CN104068875B - 通过直接测量干涉图案进行x 射线成像的x 射线拍摄系统 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种通过直接测量干涉图案（18）对检查对象（6）进行X射线成像，特别是进行差分的、有实时能力的相位对比成像的X射线拍摄系统，具有用于产生准相干X射线辐射的至少一个X射线辐射器（3）、具有探测器层（21）和按照矩阵布置的探测器像素（22）的X射线图像探测器（4）、布置在检查对象（6）和X射线图像探测器（4）之间并且产生干涉图案（18）的衍射或相位光栅（17）,第n个塔耳波特阶中的干涉图案（18）直接通过具有非常高的可达到的位置分辨率的X射线探测器（4）来检测，所述位置分辨率按照尼奎斯特理论至少为在第n个塔耳波特阶中形成的干涉图案（18）的一半波长。
Description
技术领域
本发明涉及一种通过直接测量干涉图案对检查对象进行X射线成像，特别是进行差分的、有实时能力的相位对比成像的X射线拍摄系统，具有：用于产生准相干X射线辐射的至少一个X射线辐射器、具有探测器层和按照矩阵布置的探测器像素的X射线图像探测器、布置在检查对象和X射线图像探测器之间并且产生干涉图案的衍射或相位光栅。
背景技术
差分的相位对比成像是成像方法，其特别是在塔耳波特-劳(Talbot-Lau)干涉仪装置中自一段时间以来获得许多关注。例如在出版物F.Pfeiffer等[1],"Hard X-raydark-field imaging using a grating interferometer",Nature Materials7,第134至137页中描述了，借助由一个常规的X射线管、三个光栅和一个X射线探测器组成的干涉仪结构，从相同的数据组中既可以重建吸收对比度、差分相位对比度也可以重建暗场对比度。类似的也可以从Joseph J.Zambelli等[2],"Radiation dose efficiency comparisonbetween differential phase contrast CT and conventional absorption CT",Med.Phys.37(2010),第2473至2479页中获悉。
粒子（诸如X射线量子）的波特性允许借助复杂的折射率
n=1–δ+iβ
描述诸如折射和反射现象。在此虚部β描述了吸收，所述吸收作为目前临床上的X射线成像，如计算机断层成像、血管造影、放射线照相、荧光透视或乳腺X射线照相的基础，而实部δ描述了在差分相位成像中观察到的相位偏移。
从DE102010018715A1中公知一种X射线拍摄系统，在所述X射线拍摄系统中为了高质量的X射线成像，使用对检查对象进行相位对比度成像的X射线拍摄系统，其具有：至少一个包括了多个用于发送相干X射线辐射的场发射X射线源的X射线辐射器、一个X射线图像探测器、一个布置在检查对象和X射线图像探测器之间的衍射光栅G1和另一个布置在衍射光栅G1和X射线图像探测器之间 的光栅G2。
可以用来执行开头提到的那种差分相位对比成像的X射线拍摄系统例如从US7,500,784B2公知，借助图1对其进行解释。
图1示出了用于介入的成套设备的X射线拍摄系统的典型的主要特征，所述成套设备具有由按照六轴的工业或弯曲臂机器人形式的支架1所支承的C形臂2，在其端部安装了X射线辐射源（例如具有X射线管和准直器的X射线辐射器3）和作为图像拍摄单元的X射线图像探测器4。
借助例如从US7500784B2中公知的优选具有六个旋转轴和由此六个自由度的弯曲臂机器人，可以在空间上任意调节C形臂2，例如通过将其围绕在X射线辐射器3和X射线图像探测器4之间的旋转中心旋转。按照本发明的血管造影X射线系统1至4特别地可以围绕在X射线图像探测器4的C形臂平面中的旋转中心和旋转轴旋转，优选围绕X射线图像探测器4的中点和围绕与X射线图像探测器4的中点相交的旋转轴。
公知的弯曲臂机器人具有基座，其例如固定地安装在地板上。在其上可围绕第一旋转轴旋转地固定旋转器。在该旋转器上可围绕第二旋转轴枢转地安装了机器人摇臂，在该机器人摇臂上可围绕第三旋转轴旋转地固定了机器人臂。在该机器人臂的端部可围绕第四旋转轴旋转地安装了机器人手。机器人手具有用于C形臂2的紧固件，其可围绕第五旋转轴枢转，并且可围绕与之垂直地延伸的第六旋转轴旋转。
X射线诊断装置的实现不依赖于工业机器人。也可以使用通常的C形臂设备。
X射线图像探测器4可以是矩形的或方形的、平的半导体探测器，其优选由闪烁体（例如CsJ）和光电二极管的激活的矩阵组成，所述光电二极管由无定形硅（a-Si）制造。但是也可以使用基于CMOS的集成的探测器或计数探测器（例如CdTe或CZT和ASIC）。
在X射线辐射器3的光路中，作为检查对象的待检查的患者6的患者位于支撑台的台板5上。在X射线诊断装置上连接了具有图像系统8的系统控制单元7，其接收并处理X射线图像探测器4的图像信号（操作元件例如没有示出）。然后可以在监视器阵列9的显示器上观察X射线图像。监视器阵列9可以借助天花板安装的、纵向可移动的、可枢转的、可旋转的和具有支架和可下沉的支承臂的高度可调支承体系统10来保持。
替代图1中例如示出的具有以六轴工业或弯曲臂机器人形式的支架1的X射线系统，如在图2中简化示出的，血管造影X射线系统也可以具有用于C形臂2的通常的在地板或天花板上安装的支架。
替代例如示出的C形臂2，血管造影X射线系统还可以具有用于X射线辐射器3和X射线图像探测器4的、分开的在地板和/或天花板上安装的支架，它们例如电子地刚性耦合。
在用于临床的相位对比成像的目前处于焦点中的布置中，使用了例如由MartinSpahn[3]在"Flat detectors and their clinical applications",EuropeanRadiology,Volume15(2005),第1934至1947中描述的常规的X射线管、目前可用的X射线图像探测器，和以下结合图2详细解释的三个光栅G0,G1和G2，该图示出了具有拉伸的管焦点、光栅G0,G1和G2和像素化的X射线图像探测器的、用于差分相位对比成像的塔耳波特-劳干涉仪的示意结构。
从不相干的X射线辐射器3的管焦点11发出的X射线12穿透引起X射线辐射源的位置相干性的吸收光栅13(G0)以产生相干的辐射，以及穿透检查对象14，例如患者6。通过检查对象14，X射线12的波前通过相位偏移被这样偏转，如没有相位偏移的，即，没有对象的波前的法线15，和具有相位偏移的波前的法线16示出的那样。然后，相位偏移的波前经过具有与X射线谱的典型能量匹配的光栅常数的衍射或相位光栅17(G1)以用于产生干涉线或干涉图案18，并且又经过吸收的分析光栅19(G2)以用于读出产生的干涉图案18。具有对象和没有对象形成不同的干涉图案18。分析光栅19的光栅常数是相位光栅17的光栅常数，并且与装置的其余几何特征匹配。分析光栅19例如布置在第一个或第n个塔耳波特距离（阶）中。分析光栅19在此将干涉图案18转换为可以由探测器测量的强度图案。用于临床应用的典型的光栅常数是几个微米，如从引用的文献[1,2]中可以获悉的那样。
如果X射线源足够相干，即，射线源的管焦点11足够小并且产生的辐射功率却足够大，则可以弃用第一光栅G0、即吸收光栅13。
此时对于X射线图像探测器4的每个像素按照现有技术通过如下确定差分相位偏移，即，通过由箭头表示的所谓的“相位步进（Phase-Stepping）”20，在多个步骤(k=1,K,其中例如K=4至8)中垂直于X射线12的辐射方向并且侧向于光栅结构的布置将分析光栅19（G2）移动光栅常数的一个相应的部分，并且在X射线图像探测器4的像素中测量对于该配置在拍摄期间形成的信号Sk，并且由 此采样所形成的干涉图案18。对于每个像素，然后通过合适的拟合方法（匹配或均衡方法），将描述该调制的函数（例如正弦函数）的参数确定到这样测量的信号Sk。这些参数通常是振幅A、相位Φ和平均强度I。
从每个像素具有和不具有对象（或患者）的这些拟合参数中导出的特定参量的比较中，然后可以产生三个不同的图像：
(i)吸收图像，
(ii)差分相位对比图像（DPC），和
(iii)暗场图像（dark-field image）。
可视性，即，从最大和最小信号的标准化的差（或更确切地说：标准化到平均信号的振幅），在此是用于表征塔耳波特-劳-干涉仪的质量的度量。其定义为所采样的调制的对比度
如果以下提到图像，可能是指由吸收图像、DPC图像和暗场图像组成的三者。
该方法的实现表示许多挑战，但是特别具有一个非常重大的缺点：
·分析光栅G2必须被移动到不同的位置，并且然后在每个位置中进行一次X射线采集。这样的方法也因此对于运动的对象（如未麻醉的患者或患者器官，例如心脏、肺部）是很不合适的，如果对象在不同的测量之间即使移动微小的距离。同样这样的结构由于分析光栅G2的机械移动而不合适用来实现实时成像或者具有例如每秒15幅图像(B/s)或60至100B/s的较高的图像频率的成像。其中X射线管和X射线探测器连续地围绕患者旋转的三维成像由此也是不可能的。
·由于光栅G2是具有对于X射线是通透的区域和尽可能不通透的其他区域的分析光栅，所以在对象或者患者之后剂量损失（典型地50%），其对于成像不起作用。
发明内容
本发明要解决的技术问题是，这样形成开头提到的那种X射线拍摄系统，使得在高的图像频率下可以实现有实时能力的相位对比成像，其中X射线图像探测器具有如下结构，该结构未设有分析光栅G2以及未设有X射线图像探测器的机械移动。
按照本发明，对于开头提到的X射线拍摄系统的技术问题通过在本发明中给出的特征解决。
对于X射线拍摄系统的技术问题按照本发明通过如下解决，即，第n个塔耳波特阶中的干涉图案（具有或没有对象）直接通过具有非常高的可达到的位置分辨率的X射线探测器来采集，所述位置分辨率按照尼奎斯特理论至少为在第n个塔耳波特阶中形成的干涉图案的一半波长。
由此实现在高的图像频率情况下具有实时能力的相位对比成像。对于相位对比成像，既不需要分析光栅G2，也不需要X射线图像探测器的机械移动。位置分辨率也可以高于干涉图案的一半波长。严格来说，X射线谱当然也相应地产生不同波长的干涉图案的谱。其在此是指对于特定的X射线能量（例如50、70或90keV）的形成的干涉图案被优化的结构的“设计波长”。
按照本发明，X射线成像可以产生吸收图像、差分相位对比图像（DPC）或暗场图像。
证明有利的是，用于产生准相干X射线的X射线辐射器使用在X射线诊断中或血管造影中通常的、具有相对大的管焦点的X射线管，并且通过使用吸收光栅G0产生相干。
替换地以有利方式，用于产生准相干X射线辐射的X射线辐射器具有焦点大小足够小的多个场发射X射线源或功率足够强的微焦点源。在该情况下不需要吸收光栅G0。
在以下情况下实现X射线图像探测器（4）的非常高的位置分辨率：
-X射线图像探测器（4）的探测器像素具有这样的像素大小，其面积远大于为了待实现的分辨率而实际所需的面积，
-探测器层（21）由探测器材料组成，该探测器材料对于每个吸收的X射线量子（23）产生多个次级量子（25）并且具有这样的固有“差的”调制传递函数（MTF），使得次级量子（25）在至少两个探测器像素（22）上分布地到达并且在那里作为像素信号（26）被探测，并且
-初级事件（24）的位置关于多个像素（32，34）中的测量的像素信号（26）被重建。
当借助关于在相邻像素中测量的像素信号的合适的函数来确定初级事件的位置时，可以与探测器像素的大小能预计的相比精确得多地确定初级事件的位置。
按照本发明，合适的函数可以是拟合函数和/或按照等式(X,Y)=∑(xi,yi)·Si/∑Si的加权平均，其中，(X,Y)是计算的位置，(xi,yi)例如是参与平均的探测器像素（22）的中点并且Si是在相应的像素i中测量的像素信号26。
有利地，探测器像素通过像素至像素的连接与至少直接的相邻像素和可能的再下一个相邻像素连接。
证明有利的是，初级事件的位置的重建在像素矩阵中直接进行并且计算的位置对于每个初级事件被保持。
如果在初级事件中所有参与的像素的像素信号的信号水平和时间戳被保持并且重建稍后进行，则处理可以在X射线图像探测器外部进行，其中通过时间戳可以将参与的探测器像素事后地相关。
有利地，探测器层可以由闪烁体材料组成，其中产生的次级量子、即光子，在多个探测器像素上分布，其中根据待预计的X射线流的水平必须选择闪烁体材料的速度，使得产生小的时间常数，其中成立：X射线流越高，则探测器材料必须越“快”。
证明有利的是，X射线图像探测器是借助作为探测器材料的CsI和用于光电二极管和读出结构的无定形硅或CMOS对X射线量子进行间接转换的集成的探测器，或者作为直接转换X射线量子的光子计数的探测器实现。
附图说明
以下借助在附图中示出的实施例详细解释本发明。其中：
图1示出介入的成套设备的公知的C形臂血管造影系统，具有工业机器人作为支承装置，
图2示出用于差分相位对比成像的公知的塔耳波特-劳-干涉仪的示意结构，具有拉伸的管焦点、三个光栅G1、G2和G2和像素化的探测器，
图3按照侧视图示出具有探测器层和光敏的探测器像素的探测器结构的示意图，
图4示出了按照图3的探测器像素的输出信号的示意分布，
图5按照俯视图示出按照图3的探测器布置，具有X射线量子的相互作用，
图6示出按照图5的探测器布置，其中根据信号分布对所述相互作用进行位置确定，
图7至图12示出了像素至像素连接的不同示例可能性，
图13示出用于模拟地评估多个探测器像素的电阻网络的剖面图，
图14示出按照本发明的探测器像素的电路技术的结构，
图15示出具有多个相邻的探测器像素的中央的探测器像素的电路技术的实现。
具体实施方式
在图3中示意性示出了具有由传统材料构成的探测器层21和其下的具有光敏的探测器像素22的层的X射线图像探测器4的剖面图（横截面）。X射线量子23击中X射线图像探测器4并且由于X射线量子在探测器层21的被激励的发光材料中的吸收而产生初级事件24，由此发射次级量子25。这些发射的次级量子由光敏的探测器像素22检测。
图4现在示出了作为像素信号26的按照图3的输出信号的可能分布，所述像素信号可以是模拟的电压或数字的数值，在所述电压或数值上施加了拟合函数27作为匹配，所述匹配是数学的优化方法，以便对于一系列测量数据确定或者估计模型或预定的函数的未知参数。拟合函数27的最大值28给出虚拟的位置或重建的位置。在理想情况下初级事件24和31的地点和拟合函数27的最大值是相同的。
在图5中以俯视图示出了按照图3的探测器布置，具有击中X射线图像探测器4的X射线量子23，其产生初级事件24。发射的次级量子25（未示出）落在被强度不同地激励的相邻的探测器像素29上，其中像素信号26的不同分布通过不同大小的方形示意性示出。
从该分布中现在如结合图6示出的那样借助合适的二维拟合函数30（其在此表示为圆形）确定初级事件的虚拟位置31，在所述位置上，X射线量子23与探测器材料发生相互作用。
现在借助图7至12示意性示出，在俯视图中示出的X射线图像探测器4的探测器像素22为了确定像素信号26的分布而可以如何互相连接。
中央的像素32通过像素至像素连接33与各自的水平和垂直直接相邻的像素34相连。由此也就是综合了五个探测器像素22。
按照图8，位于探测器像素22之间的节点35通过像素至像素连接33对角线地与直接的相邻像素34相连，从而综合了四个探测器像素22。
在图9中示出了一个形式，在该形式中，从中央的像素32出发，通过像素至像素连接33，各自的水平地和垂直地以及对角线地直接相邻的像素34相连。由此可以综合九个探测器像素22的像素信号26。
按照图10的布置使得可以从位于探测器像素22之间的节点35，经过像素至像素连接33，检测对角线地直接相邻的像素34和它们的各自的水平地和垂直地直接相邻的像素34的像素信号26，从而总共评估十二个探测器像素22。
在按照图11的例子中从图10的布置出发，还检测再下一个对角线地相邻的像素34，从而现在总共提供十六个探测器像素22用于评估。
图12示出一种结构，在该结构中，从具有初级事件24的中央的像素32出发，经过像素至像素连接33，各自的水平地和垂直地直接相邻和再下一个相邻的像素34以及对角线地直接相邻的像素34和它们的各自的水平地和垂直地直接相邻的像素34互相连接。由此可以综合二十一个探测器像素22的像素信号26。如果还添加对角线地再下一个相邻的像素34，则可以评估二十五个探测器像素22。
多个探测器像素22的共同的模拟评估例如可以通过电阻网络来实现，其在图13中在剖面图中仅对于中央的像素32示出。电阻网络具有电阻36（R(x+)）、电阻37（R(y+)）、电阻38（R(x-)）和电阻39（R(y-)），它们与连接线40（x+,x-,y+,y-）相连，通过所述连接线可以量取像素信号26。在合适选择电阻36至39及其相邻像素的情况下可以实现比像素分辨率明显更高的位置分辨率。
在图14中现在示意性示出探测器像素22的结构。探测器像素22的光敏元件的输入信号被传输到放大器41，其输出信号在模拟/数字转换器（A/D转换器）42中被数字化，由此其由计算单元43处理并且在存储器14中暂存以用于进一步的评估。结果作为图像信号通过读出电子电路45或读出逻辑电路传输到图像系统8。探测器像素22通过接头46互相连接以用于其像素信号26的综合评估，如结合按照图7至12的例子描述的。
借助该存储器44可以保持在这些初级事件24中所有参与的像素32、34的像素信号的信号水平和时间戳。重建例如可以稍后在X射线图像探测器4的外部进行，方法是，通过时间戳可以将参与的探测器像素22的像素信号26事后地相关。
按照图15，九个这样的探测器像素22互相连接。至八个相邻像素34的接 头46的所有像素至像素的连接33从中央的像素32的接头46出发。从这些数字的像素信号26中，借助计算单元43在基于信号加权（按照等式（1））或至信号值的二维拟合函数30的条件下确定拟合函数30的最大值并且由此确定虚拟的位置和精确的位置信号，其与总信号的水平一起存储在存储器44中。通过按照等式（1）的可简单实现的信号加权或明显更复杂的二维函数的拟合所进行的这两个描述的位置确定是可替换的。
得到用于在高的图像频率的情况下通过直接测量干涉图案18进行具有实时能力的相位对比成像的X射线探测器的按照本发明的结构的以下优点：
·在该结构情况下不需要机械运动，因为利用X射线图像探测器4直接测量在第n个塔耳波特阶中的强度分布，从而不需要光栅G2和不需要相位步进，
·其可以实现实时成像，并且
·通过在患者后面的光栅引起的剂量损失-具有吸收光栅和相位步进的塔耳波特-劳-方法的一个主要缺点-在此不会出现，因为在描述的实现中不需要它。
在此描述的按照本发明的方法基于，在第n个塔耳波特阶中的干涉图案18（具有和没有对象）直接通过合适的X射线图像探测器4来测量。然而为此需要非常高的位置分辨率。具有按照尼奎斯特理论在第n个塔耳波特阶中形成的干涉图案18的至少一半波长的X射线图像探测器如下来实现：
·在X射线图像探测器4中可以使用这样的像素大小，其面积明显大于对于待实现的分辨率而实际所需的面积。
·使用探测器材料，该探测器材料对于每个吸收的X射线光子产生许多次级量子并且具有固有的“差的”MTF（Modulationstransferfunktion调制传递函数），从而次级量子在至少两个-通常明显更多个-探测器像素22上分布并且在那里作为像素信号26被探测（例如在此闪烁体材料合适，在所述闪烁体材料中，所产生的光子在多个探测器像素22上分布。在此成立，待预计的X射线流越高，则探测器材料必须“越快”（小的时间常数）。
·X射线吸收事件、即初级事件的位置，通过在相邻的像素中、即相邻像素34中的测量的像素信号26来重建。关于在相邻像素34中测量的像素信号26，可以借助合适的函数，例如拟合函数27，比探测器像素22的大小所预计的明显更精确地确定X射线量子的吸收位置。
·需要像素的互相连接，至少是直接相邻的像素34，可能是再下一个相邻的像素34等的互相连接。重建例如可以在像素矩阵上直接进行并且计算的位置 （x,y）对于每个事件被保持，或者保持在该X射线事件中所有参与的像素的信号水平和时间戳并且重建稍后例如在X射线图像探测器4外部进行，方法是，参与的探测器像素22通过时间戳可以事后进行相关。可以考虑其他可能性，从而这些提到的例子不是限制性的。
作为用于改善位置分辨率的函数，例如关于位置进行简单的信号加权的平均是合适的，在所述位置上证明了初级事件24、即X射线量子的吸收：
(X,Y)=∑(xi,yi)·Si/∑Si (1)
（X,Y）是计算的（平均的）位置，(xi,yi)例如是在参与平均的探测器像素22上的中点并且Si是在相应的像素i中的测量的显示信号26。关于具有相邻关系的所有像素i（例如在图7至12中所示）形成和。在此探测器像素22要么围绕中央的像素32（图7、9和12中的例子）要么也围绕位于探测器像素22之间的节点35布置（图8、10和11中的例子）。
原则上这样的平均方法可以在模拟的或在数字的“空间”中进行。
在模拟的空间中模拟的像素信号26相应于在相应的探测器像素22中沉积的能量呈现。通过在探测器像素22之间互相连接地布置的电阻36至39的网络，可以确定位置：
X=c·∑(x+-x-),Y=c·∑(y+-y-) (2)
其中
∑=x++x-+y++y-
并且c是合适的常数。
值x+,x-,y+,y-由这样的探测器像素22形成，所述探测器像素在电阻网络36至39中在中央的像素32的区域中或在位于探测器像素22之间的节点35的区域中形成（也见图13）。
如果像素信号26数字地呈现，即，在模拟的信号在相应的探测器像素22中例如利用足够分辨的模拟数字转换器（ADC）放大和转换之后，可以借助等式（1）在相应的探测器像素22之间数字地联网的情况下（如在图7至12中表示的）来计算位置。
这样的探测器像素22的结构和与相邻像素的连接在图15中举例示出，在那里每个探测器像素22与其八个直接相邻的像素34相关联（这一点相应于图9的情况）。在图15中示出了像素矩阵的一个剖面图，具有中央的像素与其八个 相邻像素34的互相连接。从中央的像素32的和其八个相邻像素34的数字的像素信号26中通过信号加权计算出精确的位置信号，该位置信号与总信号的水平一起存储在存储器44中并且稍后在读出过程之后提供给外围的探测器矩阵。
位置确定的更复杂的变形例如是对像素信号26的位置分布的二维拟合函数27，如在图4和6中图形表示的。
图3和4示出了示意图，即初级事件24（X射线量子23的吸收）的次级量子如何在不同的探测器像素22上分布并且相应地产生不同水平的像素信号26。从像素信号26的位置，例如像素中点，及其信号水平，可以借助合适的函数，例如拟合函数27，确定被拟合的曲线的最大值作为虚拟的位置，其精度明显高于探测器像素22的格栅化（Rasterung）。该虚拟位置是初级事件24（即X射线量子的吸收）的重建的位置。
该情况的二维图示从图5和6获得，其中X射线量子23到达探测器层21的转换材料、互相作用并且产生多个相邻的探测器像素中的多个像素信号26。在图6中根据信号分布借助合适的二维拟合函数30确定X射线量子23与探测器材料具有相互作用的位置。
像素至像素连接33的几个例子从图7至12中获得。中央的像素32或在探测器像素22之间的节点35与直接水平地和垂直地和/或对角线地相邻的像素34相连。在按照图9至12的例子中除了直接相邻的像素34之外还添加再下一个相邻的像素34。
在图13中仅对于中央的像素32示出电阻网络的剖面图，从中在合适选择电阻36至39和其相邻像素34的情况下可以实现比像素分辨率明显更高的位置分辨率。
具有中央的像素32与其八个相邻像素34的互相连接的像素矩阵的剖面图。从中央像素32和其相邻像素34的数字的像素信号26中，通过信号加权，计算出精确的位置信号，该位置信号与总信号的水平一起存储在存储器44中。
Claims (13)
1.一种通过直接测量干涉图案(18)对检查对象(6)进行X射线成像的X射线拍摄系统，包括：用于产生准相干X射线辐射的至少一个X射线辐射器(3)；具有探测器层(21)和按照矩阵布置的探测器像素(22)的X射线图像探测器(4)；布置在检查对象(6)和X射线图像探测器(4)之间并且产生干涉图案(18)的衍射或相位光栅(17),
其特征在于，第n个塔耳波特阶中的干涉图案(18)直接通过具有非常高的可达到的位置分辨率的X射线图像探测器(4)来检测，所述位置分辨率按照尼奎斯特理论至少为在第n个塔耳波特阶中形成的干涉图案(18)的一半波长，
其中，通过以下实现X射线图像探测器(4)的非常高的位置分辨率：
-X射线图像探测器(4)的探测器像素(22)具有这样的像素大小，即其面积远大于为了待实现的分辨率而实际所需的面积，
-探测器层(21)由如下的探测器材料组成：该探测器材料对于每个所吸收的X射线量子(23)产生多个次级量子(25)并且具有这样的调制传递函数(MTF)，使得次级量子(25)在至少两个探测器像素(22)上分布地到达并且在那里作为像素信号(26)被探测，并且
-关于多个像素(32，34)中的测量的像素信号(26)重建初级事件(24)的位置。
2.根据权利要求1所述的X射线拍摄系统，其特征在于，所述X射线成像产生吸收图像、差分相位对比图像(DPC)或暗场图像。
3.根据权利要求1或2所述的X射线拍摄系统，其特征在于，用于产生准相干X射线辐射的所述X射线辐射器(3)使用在X射线诊断中或血管造影中通常的具有相对大的管焦点(11)的X射线管，并且通过使用吸收光栅(13)而具有所述相干。
4.根据权利要求1或2所述的X射线拍摄系统，其特征在于，用于产生准相干X射线辐射的X射线辐射器(3)具有焦点大小为足够小的多个场发射X射线源。
5.根据权利要求1或2所述的X射线拍摄系统，其特征在于，用于产生准相干X射线辐射的X射线辐射器(3)具有功率足够强的微焦点源。
6.根据权利要求1所述的X射线拍摄系统，其特征在于，借助关于在相邻像素(34)中测量的像素信号(26)的合适的函数来确定初级事件的位置。
7.根据权利要求6所述的X射线拍摄系统，其特征在于，所述合适的函数是拟合函数(27)和/或按照等式(X,Y)＝∑(xi,yi)·Si/∑Si的加权平均，其中，(X,Y)是计算的位置，(xi,yi)是参与平均的探测器像素(22)的中点并且Si是在相应的像素i中测量的像素信号(26)。
8.根据权利要求6至7中任一项所述的X射线拍摄系统，其特征在于，所述探测器像素(22)通过像素至像素连接(33)与至少直接的相邻像素(34)互相连接。
9.根据权利要求6至7中任一项所述的X射线拍摄系统，其特征在于，所述初级事件(24)的位置(31)的重建在像素矩阵中直接进行并且计算的位置(31)对于每个初级事件(24)被保持。
10.根据权利要求6至7中任一项所述的X射线拍摄系统，其特征在于，在所述初级事件(24)中所有参与的像素(32,34)的像素信号(26)的信号水平和时间戳被保持，并且重建稍后进行，其中，通过时间戳能够将参与的探测器像素(22)事后地相关。
11.根据权利要求1或2所述的X射线拍摄系统，其特征在于，所述探测器层(21)由闪烁体材料组成，在所述闪烁体材料中产生的次级量子(25)在多个探测器像素(22)上分布，其中，根据所预计的X射线流的水平而必须选择闪烁体材料的速度，使得产生小的时间常数。
12.根据权利要求1或2所述的X射线拍摄系统，其特征在于，所述X射线图像探测器(4)是借助作为探测器材料的CsI以及用于光电二极管和读出结构的CMOS对X射线量子(23)间接转换的集成的探测器。
13.根据权利要求1或2所述的X射线拍摄系统，其特征在于，所述X射线图像探测器(4)实现为直接转换X射线量子(23)的、光子计数的探测器。
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