WO2014048717A1 - Strahlungsdetektor - Google Patents

Strahlungsdetektor Download PDF

Info

Publication number
WO2014048717A1
WO2014048717A1 PCT/EP2013/068664 EP2013068664W WO2014048717A1 WO 2014048717 A1 WO2014048717 A1 WO 2014048717A1 EP 2013068664 W EP2013068664 W EP 2013068664W WO 2014048717 A1 WO2014048717 A1 WO 2014048717A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
converter
radiation
scintillator
cylinders
underlying
Prior art date
Application number
PCT/EP2013/068664
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Reiner Franz Schulz
Original Assignee
Siemens Aktiengesellschaft
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 Aktiengesellschaft filed Critical Siemens Aktiengesellschaft
Publication of WO2014048717A1 publication Critical patent/WO2014048717A1/de

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20187—Position of the scintillator with respect to the photodiode, e.g. photodiode surrounding the crystal, the crystal surrounding the photodiode, shape or size of the scintillator
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/242—Stacked detectors, e.g. for depth information

Definitions

  • Such a radiation detector comprises a radiation converter which converts X-ray or gamma radiation into signals. In a two-stage, indirect conversion process, the radiation converter first converts the incident X-ray or gamma radiation into a single one
  • Scintillator layer in light quantum which are converted into underlying photodiodes in a second stage and stored as an electrical charge.
  • the radiation converter can be designed as a direct converter.
  • the incident x-ray or gamma radiation in a direct converter layer is converted directly into electrical charge and transported by means of an electric field to underlying collector electrodes and stored therein.
  • X-ray imaging uses both indirect conversion flat panel detectors and direct conversion flat panel detectors.
  • the radiation converters are each designed as a scintillator layer.
  • Scintillator materials include CsI: Tl (thallium-doped cesium iodide), CsI: Na (sodium-doped cesium iodide), NaI: Tl (thallium-doped sodium iodide) or similar materials containing alkali halides.
  • Gd 2 O 2 S Tb (terbium doped gadolinium oxysulfide) and LaOBrrTb (terbium doped)
  • Lanthanum oxibromide are used as scintillator materials.
  • the known radiation converters in which X-rays or gamma rays are converted into light in the scintillator layers, are used, for example, in medical imaging, in the examination of freight and luggage, and in non-destructive material testing.
  • a read-out unit downstream of the photodiodes which detects the light generated in the scintillator layer consists of photosensitive elements, e.g. a-Si (amorphous silicon), Si (crystalline silicon), CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) or CCD (charge-coupled device).
  • photosensitive elements e.g. a-Si (amorphous silicon), Si (crystalline silicon), CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) or CCD (charge-coupled device).
  • the third grid (last grid in front of the detector) does not absorb up to approximately 50% of the X-ray radiation imagewise.
  • the object of the present invention is therefore to provide a radiation detector which, in the case of phase-contrast X-ray imaging, enables an improved utilization of the phase contrast with a simultaneously reduced radiation dose.
  • the radiation detector according to claim 1 comprises a radiation converter which converts radiation into signals (eg into light or electrical charge), the radiation converter comprising a plurality of first converter cylinders and a plurality of second converter cylinders arranged alternately with each other first converter cylinder first part signals and the second
  • Converter cylinder generate second sub-signals, and wherein within a predetermined pixel area of a total detector area, the first sub-signals are combined to form a first output signal and the second sub-signals to a second output signal and each a read-out unit.
  • the first and second converter cylinders should have as rectangular a base as possible in order to ensure the most complete possible detection of the X-radiation.
  • an area deviating from a square (equal-sided rectangle) is to be selected for the base area of the first and second converter cylinders.
  • the solution according to the invention can be implemented without problems both with a radiation detector with an indirect conversion (claim 2) and with a radiation detector with a direct conversion (claim 3).
  • the first converter cylinders each comprise a first scintillator layer, an underlying first color filter and an underlying first photosensor.
  • the second converter cylinders each comprise a second scintillator layer, an underlying scintillator layer. the second color filter and an underlying second photosensor.
  • the photosensors can be designed as photoresistors, as photodiodes or as phototransistors.
  • the first scintillator layers sintillator layers of the first converter cylinders
  • the second ones are different
  • Scintillator layers (scintillator layers of the second converter cylinder) through the wavelengths of the emitted scintillator light.
  • the first scintillator layers (and thus the first
  • Converter cylinder emit scintillator light having a first wavelength ⁇ ⁇ .
  • the second scintillator layers (and thus the second converter cylinders) emit scintillator light having a second wavelength ⁇ ⁇ .
  • the scintillator material for the first converter cylinder for example, Gd 2 O 2 S: Tb (terbium doped gadolinium oxysulfide) capable of having a peak in the emission spectrum at about 545 nm is suitable.
  • Tb terbium doped gadolinium oxysulfide
  • LaOBrrTb terbium doped lanthanum oxibromide having a maximum at 380 nm is suitable.
  • the color filters in the radiation detector according to claim 2 are each tuned to the relevant wavelength of the emitted scintillator light.
  • the first color filter is tuned to the first wavelength ⁇ ⁇ and the second color filter to the second wavelength ⁇ ⁇ .
  • the first converter cylinders each comprise a first
  • Direct converter layer and an underlying first collector electrode and the second converter cylinders in each case one a second direct converter layer and an underlying second collector electrode.
  • Direct converter materials are, for example, Se (selenium), PbO (lead (II) oxide), CdTe (cadmium telluride) and Cd ( xi) Zn x Te (cadmium zinc telluride) and Hgl 2 (mercury (II) iodide).
  • Color filters for absorption are not required because the carriers generated in the first direct converter layer and those generated in the second direct converter layer are passed through an applied E-field.
  • the respectively blocked by the first and second color filters scintillator light is at least partially reflected.
  • Scintillator of the wavelength ⁇ ⁇ or ⁇ ⁇ thereby has the ability to get into the other converter cylinder and then to be detected by the associated photo sensor.
  • essentially only scintillator light of the corresponding wavelength ⁇ ⁇ or ⁇ ⁇ reaches the first photosensor or the second photosensor. The phase-contrast X-ray imaging is thus further improved.
  • Radiation converter on the surface, which faces the incident radiation, at least one reflection layer for the generated in the scintillator layers
  • 5 shows a manufacturing method for a radiation converter.
  • the radiation detector shown in FIG. 1 comprises a radiation converter 1, which converts a radiation 2 into signals.
  • the radiation converter 1 is designed as a scintillator, which converts the incident on the radiation converter 1 X-ray radiation 2 in visible scintillator light.
  • the radiation converter 1 has a plurality of first converter cylinders 10 and a plurality of second ones
  • Converter cylinders 20 which are arranged alternately.
  • the first converter cylinders 10 generate first partial signals 14 and the second converter cylinders 20 generate second partial signals 24. Since the radiation converter 1 is designed as a scintillator is formed, the first partial signals 14 are visible scintillator light 15 (emitted light quanta) having a first wavelength ⁇ ⁇ and the second partial signals 24 are visible scintillator light 25 (emitted light quanta) having a second wavelength ⁇ ⁇ .
  • the first converter cylinders 10 each comprise a first scintillator layer 11, an underlying first color filter 12 and an underlying first photosensor 13.
  • the second converter cylinders 20 each comprise a second scintillator layer 21, an underlying second color filter 22 and an underlying second photosensor 23.
  • the first scintillator layer 11 consists, for example, of Gd 2 O 2 S: Tb and the second scintillator layer 21 of LaOBrrTb.
  • the heights of the first scintillator layers 11 and the second scintillator layers 21 correspond in each case to the absorption length 35 of the X-radiation 2 impinging on the first converter cylinders 10 and on the second converter cylinders 20.
  • the first photosensors 13 and the second photosensors 23 are each in the illustrated embodiment as first photodiodes or executed as second photodiodes.
  • the first color filters 12 are only permeable to
  • Scintillator light with a different wavelength is blocked by the first color filters 12 and at least partially absorbed and / or at least partially reflected.
  • first photodiode 13 only scintillator 15 with the first wavelength ⁇ ⁇ .
  • second color filters 22 are only for
  • Scintillator 21 was produced. Scintillator light of a different wavelength is blocked by the second color filters 22 and at least partially absorbed and / or at least partially reflected.
  • the scintillator light 15 or 25 with the respective other wavelength may be scintillator light, which may be the first scintillator layer 11 or the second
  • Scintillator layer 21 has left laterally.
  • the generation of the scintillator light 15 or 25 is symbolized in FIG. 1 with circles 8 and 9.
  • the refractive indices of the first scintillator layer 11 and the first color filter 12 and of the first photosensor 13 are as similar as possible in order to achieve maximum light propagation and coupling. The same applies to the second
  • Wavelength ⁇ ⁇ which is detected by the first photodiodes 13 and forms the first partial signals 14, combined to form a first output signal 16 (FIG. 2).
  • the scintillator light 25 with the second wavelength ⁇ ⁇ which is detected by the second photodiodes 23 and forms the second component signals 24, is amplified within the predefinable pixel surface 5 of the total detector area combined to form a second output signal 26 (FIG 2).
  • the first photodiodes 13 and the second photodiodes 23 are integrated in a read-out unit 3 such that they terminate flush with the surface of the read-out unit 3 with their photosensitive surfaces. This is the first
  • Converter cylinder 10 and the second converter cylinder 20 plan on the readout unit 3, which is executed in the embodiment shown in Figure 1 as CMOS.
  • reflection layer 4 is in the first
  • the reflection layer 4 is likewise interspersed laterally into the second scintillator layers 21 and backscattered by the second color filters 22
  • the reflection layer 4 thus scatters the scintillator light 15 (first wavelength ⁇ ⁇ ) and the scintillator light 25 (second wavelength ⁇ ⁇ ) back to the first photosensors 13 and to the second photosensors 23, respectively.
  • the first converter cylinders 10 and second converter cylinders 20 should have as rectangular a base as possible in order to ensure the most complete possible detection of the X-radiation 2.
  • Converter cylinder 20 each one of a square (equilateral rectangle) deviating surface to choose.
  • first Converter cylinder 10 and second converter cylinder 20 form these bases parallel strips, are arranged in the manner of a grid. Accordingly, the first color filters 12 and the second color filters 22 and the photosensitive areas of the first photosensors 13 and the second photosensors 23 are formed in stripes.
  • FIG. 2 An example is shown in FIG. 2, such as the first output signals 16 (formed by the strip-shaped combinations of the first converter cylinders 10 and the first photosensors 13) and the second output signals 26 (formed by the strip-shaped combinations of the second
  • Converter cylinders 20 and the second photosensors 23 can be summarized.
  • the width 18 of the first scintillator layer 11 and the width of the first photosensor 13 and the width 18 of the second scintillator layer 21 and the width of the second photosensor 21 are particularly advantageous in the range of 1 ⁇ to 20 ⁇ .
  • a predeterminable pixel area 5 (for example a pixel) should have an edge length of 100 ⁇ m and the width of the first scintillator layer 11 and the second one
  • Scintillator layer 21 is 5 ⁇ each, then ten first sub-signals 14 from the first photosensors 13 in the first signal adder 17 and each ten second sub-signals 24 from the second photosensors 23 in the second
  • Signal adder 27 added. This results per pixel 5 (pixels), a first output signal 16 and a second output signal 26. Such a summary of the partial signals 14 and 24 to Rivsignalenl6 and 26, the amounts of data are greatly reduced.
  • the photosensitive surfaces of the first photosensors 13 and the second photosensors 23 can also be read out individually. This increases the data rate and the data quantity per picture.
  • such a summary is software-based.
  • Converter cylinder 10 and are formed by the rectangular base surfaces of the second converter cylinder 20, be interrupted in the longitudinal direction at the boundaries of the pixels 5 (pixels) by a respective separation trench 6. This increases the spatial resolution in the longitudinal direction.
  • FIG 4 an embodiment is shown, in which in addition to the extending to the longitudinal separation trenches 6 in the transverse direction further separation trenches 7.
  • Scintillator layers 21 is the printing on the readout unit by means of Inkj et technology.
  • the first scintillator layers 11 and the second scintillator layers 21 can each be applied to the first color filters 12 or the second color filters 22 in layers by inkjet printing (inkjet printing with pigment ink), whereby corresponding first
  • Converter cylinder 20 arise.
  • a scintillator layer package 30 is prepared in which a first scintillator layer 11 and a second scintillator layer 21 are alternately arranged.
  • this Scintillator layer package 30, one or more plane-parallel strips with the width of the absorption length 35 are "removed” and respectively positioned on the first photodiodes 13 and on the second photodiodes 23 and fixed by gluing or pressing.
  • the scintillator layer package 30 can be made by stacking previously prepared scintillator sheets. Alternatively, the scintillator layer package 30 may be alternately constructed by screen printing, sedimentation, knife coating or spraying of the first scintillator layer 11 and the second scintillator layer 21. The scintillator particles are integrated into a matrix
  • the scintillator particles in the pigment ink are preferably smaller than 1 .mu.m, in particular smaller than 200 nm ("nanoparticles”), the diameter of the scintillator particles being selected here with regard to a maximum luminous efficacy.
  • Nanoscale scintillator particles advantageously show a maximum with decreasing particle size with an increased light yield (signal increase due to resonance phenomena).
  • LuB0 3 lutetium boroxide
  • Such a maximum branches for example, between 90 nm and 100 nm.
  • nanoscale scintillator particles are more radiation-resistant, since radiation-induced defects rapidly diffuse to the surface of the scintillator particles because of their extremely small dimensions.
  • Scintillator 11 and a second scintillator layer 21 of nanoscale scintillator particles are applied alternately in layers, for example, printed in the inkjet process.
  • the solution according to the invention achieves a very compact construction, whereby the stability is increased in such a radiation detector and the production is simplified.
  • On a third grid, as in the example of Weber et al. described construction, can be dispensed with, which saves about a factor of two dose of radiation. This makes it possible for humans to routinely perform phase-contrast examinations by means of X-rays.
  • Scintillator 21 are arranged in a plane next to each other alternately in the manner of a grid.
  • the information on which position ("even” or “odd") an X-ray quantum was absorbed within a pixel 5 is "coded” via the color of the emission light.
  • the “decoding” takes place via the corresponding color filters 12 and 22 before the "even” / "odd” photosensors 13 and 14, respectively.
  • the measures described a very compact design is achieved in a radiation detector, whereby the stability is increased and the production is simplified.
  • On a third grid as in the example in the publication by Weber et al. described construction, can be dispensed with, which saves about a factor of two dose of radiation. This makes it possible for humans to carry out routine phase-contrast examinations by means of X-ray radiation on a routine basis.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Crystallography & Structural Chemistry (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)

Abstract

Die Erfindung betrifft einen Strahlungsdetektor mit einem Strahlungskonverter (1), der eine Strahlung (2) in Signale (15, 25) umwandelt, wobei der Strahlungskonverter (1) eine Vielzahl von ersten Konverterzylindern (10) und eine Vielzahl von zweiten KonverterZylindern (20) umfasst, die abwechselnd zueinander angeordnet sind, wobei die ersten Konverterzylinder (10) erste Teilsignale und die zweiten Konverterzylinder zweite Teilsignale erzeugen, und wobei innerhalb einer vorgebbaren Pixelfläche (5) einer Detektor-Gesamtfläche die ersten Teilsignale (14) zu einem ersten Ausgangssignal (16) und die zweiten Teilsignale (24) zu einem zweiten Ausgangssignal (26) zusammengefasst und jeweils einer Ausleseeinheit (3) zugeführt werden. Der erfindungsgemäße Strahlungsdetektor ermöglicht bei einer Phasenkontrast-Röntgenbildgebung eine verbesserte Nutzung des Phasenkontrastes bei gleichzeitig verringerter Strahlendosis.

Description

Beschreibung
Strahlungsdetektor Ein derartiger Strahlungsdetektor umfasst einen Strahlungskonverter, der Röntgen- oder Gammastrahlung in Signale umwandelt. Der Strahlungskonverter wandelt hierbei in einem zweistufigen, indirekten Konversionsprozess zunächst die auftreffende Röntgen- oder Gammastrahlung in einer
Szintillatorschicht in Lichtquanten um, die in darunterliegenden Fotodioden in einer zweiten Stufe umgewandelt und als elektrische Ladung gespeichert werden. Alternativ dazu kann der Strahlungskonverter als Direktkonverter ausgeführt sein. In diesem Fall wird die auftreffende Röntgen- oder Gamma- Strahlung in einer Direktkonverterschicht direkt in elektrische Ladung umgewandelt und mittels eines elektrischen Feldes zu darunterliegenden Kollektorelektroden transportiert und in diesen gespeichert. Für die Rontgenbildgebung werden sowohl Flachbilddetektoren mit indirekter Konversion verwendet als auch Flachbilddetektoren mit direkter Konversion. In dem Aufsatz von M. Spahn et al . "Flachbilddetektoren in der Röntgendiagnostik" in "Der Radiologe 43 (2003)", Seiten 340 bis 350, und in dem Aufsatz von Martin Spahn "Fiat detectors and their clinical applica- tions" in Eur Radiol (2005), 15: Seiten 1934 bis 1947, sind derartige Flachbilddetektoren beschrieben.
Bei Röntgendetektoren sind die Strahlungskonverter jeweils als Szintillatorschicht ausgeführt. Szintillatormaterialien sind z.B. CsI:Tl (mit Thallium dotiertes Cäsiumiodid) , CsI:Na (mit Natrium dotiertes Cäsiumiodid), NaI:Tl (mit Thallium dotiertes Natriumiodid) oder ähnlichen Materialien, die Alkali- Halogenide enthalten. Auch Gd202S:Tb (mit Terbium dotiertes Gadolinium-Oxysulfid) und LaOBrrTb (mit Terbium dotiertes
Lanthan-Oxibromid) werden als Szintillatormaterialien verwendet . Die bekannten Strahlungskonverter, bei denen in den Szintillatorschichten Röntgen- oder Gammastrahlung in Licht umgewandelt wird, werden z.B. in der medizinischen Bildge- bung, bei der Prüfung von Fracht und Gepäck sowie in der zer- störungsfreien Werkstoff rüfung eingesetzt.
Eine den Fotodioden nachgeordnete Ausleseeinheit, die das in der Szintillatorschicht erzeugte Licht erfasst, besteht aus fotoempfindlichen Elementen, z.B. a-Si (amorphes Silizium), Si (kristallines Silizium) , CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) oder CCD (Charge-coupled Device) .
Aus der Veröffentlichung von Weber et al . , "Spectroscopic Measurements Concerning Grating-Based X-Ray Phase-Contrast Imaging" in Medical Imaging 2011: Physics of Medical Imaging, Proc. of SPIE Vol. 7961, 79611J-1 bis 79611J-6, ist es bekannt, dass mit einem Aufbau nach Talbot der Phasenkontrast zur Bildgebung auch mit Röntgenstrahlung genutzt werden kann. Bei einem derartigen Aufbau erzeugt eine Strahlungsquelle ei- ne entsprechende Röntgenstrahlung, die nach dem Durchgang durch ein erstes Gitter ein Untersuchungsobjekt durchstrahlt. Beim Durchgang der Röntgenstrahlung durch das Untersuchungs- objekt tritt in der Röntgenstrahlung eine Phasenverschiebung auf. Nach dem Durchgang der Röntgenstrahlung durch ein zwei- tes Gitter und durch ein drittes Gitter wird diese in einem ortsauflösenden Detektor registriert. Ein großer Nachteil der beschriebenen Anordnung ist, dass das dritte Gitter (letztes Gitter vor dem Detektor) bis zu ca. 50 % der Röntgenstrahlung nicht bildwirksam absorbiert.
Um eine vergleichbare Bildqualität (Quantenrauschen) zu erreichen, kann man die Dosis der Röntgenstrahlung verdoppeln. Dies ist jedoch insbesondere bei der Untersuchung von lebenden Untersuchungsobjekten von Nachteil und deshalb uner- wünscht. Des Weiteren wirkt sich die Verdoppelung der Strahlendosis nachteilig auf die Kosten und die Lebensdauer der Strahlungsquelle aus. Der Zusammenhang zwischen Absorption und Phasenverschiebung in der Bildgebung ist z.B. in der WO 2010/119019 AI erläutert. In der Bildgebung treten beim Durchtritt von ionisierender Strahlung, insbesondere Röntgenstrahlung, durch Mate- rie hauptsächlich zwei Effekte auf, nämlich die Absorption und die Phasenverschiebung der durch ein Untersuchungsobjekt durchtretenden Strahlung. Beim Durchtritt der ionisierenden Strahlung durch ein Untersuchungsobjekt hängt hierbei in vielen Fällen die Phasenverschiebung wesentlich stärker als die Absorption von geringen Unterschieden bezüglich der Dicke und der Zusammensetzung der durchdrungenen Materie ab. Grundsätzlich hängt die Größe beider Effekte jeweils von der Energie der Strahlung, der Dichte und der Kernladungszahl des Untersuchungsobjektes ab.
Aus der WO 2010/119019 AI ist weiterhin ein Vorschlag für eine Phasenkontrast-Röntgenbildgebung bekannt, in dem zwei Detektorebenen von jeweils von einem Teildetektor gebildet werden. Die beiden Teildetektoren (Detektorebenen) sind hinter- einander angeordnet, wobei die Konversionsschicht mindestens des ersten Teildetektors eine Modulation der Absorptionsfähigkeit aufweist und dadurch die Funktion des in der vorgenannten Veröffentlichung von Weber et al . beschriebenen dritten Gitters übernimmt. Nachteilig ist hierbei insbesondere die Tatsache, dass zwei Strahlungsdetektoren hintereinander justiert werden müssen, wodurch die Kosten und die Komplexität erhöht werden.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es deshalb, einen Strahlungsdetektor zu schaffen, der bei einer Phasenkontrast- Röntgenbildgebung eine verbesserte Nutzung des Phasenkontrastes bei gleichzeitig verringerter Strahlendosis ermöglicht.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch einen Strahlungsde- tektor gemäß Anspruch 1 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Strahlungsdetektors sind jeweils Gegenstand von weiteren Ansprüchen. Der Strahlungsdetektor gemäß Anspruch 1 weist einen Strahlungskonverter auf, der eine Strahlung in Signale (z.B. in Licht oder in elektrische Ladung) umwandelt, wobei der Strahlungskonverter eine Vielzahl von ersten KonverterZylindern und eine Vielzahl von zweiten KonverterZylindern umfasst, die abwechselnd zueinander angeordnet sind, wobei die ersten Konverterzylinder erste Teilsignale und die zweiten
Konverterzylinder zweite Teilsignale erzeugen, und wobei innerhalb einer vorgebbaren Pixelfläche einer Detektor- Gesamtfläche die ersten Teilsignale zu einem ersten Ausgangssignal und die zweiten Teilsignale zu einem zweiten Ausgangssignal zusammengefasst und jeweils einer Ausleseeinheit zugeführt werden. Die ersten und zweiten Konverterzylinder sollten eine möglichst rechteckige Grundfläche aufweisen, um eine möglichst vollständige Erfassung der Röntgenstrahlung zu gewährleisten. Vorzugsweise ist hierbei für die Grundfläche der ersten und zweiten Konverterzylinder eine von einem Quadrat (gleichsei - tiges Rechteck) abweichende Fläche zu wählen. Bei rechteckigen, jedoch nicht quadratischen Grundflächen der ersten und zweiten Konverterzylinder bilden diese Grundflächen parallelen Streifen, die in der Art eines Gitters angeordnet sind. Damit erhält man einen kompakten, zweidimensionale Strahlungsdetektor, der die Funktion des dritten Gitters übernimmt ohne die Dosisnachteile desselben ("Active Grid Detector").
Die erfindungsgemäße Lösung ist sowohl bei einem Strahlungs- detektor mit einer indirekten Konversion (Anspruch 2) als auch bei einem Strahlungsdetektor mit einer direkten Konversion (Anspruch 3) problemlos realisierbar.
Bei einer Ausgestaltung gemäß Anspruch 2 umfassen die ersten Konverterzylinder jeweils eine erste Szintillatorschicht , ein darunterliegendes erstes Farbfilter und einen darunterliegenden ersten Fotosensor. Die zweiten Konverterzylinder umfassen jeweils eine zweite Szintillatorschicht, ein darunterliegen- des zweites Farbfilter und einen darunterliegenden zweiten Fotosensor .
Die Fotosensoren können - abhängig vom Anwendungsfall - als Fotowiderstände, als Fotodioden oder als Fototransistoren ausgebildet sein.
Bei dem Strahlungsdetektor gemäß Anspruch 2 unterscheiden sich die ersten Szintillatorschichten (Szintillatorschichten der ersten Konverterzylinder) und die zweiten
Szintillatorschichten (Szintillatorschichten der zweiten Konverterzylinder) durch die Wellenlängen des emittierten Szintillatorlichtes . Die ersten Szintillatorschichten (und damit die ersten
Konverterzylinder) senden Szintillatorlicht mit einer ersten Wellenlänge λΑ aus. Die zweiten Szintillatorschichten (und damit die zweiten Konverterzylinder) senden Szintillatorlicht mit einer zweiten Wellenlänge λΒ aus.
Als Szintillatormaterial für den ersten Konverterzylinder ist beispielsweise Gd202S:Tb (mit Terbium dotiertes Gadolinium- Oxysulfid) geeignet, das bei etwa 545 nm einen Peak im Emissionsspektrum aufweist. Als Szintillatormaterial für den zweiten Konverterzylinder ist z.B. LaOBrrTb (mit Terbium dotiertes Lanthan-Oxibromid) geeignet, das ein Maximum bei 380 nm besitzt .
Die Farbfilter bei dem Strahlungsdetektor gemäß Anspruch 2 sind jeweils auf die betreffende Wellenlänge des emittierten Szintillatorlichtes abgestimmt. So ist das erste Farbfilter auf die erste Wellenlänge λΑ und das zweite Farbfilter auf die zweite Wellenlänge λΒ abgestimmt. Bei einer Ausführungsform gemäß Anspruch 3 umfassen die ersten Konverterzylinder jeweils eine erste
Direktkonverterschicht und eine darunterliegende erste Kol- lektorelektrode und die zweiten Konverterzylinder jeweils ei- ne zweite Direktkonverterschicht und eine darunterliegende zweite Kollektorelektrode. Geeignete
Direktkonvertermaterialien sind beispielsweise Se (Selen) , PbO (Blei (II) -oxid) , CdTe (Cadmiumtellurid) und Cd(x-i)ZnxTe (Cadmiumzinktellurid) sowie Hgl2 (Quecksilber ( II )- iodid) .
Farbfilter für die Absorption sind nicht erforderlich, da die in der ersten Direktkonverterschicht und die in der zweiten Direktkonverterschicht erzeugten Ladungsträger durch ein angelegtes E-Feld geführt werden.
Bei einem Strahlungsdetektor gemäß Anspruch 4 wird das von den ersten und zweiten Farbfiltern jeweils gesperrte
Szintillatorlicht zumindest teilweise absorbiert. Damit trifft im Wesentlichen nur Szintillatorlicht auf, das von dem entsprechenden Fotosensor detektiert werden soll.
Alternativ oder zusätzlich wird bei einer Ausgestaltung nach Anspruch 5 das von den ersten und zweiten Farbfiltern jeweils gesperrte Szintillatorlicht zumindest teilweise reflektiert. Szintillatorlicht der Wellenlänge λΑ bzw. λΒ hat dadurch die Möglichkeit, in den jeweils anderen Konverterzylinder zu gelangen und dann von dem zugehörigen Fotosensor erfasst zu werden . Durch die in den Ansprüchen 5 und 6 beschriebenen Maßnahmen gelangt im Wesentlichen nur Szintillatorlicht der entsprechenden Wellenlänge λΑ bzw. λΒ auf den ersten Fotosensor bzw. den zweiten Fotosensor. Die Phasenkontrast-Röntgenbildgebung wird damit nochmals verbessert.
Bei einem Strahlungsdetektor gemäß Anspruch 6 weist der
Strahlungskonverter auf der Fläche, die der einfallenden Strahlung zugewandt ist, wenigstens eine Reflexionsschicht für das in den Szintillatorschichten erzeugte
Szintillatorlicht auf. Auch diese Maßnahme dient dazu, die Phasenkontrast-Röntgenbildgebung nochmals zu verbessern In Verbindung mit der in Anspruch 5 beschriebenen Reflexion des Szintillatorlichtes an den Fotosensoren erhält man eine maxi- male Erzeugung von Szintillatorlicht der Wellenlänge λΑ bzw. λΒ in der ersten bzw. zweiten Szintillatorschicht . Mit der Kombination der Maßnamen gemäß den Ansprüchen 5 und 6 erhält man die bestmögliche Nutzung des Phasenkontrastes bei einer Phasenkontrast-Röntgenbildgebung .
Nachfolgend werden zwei schematisch dargestellte Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert, ohne jedoch darauf beschränkt zu sein. Es zeigen:
FIG 1 eine Ausführungsform eines Röntgendetektors gemäß der Erfindung,
FIG 2 eine Signalschaltung für eine Erzeugung von Ausgangssignalen aus erzeugten Teilsignalen,
FIG 3 eine erste Ausführungsform eines Strahlungskonverters,
FIG 4 eine zweite Ausführungsform eines Strahlungskonverters,
FIG 5 ein Herstellverfahren für einen Strahlungskonverter.
Der in FIG 1 dargestellte Strahlungsdetektor umfasst einen Strahlungskonverter 1, der eine Strahlung 2 in Signale umwandelt .
Im dargestellten Ausführungsbeispiel ist der Strahlungskonverter 1 als Szintillator ausgeführt, der die auf den Strahlungskonverter 1 auftreffende Röntgenstrahlung 2 in sichtbares Szintillatorlicht umwandelt.
Der Strahlungskonverter 1 weist eine Vielzahl von ersten KonverterZylindern 10 und eine Vielzahl von zweiten
KonverterZylindern 20 auf, die alternierend angeordnet sind.
Die ersten Konverterzylinder 10 erzeugen erste Teilsignale 14 und die zweiten Konverterzylinder 20 erzeugen zweite Teilsignale 24. Da der Strahlungskonverter 1 als Szintillator ausge- bildet ist, handelt es sich bei den ersten Teilsignalen 14 um sichtbares Szintillatorlicht 15 (emittierte Lichtquanten) mit einer ersten Wellenlänge λΑ und bei den zweiten Teilsignalen 24 um sichtbares Szintillatorlicht 25 (emittierte Lichtquan- ten) mit einer zweiten Wellenlänge λΒ .
Bei der in FIG 1 dargestellten Ausführungsform des Strahlungsdetektors umfassen die ersten Konverterzylinder 10 jeweils eine erste Szintillatorschicht 11, ein darunterliegen- des erstes Farbfilter 12 und einen darunterliegenden ersten Fotosensor 13. Die zweiten Konverterzylinder 20 umfassen jeweils eine zweite Szintillatorschicht 21, ein darunterliegendes zweites Farbfilter 22 und einen darunterliegenden zweiten Fotosensor 23.
Die erste Szintillatorschicht 11 besteht beispielsweise aus Gd202S:Tb und die zweite Szintillatorschicht 21 aus LaOBrrTb.
Die Höhen der ersten Szintillatorschichten 11 und der zweiten Szintillatorschichten 21 entsprechen hierbei jeweils der Absorptionslänge 35 der auf die ersten Konverterzylinder 10 und auf die zweiten Konverterzylinder 20 auftreffenden Röntgenstrahlung 2. Die ersten Fotosensoren 13 und die zweiten Fotosensoren 23 sind im dargestellten Ausführungsbeispiel jeweils als erste Fotodioden bzw. als zweite Fotodioden ausgeführt.
Die ersten Farbfilter 12 sind nur durchlässig für
Szintillatorlicht 15 mit der ersten Wellenlänge λΑ, also für
Szintillatorlicht, das in den ersten KonverterZylindern 10 bzw. in den ersten Szintillatorschichten 11 erzeugt wurde.
Szintillatorlicht mit einer anderen Wellenlänge wird von den ersten Farbfiltern 12 gesperrt und zumindest teilweise absor- biert und/oder zumindest teilweise reflektiert. Damit trifft auf die ersten Fotodioden 13 nur Szintillatorlicht 15 mit der ersten Wellenlänge λΑ auf. Die zweiten Farbfilter 22 sind demgegenüber nur für
Szintillatorlicht 25 mit der zweiten Wellenlänge λΒ durchlässig, also für Szintillatorlicht, das in den zweiten
KonverterZylindern 20 bzw. in den zweiten
Szintillatorschichten 21 erzeugt wurde. Szintillatorlicht mit einer anderen Wellenlänge wird von den zweiten Farbfiltern 22 gesperrt und zumindest teilweise absorbiert und/oder zumindest teilweise reflektiert.
Damit erreicht nur Szintillatorlicht 25 mit der zweiten Wel- lenlänge λΒ die zweiten Fotodioden.
Bei dem Szintillatorlicht 15 bzw. 25 mit der jeweils anderen Wellenlänge kann es sich um Szintillatorlicht handeln, das die erste Szintillatorschicht 11 bzw. die zweite
Szintillatorschicht 21 seitlich verlassen hat. Die Erzeugung des Szintillatorlichtes 15 bzw. 25 ist in FIG 1 mit Kreisen 8 und 9 symbolisiert. Bei Reflexionen an den ersten Farbfiltern 12 bzw. an den zweiten Farbfiltern 22 kann es passieren, dass das reflektierte Szintillatorlicht 15 bzw. 25 wieder in die zugehörige Szintillatorschicht 11 bzw. 21 gelangt.
Die Brechungsindizes der ersten Szintillatorschicht 11 und des ersten Farbfilters 12 sowie des ersten Fotosensors 13 sind möglichst ähnlich, um eine maximale Lichtausbreitung und Einkopplung zu erzielen. Gleiches gilt für die zweite
Szintillatorschicht 21 und den zweiten Farbfilter 22 sowie den zweiten Fotosensor 23.
Innerhalb einer vorgebbaren Pixelfläche 5 einer Detektor- Gesamtfläche wird das Szintillatorlicht 15 mit der ersten
Wellenlänge λΑ, das von den ersten Fotodioden 13 erfasst wird und die ersten Teilsignale 14 bildet, zu einem ersten Ausgangssignal 16 zusammengefasst (FIG 2) . Das Szintillatorlicht 25 mit der zweiten Wellenlänge λΒ, das von den zweiten Fotodioden 23 erfasst wird und die zweiten Teilsignale 24 bildet, wird innerhalb der vorgebbaren Pixel- fläche 5 der Detektor-Gesamtfläche zu einem zweiten Ausgangssignal 26 zusammengefasst (FIG 2) .
Die ersten Fotodioden 13 und die zweiten Fotodioden 23 sind bei dem in FIG 1 dargestellten Ausführungsbeispiel derart in einer Ausleseeinheit 3 integriert, dass sie mit ihren lichtempfindlichen Flächen bündig mit der Oberfläche der Ausleseeinheit 3 abschließen. Damit liegen die ersten
Konverterzylinder 10 und die zweiten Konverterzylinder 20 plan auf der Ausleseeinheit 3 auf, die bei der in FIG 1 dargestellten Ausführungsform als CMOS ausgeführt ist.
Bei dem in FIG 1 dargestellten Strahlungsdetektor weist der Strahlungskonverter 1 - und damit die ersten
Konverterzylinder 10 und die zweiten Konverterzylinder 20 - auf den Flächen, die der einfallenden Röntgenstrahlung 2 zugewandt sind, eine Reflexionsschicht 4 auf.
Durch die Reflexionsschicht 4 wird das in die ersten
Szintillatorschichten 11 seitlich eingestreute und von den ersten Farbfiltern 12 rückgestreute Szintillatorlicht 25 reflektiert. Durch die Reflexionsschicht 4 wird gleichfalls das in die zweiten Szintillatorschichten 21 seitlich eingestreute und von den zweiten Farbfiltern 22 rückgestreute
Szintillatorlicht 15 reflektiert. Die Reflexionsschicht 4 streut damit das Szintillatorlicht 15 (erste Wellenlänge λΑ) und das Szintillatorlicht 25 (zweite Wellenlänge λΒ) zurück auf die ersten Fotosensoren 13 bzw. auf die zweiten Fotosensoren 23.
Die ersten Konverterzylinder 10 und zweiten Konverterzylinder 20 sollten eine möglichst rechteckige Grundfläche besitzen, um eine möglichst vollständige Erfassung der Röntgenstrahlung 2 zu gewährleisten. Vorzugsweise ist hierbei für die Grund- flächen der ersten Konverterzylinder 10 und zweiten
Konverterzylinder 20 jeweils eine von einem Quadrat (gleichseitiges Rechteck) abweichende Fläche zu wählen. Bei rechteckigen, jedoch nicht quadratischen Grundflächen der ersten Konverterzylinder 10 und zweiten Konverterzylinder 20 bilden diese Grundflächen parallelen Streifen, in der Art eines Gitters angeordnet sind. Dementsprechend sind Die ersten Farbfilter 12 und die zweiten Farbfilter 22 sowie die lichtempfindlichen Flächen der ersten Fotosensoren 13 und der zweiten Fotosensoren 23 streifenförmig ausgebildet. In FIG 2 ist ein Beispiel gezeigt, wie die ersten Ausgangssignale 16 (gebildet von den streifenförmigen Kombinationen aus den ersten KonverterZylindern 10 und den ersten Fotosensoren 13) und die die zweiten Ausgangssignale 26 (gebildet von den streifenförmigen Kombinationen aus den zweiten
KonverterZylindern 20 und den zweiten Fotosensoren 23) zusam- mengefasst werden können.
Die Breite 18 der ersten Szintillatorschicht 11 und die Breite des ersten Fotosensors 13 sowie die Breite 18 der zweiten Szintillatorschicht 21 und die Breite des zweiten Fotosensors 21iegt besonders vorteilhaft im Bereich von 1 μπι bis 20 μπι.
Wenn beispielsweise eine vorgebbare Pixelfläche 5 (z.B. ein Bildpunkt) eine Kantenlänge von 100 μπι haben soll und die Breite der ersten Szintillatorschicht 11 und der zweiten
Szintillatorschicht 21 jeweils 5 μπι beträgt, so werden jeweils zehn erste Teilsignale 14 von den ersten Fotosensoren 13 im ersten Signaladdierer 17 und jeweils zehn zweite Teilsignale 24 von den zweiten Fotosensoren 23 im zweiten
Signaladdierer 27 addiert. Damit ergeben sich pro Bildpunkt 5 (Pixel) ein erstes Ausgangssignal 16 und ein zweites Ausgangssignal 26. Durch eine derartige Zusammenfassung der Teilsignale 14 bzw. 24 zu Ausgangssignalenl6 bzw. 26 werden die Datenmengen stark reduziert.
Die lichtempfindlichen Flächen der ersten Fotosensoren 13 und der zweiten Fotosensoren 23 können aber auch einzeln ausgelesen werden. Dadurch erhöhen sich die Datenrate und die Daten- menge pro Bild. Man gewinnt aber die Freiheit, später die ersten Teilsignale 14 und die zweiten Teilsignale 24 der ersten und zweiten Konverterzylinder 10 und 20 verschieden zusammenzufassen. Üblicherweise erfolgt eine derartige Zusam- menfassung softwaregestützt.
Wie in FIG 3 dargestellt, können die parallelen Streifen, die von den rechteckigen Grundflächen der ersten
Konverterzylinder 10 und von den rechteckigen Grundflächen der zweiten Konverterzylinder 20 gebildet werden, in Längsrichtung an den Grenzen der Bildpunkte 5 (Pixel) durch jeweils einen Trenngraben 6 unterbrochen sein. Dadurch wird die Ortsauflösung in Längsrichtung erhöht. In FIG 4 ist ein Ausführungsbeispiel dargestellt, bei dem außerdem zu dem zu den in Längsrichtung verlaufenden Trenngräben 6 zusätzlich in Querrichtung weitere Trenngräben 7 verlaufen . Eine Möglichkeit zur Herstellung der ersten
Szintillatorschichten 11 und der zweiten
Szintillatorschichten 21 ist das Drucken auf die Ausleseeinheit mittels Inkj et-Technologie . Bei dem in FIG 1 dargestellten Ausführungsbeispiel können beispielsweise die ersten Szintillatorschichten 11 und die zweiten Szintillatorschichten 21 jeweils im "Inkjetverfahren" (Tintenstrahldruck mit Pigment-Tinte) schichtweise auf die ersten Farbfilter 12 bzw. die zweiten Farbfilter 22 aufgebracht werden, wodurch entsprechende erste
Konverterzylinder 10 und entsprechende zweite
Konverterzylinder 20 entstehen.
Eine weitere Möglichkeit für die Herstellung des in FIG 1 dargestellten Ausführungsbeispiels ist in FIG 5 dargestellt. Zunächst wird ein Szintillatorschichtpaket 30 hergestellt, in dem alternierend eine erste Szintillatorschicht 11 und eine zweite Szintillatorschicht 21 angeordnet sind. Diesem Szintillatorschichtpaket 30 werden ein oder mehrere planparallele Streifen mit der Breite der Absorptionslänge 35 "entnommen" und jeweils auf den ersten Fotodioden 13 und auf den zweiten Fotodioden 23 positioniert und durch Kleben oder An- pressen fixiert.
Das Szintillatorschichtpaket 30 kann durch Stapeln von vorher hergestellten Szintillatorfolien hergestellt werden. Alternativ dazu kann das Szintillatorschichtpaket 30 durch Siebdrucken, Sedimentieren, Rakeln oder Sprühen der ersten Szintillatorschicht 11 und der zweiten Szintillatorschicht 21 abwechselnd zueinander aufgebaut werden. Die Szintillatorpartikel sind eingebunden in eine Matrix
(Binder) , um eine möglichst gute mechanische Stabilität und eine möglichst verlustfreie Lichtleitung zu gewährleisten.
Die Szintillatorpartikel in der Pigment-Tinte sind bevorzugt kleiner als 1 μπι, insbesondere kleiner als 200 nm ("Nanopar- tikel"), wobei der Durchmesser der Szintillatorpartikel hierbei im Hinblick auf eine maximale Lichtausbeute gewählt wird.
Nanoskalige Szintillatorpartikel zeigen in vorteilhafter Wei- se mit abnehmender Partikelgröße ein Maximum mit einer erhöhten Lichtausbeute (Signalerhöhung durch Resonanzphänomene) . LuB03 (Lutetiumboroxid) . Ein derartiges Maximum zweigt sich beispielsweise zwischen 90 nm und 100 nm. Des Weiteren sind nanoskalige Szintillatorpartikel strahlenresistenter, da strahleninduzierte Defekte wegen der extrem kleinen Dimensionen schnell an die Oberfläche der Szintillatorpartikel diffundieren .
Bei einem Strahlungskonverter 1 mit einer ersten
Szintillatorschicht 11 und einer zweiten Szintillatorschicht 21 aus nanoskaligen Szintillatorpartikeln werden diese abwechselnd schichtweise aufgebracht, beispielsweise im Inkjetverfahren gedruckt . Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben ist, so ist die Erfindung nicht durch die in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispiele eingeschränkt. Vielmehr können vom Fachmann hieraus auch andere Varianten der erfindungsgemäßen Lösung abgeleitet werden, ohne hierbei den zugrunde liegenden Erfindungsgedanken zu verlassen. Wie aus der Beschreibung des Ausführungsbeispiels ersichtlich ist, wird durch die die erfindungsgemäße Lösung ein sehr kompakter Aufbau erreicht, wodurch bei einem derartigen Strahlungsdetektor die Stabilität erhöht und die Herstellung vereinfacht wird. Auf ein drittes Gitter, wie bei dem beispiels- weise in der Veröffentlichung von Weber et al . beschriebenen Aufbau, kann verzichtet werden, wodurch etwa ein Faktor zwei an Strahlendosis eingespart wird. Damit ist bei Menschen eine routinemäßige Durchführung von Phasenkontrast-Untersuchungen mittels Röntgenstrahlung möglich.
Es werden zwei Arten von Szintillatorschichten (erste
Szintillatorschichten 11 und zweite Szintillatorschichten 21) verwendet, die jeweils eine bestimmte Art von Emissionslicht, nämlich Szintillatorlicht der Wellenlänge λΑ bzw.
Szintillatorlicht der Wellenlänge λΒ, aussenden. Die ersten Szintillatorschichten 11 und die zweiten
Szintillatorschichten 21 sind in einer Ebene nebeneinander alternierend in Art eines Gitters angeordnet. Die Information, auf welcher Position ("gerade" bzw. "ungerade") innerhalb eines Pixels 5 ein Röntgenquant absorbiert wurde, wird über die Farbe des Emissionslichtes "kodiert" . Die "Dekodierung" findet über die entsprechenden Farbfilter 12 bzw. 22 vor den "geraden" / "ungeraden" Fotosensoren 13 bzw. 14 statt. Durch die beschriebenen Maßnahmen wird bei einem Strahlungsdetektor ein sehr kompakter Aufbau erreicht, wodurch die Stabilität erhöht und die Herstellung vereinfacht wird. Auf ein drittes Gitter, wie bei dem beispielsweise in der Veröffentlichung von Weber et al . beschriebenen Aufbau, kann verzichtet werden, wodurch etwa ein Faktor zwei an Strahlendosis eingespart wird. Damit ist bei Menschen eine routinemä- ßige Durchführung von Phasenkontrast-Untersuchungen mittels Röntgenstrahlung möglich.

Claims

Patentansprüche
1. Strahlungsdetektor mit einem Strahlungskonverter (1), der eine Strahlung (2) in Signale (15, 25) umwandelt, wobei der Strahlungskonverter (1) eine Vielzahl von ersten
KonverterZylindern (10) und eine Vielzahl von zweiten
KonverterZylindern (20) umfasst, die abwechselnd zueinander angeordnet sind, wobei die ersten Konverterzylinder (10) erste Teilsignale und die zweiten Konverterzylinder zweite Teil- Signale erzeugen, und wobei innerhalb einer vorgebbaren Pixelfläche (5) einer Detektor-Gesamtfläche die ersten Teilsignale (14) zu einem ersten Ausgangssignal (16) und die zweiten Teilsignale (24) zu einem zweiten Ausgangssignal (26) zusam- mengefasst und jeweils einer Ausleseeinheit (3) zugeführt werden.
2. Strahlungsdetektor nach Anspruch 1, wobei die ersten
Konverterzylinder (10) jeweils eine erste Szintillatorschicht (11), ein darunterliegendes erstes Farbfilter (12) und einen darunterliegender erster Fotosensor (13) und die zweiten Konverterzylinder (20) jeweils eine zweite
Szintillatorschicht (21) , ein darunterliegendes zweites Farbfilter (22) und einen darunterliegenden zweiten Fotosensor (23) umfassen.
3. Strahlungsdetektor nach Anspruch 1, wobei die ersten
Konverterzylinder (10) jeweils eine erste
Direktkonverterschicht und eine darunterliegende erste Kol- lektorelektrode und die zweiten Konverterzylinder (20) je- weils eine zweite Direktkonverterschicht und eine darunterliegende zweite Kollektorelektrode umfassen.
4. Strahlungsdetektor nach Anspruch 2, wobei das von den ersten und zweiten Farbfiltern (12, 22) jeweils gesperrte
Szintillatorlicht (15, 25) zumindest teilweise absorbiert wird .
5. Strahlungsdetektor nach Anspruch 2, wobei das von den ersten und zweiten Farbfiltern (12, 22) jeweils gesperrte
Szintillatorlicht (15, 25) zumindest teilweise reflektiert wird .
6. Strahlungsdetektor nach Anspruch 2, wobei der Strahlungs- konverter (1) auf der Fläche, die der einfallenden Strahlung (2) zugewandt ist, wenigstens eine Reflexionsschicht (4) für das in den Szintillatorschichten (11, 21) erzeugte
Szintillatorlicht (15, 25) aufweist.
PCT/EP2013/068664 2012-09-25 2013-09-10 Strahlungsdetektor WO2014048717A1 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102012217286.6A DE102012217286A1 (de) 2012-09-25 2012-09-25 Strahlungsdetektor
DE102012217286.6 2012-09-25

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2014048717A1 true WO2014048717A1 (de) 2014-04-03

Family

ID=49182226

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2013/068664 WO2014048717A1 (de) 2012-09-25 2013-09-10 Strahlungsdetektor

Country Status (2)

Country Link
DE (1) DE102012217286A1 (de)
WO (1) WO2014048717A1 (de)

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3326008B1 (de) 2015-07-21 2018-11-28 Koninklijke Philips N.V. Röntgendetektor zur phasenkontrast- und/oder dunkelfeldbildgebung
EP3447538A1 (de) 2017-08-23 2019-02-27 Koninklijke Philips N.V. Röntgenstrahldetektion

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102006017291A1 (de) * 2006-02-01 2007-08-09 Siemens Ag Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
DE102006017290A1 (de) * 2006-02-01 2007-08-09 Siemens Ag Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
WO2010119019A1 (de) 2009-04-17 2010-10-21 Siemens Aktiengesellschaft Detektoranordnung und röntgentomographiegerät zur durchführung von phasenkontrastmessungen sowie verfahren zur durchführung einer phasenkontrastmessung
WO2012107870A2 (en) * 2011-02-11 2012-08-16 Koninklijke Philips Electronics N.V. Detection apparatus for detecting radiation

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19711927A1 (de) * 1997-03-21 1998-09-24 Siemens Ag Energieselektive Detektoranordnung
DE102006033661A1 (de) * 2006-07-20 2008-01-24 Forschungszentrum Dresden - Rossendorf E.V. Detektoranordnung zur winkelauflösenden Detektion von Strahlung und Verfahren zum Betrieb desselben
EP2073040A2 (de) * 2007-10-31 2009-06-24 FUJIFILM Corporation Strahlungsabbildungsdetektor und Bildgebungsvorrichtung für die Phasenkontraststrahlung

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102006017291A1 (de) * 2006-02-01 2007-08-09 Siemens Ag Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
DE102006017290A1 (de) * 2006-02-01 2007-08-09 Siemens Ag Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
WO2010119019A1 (de) 2009-04-17 2010-10-21 Siemens Aktiengesellschaft Detektoranordnung und röntgentomographiegerät zur durchführung von phasenkontrastmessungen sowie verfahren zur durchführung einer phasenkontrastmessung
WO2012107870A2 (en) * 2011-02-11 2012-08-16 Koninklijke Philips Electronics N.V. Detection apparatus for detecting radiation

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
M. SPAHN ET AL.: "Flachbilddetektoren in der Röntgendiagnostik", DER RADIOLOGE, vol. 43, 2003, pages 340 - 350
MARTIN SPAHN: "Flat detectors and their clinical applica- tions", EUR RADIOL, vol. 15, 2005, pages 1934 - 1947
WEBER ET AL.: "Spectroscopic Measurements Concerning Grating-Based X-Ray Phase-Contrast Imaging", MEDICAL IMAGING 2011: PHYSICS OF MEDICAL IMAGING, PROC. OF SPIE, vol. 7961, pages 79611J - 1,79611J-6

Also Published As

Publication number Publication date
DE102012217286A1 (de) 2014-03-27

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE112010000797B4 (de) Siliziumdetektor-Anordnung zur Bilderzeugung mittels Röntgenstrahlen
DE102008016008A1 (de) Photonen zählender CT-Detektor unter Einsatz eines Festkörper-Fotovervielfachers und Szintillators
DE102008033960A1 (de) Strahlungsdetektormodulmodul, Strahlungsdetektor und bildgebende Tomografieeinrichtung
DE10244176A1 (de) Bilddetektor für Röntgenstrahlung
DE10352012B4 (de) Detektormodul für die CT- und/oder PET- und/oder SPECT-Tomographie
DE2841394A1 (de) Strahlungsdetektor
DE102008004748A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zum Verringern der Ladungsteilung in pixellierten, Energie diskriminierenden Detektoren
DE102012202500B4 (de) Digitaler Röntgendetektor und Verfahren zur Korrektur eines Röntgenbildes
WO2014037247A1 (de) Strahlungsdetektor und verfahren zur herstellung eines strahlungsdetektors
DE102010020610A1 (de) Strahlendetektor und Verfahren zur Herstellung eines Strahlendetektors
DE112015007248T5 (de) Detektoranordnung für strahlungsbildgebungsverfahren
WO2014048717A1 (de) Strahlungsdetektor
DE102008051045A1 (de) Strahlungsdirektkonverter
DE102008007595B4 (de) Vorrichtung und Verfahren zum Erfassen eines Bildes
DE102012213411A1 (de) Verfahren zur Detektion von Röntgenstrahlung, Röntgenstrahlungsdetektor und CT-System
DE102009013301A1 (de) Röntgen- oder Gammadetektorarray
DE102011080892B3 (de) Röntgenstrahlungsdetektor zur Verwendung in einem CT-System
WO2010094272A2 (de) Spect-gamma-kamera, spect-scanner sowie verwendungen einer spect-gamma-kamera
CN115015986A (zh) 一种能量积分与光子计数混合成像的x射线探测器及ct机
DE102017216434A1 (de) Streustrahlenkollimator mit Versteifungselement
DE102008063309A1 (de) Strahlungsdetektor mit Mikrodetektionszellen
WO2006097129A1 (de) Flächiger bildsensor
WO2012168058A2 (de) Strahlungsdetektor und bildgebendes system
DE4107264A1 (de) Mehrfachenergie-festkoerper-strahlungsdetektor
DE102008013413B4 (de) Röntgendetektor in Schichtbauweise sowie Verfahren zur Erzeugung eines Röntgenbilds

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 13762780

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 13762780

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1