbeispielen und anhand von Zeichnungen näher erläutert. Dabei zeigen:
Fig. 1 in Seitenansicht einen Aufbau eines Grating-Inter- ferometers gemäß dem Stand der Technik,
Fig. 2 in Seitenansicht ein erstes Röntgentomographiegerät mit einer erfindungsgemäßer Detektoranordnung,
Fig. 3 in Seitenansicht ein zweites Röntgentomographiegerät mit der Detektoranordnung,
Fig. 4 in Seitenansicht ein drittes Röntgentomographiegerät mit der Detektoranordnung,
Fig. 5 in Seitenansicht ein viertes Röntgentomographiege- rät mit der Detektoranordnung,
Fig. 6 in Seitenansicht einen Ausschnitt aus einer ersten Detektoranordnung, Fig. 7 in Seitenansicht einen Ausschnitt aus einer zweiten Detektoranordnung,
Fig. 8 in Seitenansicht einen Ausschnitt aus einem ersten oder zweiten Detektor der Detektoranordnung,
Fig. 9 in Aufsicht eine erste oder zweite Wandlerschicht mit strichliert eingezeichneter Pixelstruktur, und
Fig. 10 in Seitenansicht einen Ausschnitt aus einer dritten Detektoranordnung zur Verdeutlichung des Wechselwirkungsprinzips zwischen der Röntgenstrahlung und den Wandlerschichten.
In den Figuren sind gleiche oder funktionsgleiche Elemente mit gleichen Bezugszeichen bezeichnet. Bei sich wiederholenden Elementen in einer Figur ist jeweils nur ein Element aus Gründen der Übersichtlichkeit mit einem Bezugszeichen verse- hen. Die Darstellungen in den Figuren sind schematisch und nicht zwingend maßstabsgetreu, wobei Maßstäbe zwischen den Figuren variieren können.
Die Figur 1 zeigt in einer Seitenansicht einen prinzipiellen Aufbau eines Grating-Interferometers 24 gemäß dem Stand der
Technik. Zur Phasenkontrastmessung werden insgesamt drei Gitter GO, Gl, G2 benötigt. Eine von einem Fokus 20 einer Strahlenquelle 16, beispielsweise einer Röntgenröhre, ausgehende Röntgenstrahlung tritt durch das quellennahe erste Quellen- gitter GO. Das Quellengitter GO dient der Bereitstellung einer Vielzahl von Linienquellen, die sich räumlich teilkohärent zueinander verhalten. Dieses Gitter GO ist beispielsweise auf Basis eines Silizium-Substrats oder eines Polymer- Substrats hergestellt, in welches durch lithographische Ver- fahren, durch LIGA-Verfahren, oder durch Ätzverfahren zur
Ausbildung des Gitters GO Schlitze eingebracht sind. Der Abstand zwischen benachbarten Schlitzmitten, die Breite eines Schlitzes sowie die Dicke des verwendeten Substrats liegen in einem Bereich der Größenordnung von Mikrometern. Die Schlitztiefe ist so groß wie möglich gewählt und beträgt in diesem Beispiel einige hundert Mikrometer. Die Schlitze sind mit einem vom Substrat verschiedenen Material mit vorzugsweise ho- hem Absorptionsvermögen für die zu verwendende Röntgenstrahlung gefüllt. Das Füllmaterial ist zum Beispiel Gold. Die auf diese Weise erzeugte quasi-kohärente Röntgenstrahlung durchdringt ein Objekt, wobei es beim Durchtritt durch das Objekt 22 zu einer Phasenverschiebung in Abhängigkeit des Objektauf- baus kommt.
Die so modifizierte Röntgenstrahlung passiert anschließend ein Beugungsgitter Gl . Das Beugungsgitter Gl dient einer Aufprägung eines räumlichen Phasenverschiebungsmusters auf die einlaufende Wellenfront und damit zur Erzeugung eines Interferenzmusters hinter dem Beugungsgitter Gl . In bestimmten Abständen von diesem Gitter Gl, den sogenannten Talbotabstän- den, entsteht beim Einlauf einer ebenen Welle in ganzzahligen Abständen auf das Gitter Gl ein konstruktives Interferenzmus- ter. Das Beugungsgitter Gl basiert beispielsweise auf einem
Silizium-Substrat oder Polymer-Substrat, aus dem durch photolithographische Methoden oder Ätzverfahren Stufen gebildet werden. Der Abstand, die Breite, die Höhe der Stufen im Substrat sowie die Dicke des verwendeten Substrats liegen in der Größenordnung von Mikrometern.
Das so ausgebildete Interferenzmuster wird mit Hilfe eines Absorptionsgitters G2 auf den nachgeschalteten Detektor 23 und dessen Pixel 13 bzw. Detektorelementen abgetastet. Es wird, ähnlich wie das Quellengitter GO auf Basis eines Silizium-Substrats oder Polymer-Substrats hergestellt, wobei Schlitze durch photolithographische Methoden oder Ätzverfahren gebildet werden. Der Abstand der Schlitzmitten voneinander und die Breite der Schlitze liegen in der Größenordnung von wenigen Mikrometern oder darunter. Die Dicke des verwendeten Substrats und die Schlitztiefe beträgt in dem vorliegenden Beispiel einige hundert Mikrometer. Die Schlitze sind mit einem vom Substrat verschiedenen Material mit vorzugswei- se hohem Absorptionsvermögen für die zu verwendende Röntgenstrahlung gefüllt.
Die Schlitze des Quellengitters GO sind parallel zu den Schlitzen des Absorptionsgitters G2 und parallel zu den Stufen des Beugungsgitters Gl angeordnet. Die Gitter GO, Gl, G2 werden in Richtung ihrer Dicken durchstrahlt.
Die Phasenkontrastmessung erfolgt bekanntermaßen über die Messung der Intensität in jedem Pixel 13 des Detektors 23 in Abhängigkeit von der relativen Position der Gitter GO, Gl und G2 zueinander. In dem bekannten Fall wird beispielsweise das Absorptionsgitter G2 schrittweise senkrecht zur Strahlrichtung 8 und senkrecht zur Schlitzrichtung verschoben. Die In- tensität der Röntgenstrahlung wird für jedes Pixel 13 in Form eines elektrischen Signals in Abhängigkeit der Gitterposition registriert. Es handelt sich dabei um ein moduliertes Signal, welches in dem jeweiligen Pixel 13 die Stärke der Absorption im Strahlengang durch das Objekt 22 zum Pixel vom ausgeleuch- teten Teil des Absorptionsgitters G2 repräsentiert.
Betrachtet man beispielsweise ein bestimmtes Pixel 13 des Detektors 23 und trägt die gemessene Intensität als Funktion der Relativposition des Absorptionsgitters G2 auf, so erhält man einen periodischen, sinusförmig ähnlichen Verlauf der Intensität an diesem Pixel 13. Wertet man diese gemessenen Strahlungsintensitäten für jedes Pixel 13 in Abhängigkeit des Gitterversatzes aus, so lässt sich für jedes Pixel 13 die Phasenverschiebung und die relative Phasenverschiebung zwi- sehen den Pixeln bestimmen. Die Positionen der Maxima und Minima des Intensitätsverlaufs im Pixel 13 hängen nämlich mit dem projizierten Gradienten des Realteils des Brechungsindex zusammenhängt. Eine Integration dieser Gradienten entlang einer Zeile senkrecht zur Strahlenrichtung 8 und senkrecht zur Schlitzrichtung liefert die lokale mittlere Phaseverschiebung der Wellenfront nach Durchlaufen des Objekts 22 projiziert auf das Pixel 13. Wie bereits zuvor diskutiert, besteht bei dem bekannten Gra- ting-Interferometer der Nachteil, dass Röntgenstrahlen von dem Absorptionsgitter G2 für eine Bildgebung ungenutzt absorbiert werden. Bei dem in der Figur 2 in einer Seitenansicht gezeigten Aufbau eines Aufnahmesystems eines Röntgentomogra- phiegerätes 15 wird dieser Nachteil weitgehend vermieden. Bei dem Röntgentomographiegerät 15 kann es sich beispielsweise um ein CT-Gerät, ein C-Bogen-Gerät, Mammographiegerät oder um ein Röntgengerät zur Objekt- oder Materialuntersuchung, bei- spielsweise einem Gepäckscanner, handeln.
Das Röntgentomographiegerät 15 zeichnet sich durch eine Detektoranordnung 1 aus, bei der zwei Wandlerschichten 2,3 in Strahlenrichtung 8 hintereinander angeordnet und so struktu- riert bzw. ausgestaltet sind, dass zu jeder Messung Messdaten zu dem Interferenzmuster erfasst werden, die den Messdaten an zwei benachbarten Verstellpositionen bei Verwendung eines herkömmlich Absorptionsgitters G2 entsprechen. Pro Messung werden also doppelt so viele Messwerte erfasst, als bei der gitterbasierten Ausmessung des Interferenzmusters. Hierdurch verdoppelt sich die insgesamt erforderliche Abtastgeschwindigkeit, was zu geringeren Bewegungsartefakten im Bild führt. Hinter jeder Wandlerschicht 2,3 ist jeweils eine Ausleseelektronik 4,5 angeordnet, die über elektrische Kontakte 21 mit der Wandlerschicht 2,3 elektrisch kontaktiert ist. Die damit verbundenen kurzen Signalführungen ermöglichen eine Erfassung der Signale in schneller Zeitabfolge. Die Einheit Wandlerschicht und Ausleseelektronik 2,4 und 3,5 stellt für sich jeweils einen Detektor 6,7 dar. Bei der Detektoranord- nung 1 handelt es sich also um zwei hintereinander angeordnete Detektoren 6,7. Der Detektoranordnung 1 sind Verstellmittel 18 zugeordnet, mit denen die gesamte Detektoranordnung 1 bei aufeinanderfolgenden Messungen auf die nächstkommende Abtastposition senkrecht zur Strahlenrichtung 8 verstellbar ist.
Bei den Detektoren 6,7 handelt es sich in dem vorliegendem Ausführungsbeispiel um zählende Halbleiterdetektoren, mit welchen die Absorptionsereignisse zählend und/oder energieaufgelöst detektierbar sind. In diesem Fall sind die beiden Wandlerschichten 2,3 direkt konvertierend und umfassen ein dotiertes Halbleitermaterial auf Basis von Selen, Silizium, CdTe, CZT, GaAs oder HgI. Es kann jedoch ebenso ein indirekt konvertierender Detektor 6,7 zum Einsatz kommen. In diesem Fall erfolgt die Signalgenerierung also zweistufig über die Erzeugung von Lichtimpulsen mit einer Wandlerschicht 2,3 in Form eines Szintillators . Als szintillierendes Material kommt ein Plastikszintillator, NaI, CsI, Gadoliniumoxisulfid oder LSO in Frage.
So wie in der Figur 3 gezeigt, kann eine Abtastung des Interferenzmusters auch mit einer stationären Detektoranordnung 1 und einer Verstellung des Quellengitters GO erfolgen. In diesem Fall ist dem Quellengitter GO ein entsprechendes Verstellmittel 18 zugeordnet. In Figur 4 wird als Kohärenzmittel 17 anstelle des Quellengitters GO eine Elektronenoptik 19 zur Erzeugung einer Vielzahl von Foki 20 eingesetzt, wobei mit- tels eines der Elektronenoptik 19 zugeordneten Verstellmittels 18 die Foki 20 zur Abtastung des Interferenzmusters verstellt werden. Ebenso kann gemäß dem in Figur 5 gezeigten Ausführungsbeispiel bei stationärer Erzeugung eines eindimensionalen Foki-Arrays 20 natürlich auch die Detektoranordnung 1 über ein Verstellmittel 18 entsprechend verstellt werden.
Entscheidend ist lediglich, dass zwischen zwei Abtastpositionen die relativen Lagen zwischen zwei der Komponenten Quellengitter GO, Beugungsgitter Gl und Detektorenordnung 1 senkrecht zur Strahlenrichtung 8 verstellbar sind.
Die Figur 6 zeigt in Seitenansicht in Richtung der Streifen einen Ausschnitt einer erfindungsgemäßen Detektoranordnung 1 gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel. Die Detektoren 6,7 sind zählende Halbleiterdetektoren. Die weniger sensitiven Bereiche 10,12 sind durch photolithographische Verfahren,
Ätzverfahren oder Lasern erzeugte Schlitze oder Kanäle in das Halbleitermaterial eingebracht. In diesen so gebildeten Bereichen werden die Röntgenstrahlen nicht oder so gut wie nicht geschwächt und können den Detektor 6,7 passieren. Die Herstellung erfolgt also ausgehend von einer voll sensitiven Halbleiterschicht. Die sensitiven Bereiche 9,11 und weniger sensitiven Bereiche 10,12 bilden Streifen, die senkrecht zur Zeichenebene verlaufen. Die Streifen 9,10,11,12 sind gleich groß. Die Breite eines jeden Streifens 9,10,11,12 beträgt in diesem Beispiel 10 μm und liegt üblicher Weise in einem Bereich zwischen 0.5-20 μm. Die Streifen 9,10,11,12 können aber auch unterschiedlich groß sein und weisen eine Streifenbreite in einem Bereich von 0.5 μm bis 20 μm auf.
Die Detektoren 6,7 sind in einzelne Pixel 13 strukturiert. Zu diesem Zweck ist auf der in Strahlenrichtung 8 ersten Seite der Wandlerschicht 2,3 eine Gegenelektrode 25 und auf der zweiten Seite der Wandlerschicht 2,3 eine Pixelelektrode 26 angeordnet, zwischen denen zur Trennung der durch Wechselwirkungsprozesse mit eintreffenden Röntgenquanten freigesetzten Elektronen und Löcher, eine Spannung angelegt wird. Der Pi- xelpitch beträgt ungefähr zehn oder mehr Mikrometer, so dass mehrere sensitive und weniger sensitive Streifen 9,10,11,12 von einem Pixel 13 abdeckt werden. Darüber hinaus wäre es möglich, einen Halbleiterdetektor dadurch aufzubauen, dass die Stege der Wandlerschicht 2,3 einen n-dotierten Bereich an deren Spitze und einen p-dotierten Bereich an der dazu gege- nüberliegenden Seite der Wandlerschicht 2,3 zur Ausbildung des Pixels 13 aufweist.
Bei indirekt konvertierenden Detektoren 6,7 sind die Wandlerschichten 2,3 im Gegensatz dazu ein Szintillator, in welchem die weniger sensitiven Bereiche 10,12 durch Schlitzen, photolithographische Verfahren, Ätzverfahren oder durch Lasern erzeugte Schlitze oder Kanäle gebildet sind. Die weniger sensitiven Bereiche 10,12 können also an einer voll-sensitiven Wandlerschicht bzw. einem zunächst unstrukturierten Szintil- lator durchgeführt werden. Die Intensitätsmessung wird in Pixeln 13 von zum Beispiel einigen 10 μm Pixelpitch durch angekoppelte Photodioden realisiert. Die Sammlung der freigesetzten Ladungsträger erfolgt in einem angekoppelten TFT-Array oder in einer über elektrische Kontake 21 in Form von Bump-Bonds oder von Wire-Bonds angekoppelten Auslese- und/oder Verarbeitungselektronik in Form eines ASICs. Die Halbleiterdetektoren können in einem integrierenden oder zählenden Modus betrieben werden.
Die Bereiche 9,10,11,12 der beiden Wandlerschichten 2,3 sind so zueinander versetzt angeordnet, dass jeweils unter einem weniger sensitiven Streifen 10 der ersten Wandlerschicht 2 ein sensitiver Streifen 11 der zweiten Wandlerschicht 3 angeordnet ist. Die Detektoranordnung 1 kann aus zwei gleich aufgebauten Detektoren 6,7 gebildet werden, die mit einem Versatz zueinander angeordnet sind.
Die Figur 7 zeigt eine Detektoranordnung 1, bei der die beiden Detektoren 6,7 nicht gleich aufgebaut sind. Die Position des Musters der Schlitze bzw. der sensitiven und weniger sensitiven Bereiche 9,10,11,12 bezüglich der Pixelelektrode 26 in der ersten Wandlerschicht 2 ist gegenüber der Position des Musters der Schlitze bzw. der sensitiven und weniger sensitiven Bereiche 9,10,11,12 bezüglich der Pixelelektrode 26 in der zweiten Wandlerschicht 3 verschoben.
Die Schlitze bzw. Kanäle, welche die weniger sensitiven Bereiche 10,12 bilden, können gemäß dem in Figur 8 gezeigten Ausführungsbeispiel mit einem Material 27 niedriger Absorptionsfähigkeit gefüllt werden, um die Oberflächen der sensitiven Bereiche 9,11 zu passivieren und/oder die mechanische Stabilität des Sensor zu erhöhen.
Die Figur 9 zeigt in Strahlenrichtung 8 blickend eine Aufsicht auf eine der beiden Wandlerschichten 2,3, wobei in gestrichelter Form die Struktur der Pixel 13 zu sehen ist. Ein Pixel 13 deckt entsprechend mehrere sensitive und weniger sensitive Streifen 9,10,11,12 ab. Die Figur 10 zeigt in einer Seitenansicht das Wechselwirkungsprinzip von Röntgenstrahlen 28,29 mit einer Detektoranordnung 1, bei der die Detektoren 6,7 jeweils eine Wandlerschicht 2,3 in Form eines Szintillators und einem Array von Photodioden 30 umfasst. Röntgenstrahlen 28, die auf die sensitiven Streifen 9 der ersten Wandlerschicht 2 treffen, werden in Lichtimpulse 31 umgesetzt und von der mit dem Szintil- lator gekoppelten Photodiode 30 in elektrische Signale umgesetzt. Röntgenstrahlen 29, die auf die weniger sensitiven Streifen 10 der ersten Wandlerschicht 2 treffen, passieren den ersten Detektor 6 und werden anschließend in den sensitiven Streifen 11 der zweiten Wandlerschicht 3 in Lichtimpulse 31 umgesetzt und von der mit dem Szintillator gekoppelten Photodiode 30 in elektrische Signale umgesetzt.
Zusammenfassend kann Folgendes gesagt werden:
Die Erfindung betrifft eine Detektoranordnung 1 zur Durchführung von Phasenkontrastmessungen, umfassend zumindest zwei hintereinander angeordnete Wandlerschichten 2,3, wobei zumindest die in Strahlenrichtung 8 angeordnete erste Wandlerschicht 2 jeweils abwechselnd sensitive Bereiche 9 mit einem für die Wandlung von eintreffenden Strahlenquanten in Signale hohen Absorptionsgrad und weniger sensitive Bereiche 10 mit einem im Vergleich dazu niedrigeren Absorptionsgrad aufweist. Phasenkontrastbilder können auf diese Weise bei gleicher Bildqualität im Vergleich zu einer gitterbasierten Ausmessung eines erzeugten Interferenzmusters mit einer geringeren Rönt- gendosis innerhalb einer kürzeren Aufnahmezeit erzeugt wer- den. Darüber hinaus ermöglicht eine schnell erfasste Folge von Signalen eine Korrektur von Bewegungsartefakten im rekonstruierten Bild und/oder eine Erkennung und Korrektur von Änderungen der Abtastgeometrie. Die Erfindung betrifft außerdem ein entsprechendes Röntgentomographiegerät 15 und ein Verfah- ren zur Durchführung von Phasenkontrastmessungen.

Claims

Patentansprüche
1. Detektoranordnung (1) zur Durchführung von Phasenkon- trastmessungen, umfassend zumindest zwei hintereinander angeordnete Wandlerschichten (2,3), wobei zumindest die in Strahlenrichtung (8) angeordnete erste Wandlerschicht (2) jeweils abwechselnd sensitive Bereiche (9) mit einem für die Wandlung von eintreffenden Strahlenquanten in Signale hohen Absorptionsgrad und weniger sensitive Be- reiche (10) mit einem im Vergleich dazu niedrigeren Absorptionsgrad aufweist.
2. Detektoranordnung (1) nach Anspruch 1, wobei die zweite Wandlerschicht (3) ebenfalls solche sensitiven Bereiche (11) und weniger sensitiven Bereiche (12) aufweist, wobei in Strahlenrichtung (8) jeweils hinter einem der sensitiven Bereiche (9) der ersten Wandlerschicht (2) eines der weniger sensitiven Bereiche (12) der zweiten Wandlerschicht (3) und entsprechend jeweils hinter einem der weniger sensitiven Bereiche (10) der ersten Wandlerschicht (2) eines der sensitiven Bereiche (11) der zweiten Wandlerschicht (3) folgt.
3. Detektoranordnung (1) nach Anspruch 1 oder 2, wobei der Absorptionsgrad der weniger sensitiven Bereiche (10,12) wenigstens um einen Faktor 0,5 im Vergleich zu dem Absorptionsgrad der sensitiven Bereiche (9,11) reduziert ist.
4. Detektoranordnung ( 1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die sensitiven Bereiche (9,11) und/oder die weniger sensitiven Bereiche (10,12) eine Breite von 0,5 μm bis 20 μm aufweisen.
5. Detektoranordnung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die sensitiven Bereiche (9,11) und die weniger sensitiven Bereiche (10,12) jeweils streifenförmig ausgebildet sind.
6. Detektoranordnung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die beiden Wandlerschichten (2,3) zur ortsaufgelösten Wandlung der eintreffenden Strahlenquanten in zu- einander korrespondierende Pixel (13) strukturiert sind.
7. Detektoranordnung (1) nach Anspruch 6, wobei jedes Pixel (13) mehrere, vorzugsweise hundert, sensitive Bereiche (9,11) und mehrere, vorzugsweise hundert, weniger sensi- tive Bereiche (10,12) abdeckt.
8. Detektoranordnung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei hinter den Wandlerschichten (2,3) jeweils eine Ausleseelektronik (4,5) angeordnet ist, die mit der je- weiligen Wandlerschicht (2,3) elektrisch kontaktiert ist.
9. Detektoranordnung (1) nach Anspruch 8, wobei die Ausleseelektronik (4,5) zu jedem Pixel (13) zugeordnete Sig- nalspeicher (14) aufweist, die zur Zwischenspeicherung einer Folge von zeitlich schnell nacheinander erfassten elektrischen Signalen ausgestaltet sind.
10. Detektoranordnung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei die beiden Wandlerschichten (2,3) direkt konvertierend sind und ein dotiertes Halbleitermaterial umfassen, in welchem die weniger sensitiven Bereiche (10,12) durch photolithographische Verfahren, Ätzverfahren oder Lasern erzeugte Schlitze oder Kanäle gebildet sind.
11. Detektoranordnung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei die beiden Wandlerschichten (2,3) indirekt konvertierend sind und einen Szintillator umfassen, in welchem die weniger sensitiven Bereiche (10,12) durch Schlitzen, photolithographische Verfahren, Ätzverfahren oder Lasern erzeugte Schlitze oder Kanäle gebildet sind.
12. Röntgentomographiegerät (15) zur Durchführung von Pha- senkontrastmessungen, umfassend eine Röntgenquelle (16) mit einem Kohärenzmittel (17) zur Erzeugung quasi kohärenter Röntgenstrahlen, ein in Strahlenrichtung (8) hin- ter einem Untersuchungsbereich angeordneten Beugungsgitter (Gl) zur Erzeugung eines Interferenzmusters und eine Detektoranordnung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 11, wobei der Detektoranordnung (1) und/oder dem Beugungsgitter (Gl) und/oder dem Kohärenzmittel (17) ein Ver- Stellmittel (18) zugeordnet ist, mit welchem die relativen Lagen von zumindest zwei dieser Komponenten (17,Gl, 1) senkrecht zur Strahlenrichtung (8) kontinuierlich oder diskret veränderbar sind.
13. Röntgentomographiegerät (15) nach Anspruch 12, wobei das Kohärenzmittel (17) ein Quellengitter (GO) ist.
14. Röntgentomographiegerät (15) nach Anspruch 12, wobei das Kohärenzmittel (17) eine Elektronenoptik (19) zur Erzeu- gung einer Vielzahl von Foki (20) ist.
15. Verfahren zur Durchführung von Phasenkontrastmessungen mit einem Röntgentomographiegerät (15) nach einem der Ansprüche 12 bis 14, bei welchem an jeder Abtastposition für unterschiedliche relative Lagen senkrecht zur Strahlenrichtung (8) zwischen zumindest zwei der Komponenten Kohärenzmittel (17), Beugungsgitter (Gl) und Detektoranordnung (1) elektrische Signale für die Pixel (13) der beiden Wandlerschichten (2,3) ausgelesen und zu einem Phasenkontrastbild verrechnet werden.
16. Verfahren nach Anspruch 15, bei welchem für die unterschiedlichen relativen Lagen der zumindest zwei Komponenten (17,Gl, 1) eine Folge von elektrischen Signalen für die Pixel (13) der beiden Wandlerschichten (2,3) er- fasst und für eine Bewegungskorrektur des Phasenkon- trastbildes verrechnet werden und/oder zur Erkennung und zur Korrektur einer veränderten Abtastgeometrie verwendet werden.
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