DE102013205406A1

DE102013205406A1 - Röntgenaufnahmesystem zur Röntgenbildgebung bei hohen Bildfrequenzen eines Untersuchungsobjekts mittels direkter Messung des Interferenzmusters

Info

Publication number: DE102013205406A1
Application number: DE102013205406.8A
Authority: DE
Inventors: Philipp Bernhardt; Martin Spahn
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2013-03-27
Filing date: 2013-03-27
Publication date: 2014-10-16
Also published as: US9414796B2; CN104068875A; US20140294148A1; CN104068875B

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Röntgenaufnahmesystem zur Röntgenbildgebung eines Untersuchungsobjekts (6) mittels direkter Messung eines Interferenzmusters (18), insbesondere zur differentiellen echtzeitfähigen Phasenkontrast-Bildgebung, mit zumindest einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung, einem Röntgenbilddetektor (4), der eine Detektorschicht (21) und in einer Matrix angeordnete Detektorpixel (22) aufweist, einem Beugungs- oder Phasengitter (17), welches zwischen dem Untersuchungsobjekt (6) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist und ein Interferenzmuster (18) erzeugt, das in der n-ten Talbotordnung direkt durch einen Röntgenbilddetektor (4) mit einer sehr hohen erreichbaren Ortsauflösung erfasst wird, die wenigstens der halben Wellenlänge des in der n-ten Talbotordnung entstehenden Interferenzmusters (18) gemäß dem Nyquist-Theorem beträgt.

Description

Die Erfindung betrifft ein Röntgenaufnahmesystem zur Röntgenbildgebung eines Untersuchungsobjekts mittels direkter Messung eines Interferenzmusters, insbesondere zur differentiellen echtzeitfähigen Phasenkontrast-Bildgebung, mit zumindest einem Röntgenstrahler zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung, einem Röntgenbilddetektor, der eine Detektorschicht und in einer Matrix angeordnete Detektorpixel aufweist, einem Beugungs- oder Phasengitter, welches zwischen dem Untersuchungsobjekt und dem Röntgenbilddetektor angeordnet ist und ein Interferenzmuster erzeugt.
Die differentielle Phasenkontrast-Bildgebung stellt ein Bildgebungsverfahren dar, das insbesondere in der Talbot-Lau-Interferometer-Anordnung seit einiger Zeit viel Aufmerksamkeit bekommt. So ist beispielsweise in der Veröffentlichung von F. Pfeiffer et al. [1], "Hard X-ray dark-field imaging using a grating interferometer", Nature Materials 7, Seiten 134 bis 137, beschrieben, dass mit Hilfe eines interferometrischen Aufbaus, der aus einer konventionellen Röntgenröhre, drei Gittern und einem Röntgendetektor besteht, aus demselben Datensatz sowohl Absorptionskontrast, differentieller Phasenkontrast als auch Dunkelfeldkontrast rekonstruiert werden kann. Ähnliches ist auch Joseph J. Zambelli, et al. [2], "Radiation dose efficiency comparison between differential phase contrast CT and conventional absorption CT", Med. Phys. 37 (2010), Seiten 2473 bis 2479 zu entnehmen.
Die Wellennatur von Teilchen wie Röntgenquanten lässt die Beschreibung von Phänomenen wie Brechung und Reflexion mit Hilfe des komplexen Brechungsindex n = 1 – δ + iβ zu. Dabei beschreibt der Imaginärteil β die Absorption, die heutige klinische Röntgenbildgebung, wie sie z. B. der Computertomographie, Angiographie, Radiographie, Fluoroskopie oder Mammographie zugrunde liegt, und der Realteil δ die Phasenverschiebung, die bei der differentiellen Phasen-Bildgebung betrachtet wird.
Aus der DE 10 2010 018 715 A1 ist ein Röntgenaufnahmesystem bekannt, bei dem zur qualitativ hochwertigen Röntgenabbildung ein Röntgenaufnahmesystem zur Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts Verwendung findet, das zumindest einen Röntgenstrahler mit einer Vielzahl von Feldemissions-Röntgenquellen zur Aussendung einer kohärenten Röntgenstrahlung, einen Röntgenbilddetektor, ein zwischen dem Untersuchungsobjekt und dem Röntgenbilddetektor angeordnetes Beugungsgitter G₁ und ein weiteres Gitter G₂ aufweist, welches zwischen dem Beugungsgitter G₁ und dem Röntgenbilddetektor angeordnet ist.
Ein Röntgenaufnahmesystem, mit dem sich eine differentielle Phasenkontrast-Bildgebung der eingangs genannten Art durchführen lässt, ist beispielsweise aus der US 7,500,784 B2 bekannt, das anhand der 1 erläutert ist.
Die 1 zeigt die typischen wesentlichen Merkmale eines Röntgenaufnahmesystems für eine interventionelle Suite mit einem von einem Ständer 1 in Form eines sechsachsigen Industrie- oder Knickarmroboters gehaltenen C-Bogen 2, an dessen Enden eine Röntgenstrahlungsquelle, beispielsweise ein Röntgenstrahler 3 mit Röntgenröhre und Kollimator, und ein Röntgenbilddetektor 4 als Bildaufnahmeeinheit angebracht sind.
Mittels des beispielsweise aus der US 7,500,784 B2 bekannten Knickarmroboters, welcher bevorzugt sechs Drehachsen und damit sechs Freiheitsgrade aufweist, kann der C-Bogen 2 beliebig räumlich verstellt werden, zum Beispiel indem er um ein Drehzentrum zwischen dem Röntgenstrahler 3 und dem Röntgenbilddetektor 4 gedreht wird. Das erfindungsgemäße angiographische Röntgensystem 1 bis 4 ist insbesondere um Drehzentren und Drehachsen in der C-Bogen-Ebene des Röntgenbilddetektors 4 drehbar, bevorzugt um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors 4 und um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors 4 schneidende Drehachsen.
Der bekannte Knickarmroboter weist ein Grundgestell auf, welches beispielsweise auf einem Boden fest montiert ist. Daran ist drehbar um eine erste Drehachse ein Karussell befestigt. Am Karussell ist schwenkbar um eine zweite Drehachse eine Roboterschwinge angebracht, an der drehbar um eine dritte Drehachse ein Roboterarm befestigt ist. Am Ende des Roboterarms ist drehbar um eine vierte Drehachse eine Roboterhand angebracht. Die Roboterhand weist ein Befestigungselement für den C-Bogen 2 auf, welches um eine fünfte Drehachse schwenkbar und um eine senkrecht dazu verlaufende sechste Rotationsachse rotierbar ist.
Die Realisierung der Röntgendiagnostikeinrichtung ist nicht auf den Industrieroboter angewiesen. Es können auch übliche C-Bogen-Geräte Verwendung finden.
Der Röntgenbilddetektor 4 kann ein rechteckiger oder quadratischer, flacher Röntgendetektor sein, der vorzugsweise aus einem Szintillator (z.B. CsJ) und einer aktiven Matrix aus Photodioden aus amorphem Silizium (a-Si) besteht. Es können aber auch integrierende Detektoren auf CMOS-Basis oder auch zählende Detektoren (z.B. CdTe oder CZT und ASIC) Anwendung finden.
Im Strahlengang des Röntgenstrahlers 3 befindet sich auf einer Tischplatte 5 eines Patientenlagerungstisches ein zu untersuchender Patient 6 als Untersuchungsobjekt. An der Röntgendiagnostikeinrichtung ist eine Systemsteuerungseinheit 7 mit einem Bildsystem 8 angeschlossen, das die Bildsignale des Röntgenbilddetektors 4 empfängt und verarbeitet (Bedienelemente sind beispielsweise nicht dargestellt). Die Röntgenbilder können dann auf Displays einer Monitorampel 9 betrachtet werden. Die Monitorampel 9 kann mittels eines deckenmontierten, längs verfahrbaren, schwenk-, dreh- und höhenverstellbaren Trägersystems 10 mit Ausleger und absenkbarem Tragarm gehalten werden.
Anstelle des in 1 beispielsweise dargestellten Röntgensystems mit dem Ständer 1 in Form des sechsachsigen Industrie- oder Knickarmroboters kann, wie in 2 vereinfacht dargestellt, das angiographische Röntgensystem auch eine normale decken- oder bodenmontierte Halterung für den C-Bogen 2 aufweisen.
Anstelle des beispielsweise dargestellten C-Bogens 2 kann das angiographische Röntgensystem auch getrennte decken- und/oder bodenmontierte Halterungen für den Röntgenstrahler 3 und den Röntgenbilddetektor 4 aufweisen, die beispielsweise elektronisch starr gekoppelt sind.
In den heute im Fokus stehenden Anordnungen für die klinische Phasenkontrast-Bildgebung werden konventionelle Röntgenröhren, heute verfügbare Röntgenbilddetektoren, wie sie beispielsweise von Martin Spahn [3] in "Flat detectors and their clinical applications", European Radiology, Volume 15 (2005), Seiten 1934 bis 1947, beschrieben sind, und drei Gitter G₀, G₁ und G₂ verwendet, wie dies nachfolgend anhand der 2 näher erläutert wird, die einen schematischen Aufbau eines Talbot-Lau-Interferometers für die differentielle Phasenkontrast-Bildgebung mit ausgedehntem Röhrenfokus, Gittern G₀, G₁ und G₂ und pixeliertem Röntgenbilddetektor zeigt.
Die von einem Röhrenfokus 11 des nicht-kohärenten Röntgenstrahlers 3 ausgehenden Röntgenstrahlen 12 durchdringen zur Erzeugung kohärenter Strahlung ein Absorptionsgitter 13 (G₀), das die örtliche Kohärenz der Röntgenstrahlungsquelle bewirkt, sowie ein Untersuchungsobjekt 14, beispielsweise den Patienten 6. Durch das Untersuchungsobjekt 14 wird die Wellenfront der Röntgenstrahlen 12 durch Phasenverschiebung derart abgelenkt, wie dies die Normale 15 der Wellenfront ohne Phasenverschiebung, d. h. ohne Objekt, und die Normale 16 der Wellenfront mit Phasenverschiebung verdeutlichen. Anschließend durchläuft die Phasen-verschobene Wellenfront ein Beugungs- oder Phasengitter 17 (G₁) mit einer an die typische Energie des Röntgenspektrums angepassten Gitterkonstanten zur Erzeugung von Interferenzlinien bzw. einem Interferenzmuster 18 und wiederum ein absorbierendes Analysatorgitter 19 (G₂) zum Auslesen des erzeugten Interferenzmusters 18. Mit und ohne Objekt entstehen unterschiedliche Interferenzmuster 18. Die Gitterkonstante des Analysatorgitters 19 ist derjenigen des Phasengitters 17 und der restlichen Geometrie der Anordnung angepasst. Das Analysatorgitter 19 ist z. B. im ersten oder n-ten Talbot-Abstand (Ordnung) angeordnet. Das Analysatorgitter 19 konvertiert dabei das Interferenzmuster 18 in ein Intensitätsmuster, das vom Detektor gemessen werden kann. Typische Gitterkonstanten für klinische Anwendungen liegen bei wenigen µm, wie dies auch beispielsweise den zitierten Literaturstellen [1, 2] zu entnehmen ist.
Ist die Röntgenquelle hinreichend kohärent, d. h. der Röhrenfokus 11 der Strahlenquelle hinreichend klein und die erzeugte Strahlungsleistung dennoch ausreichend groß, kann auf das erste Gitter G₀, das Absorptionsgitter 13, verzichtet werden.
Die differentielle Phasenverschiebung wird nun für jedes Pixel des Röntgenbilddetektors 4 gemäß dem Stand der Technik dadurch bestimmt, dass durch ein sogenanntes "Phase-Stepping" 20, das durch einen Pfeil angedeutet wird, das Analysatorgitter 19 (G₂) in mehreren Schritten (k = 1, K, mit z. B. K = 4 bis 8) um einen entsprechenden Bruchteil der Gitterkonstanten senkrecht zur Strahlungsrichtung der Röntgenstrahlen 12 und lateral zur Anordnung der Gitterstruktur verschoben wird und das für diese Konfiguration während der Aufnahme entstehende Signal S_k im Pixel des Röntgenbilddetektors 4 gemessen und damit das entstandene Interferenzmuster 18 abgetastet wird.
Für jedes Pixel werden dann die Parameter einer die Modulation beschreibenden Funktion (z. B. Sinus-Funktion) durch ein geeignetes Fitverfahren, einem Anpassungs- oder Ausgleichsverfahren, an die so gemessenen Signale S_k bestimmt. Diese Parameter sind üblicherweise die Amplitude A, die Phase Φ und die mittlere Intensität I.
Aus dem Vergleich bestimmter abgeleiteter Größen aus diesen Fitparametern für jedes Pixel einmal mit und einmal ohne Objekt (oder Patient) können dann drei verschiedene Bilder erzeugt werden:

(i) Absorptionsbild,
(ii) differentielles Phasenkontrastbild (DPC) und
(iii) Dunkelfeldbild (dark-field image).

Die Visibilität, d. h. die normierte Differenz aus maximalem und minimalem Signal (oder genauer: Amplitude normiert auf das mittlere Signal), ist dabei ein Maß zur Charakterisierung der Qualität eines Talbot-Lau-Interferometers. Sie ist definiert als Kontrast der abgetasteten Modulation
Wenn im Folgenden von Bild gesprochen wird, ist gegebenenfalls das Triumvirat aus Absorptions-, DPC- und Dunkelfeldbild gemeint.
Die Realisierung des Verfahrens stellt viele Herausforderungen dar, hat aber insbesondere zwei entscheidende Nachteile:

• Das Analysatorgitter G₂ muss in verschiedene Positionen verfahren und dann in jeder Position eine Röntgenakquisition durchgeführt werden. Ein solches Verfahren ist also für bewegte Objekte (wie nicht-anästhesierte Patienten oder Patientenorgane, z. B. Herz, Lunge) denkbar ungeeignet, wenn sich das Objekt zwischen den verschiedenen Messungen auch nur um geringe Distanzen bewegt. Ebenso ist ein solcher Aufbau wegen des mechanischen Verfahrens des Analysatorgitters G₂ ungeeignet, um Echtzeit-Bildgebung bzw. Bildgebung mit höheren Bildfrequenzen von beispielsweise 15 Bildern pro Sekunde (B/s) oder auch 60 bis 100 B/s zu ermöglichen. Auch eine 3-D-Bildgebung, bei der Röntgenröhre und Röntgendetektor kontinuierlich um den Patienten gedreht werden, sind so nicht möglich.
• Dadurch, dass das Gitter G₂ ein Analysatorgitter ist mit Bereichen, in denen es für Röntgenstrahlen durchlässig und in anderen möglichst undurchlässig ist, geht hinter dem Objekt bzw. dem Patienten Dosis verloren (typisch 50%), die nicht bildwirksam ist.

Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, ein Röntgenaufnahmesystem der eingangs genannten Art derart auszubilden, dass eine echtzeitfähige Phasenkontrast-Bildgebung bei hohen Bildfrequenzen ermöglicht wird, wobei der Röntgenbilddetektor einen Aufbau aufweist, der kein Analysatorgitter G₂ sowie keine mechanische Bewegung des Röntgenbilddetektors vorsieht.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß für ein Röntgenaufnahmesystem der eingangs genannten Art durch die im Patentanspruch 1 angegebenen Merkmale gelöst. Vorteilhafte Ausbildungen sind in den abhängigen Patentansprüchen angegeben.
Die Aufgabe wird für ein Röntgenaufnahmesystem erfindungsgemäß dadurch gelöst, dass das Interferenzmuster in der n-ten Talbotordnung (mit und ohne Objekt) direkt durch einen Röntgenbilddetektor mit einer sehr hohen erreichbaren Ortsauflösung erfasst wird, die wenigstens der halben Wellenlänge des in der n-ten Talbotordnung entstehenden Interferenzmusters gemäß dem Nyquist-Theorem beträgt.
Dadurch wird erreicht, dass eine echtzeitfähige Phasenkontrast-Bildgebung bei hohen Bildfrequenzen möglich ist. Zur Phasenkontrast-Bildgebung ist weder ein Analysatorgitter G₂, noch eine mechanische Bewegung des Röntgenbilddetektors erforderlich. Die Ortsauflösung kann auch höher als die der halben Wellenlänge des Interferenzmusters sein. Genaugenommen erzeugt das Röntgenspektrum natürlich auch entsprechend ein Spektrum von Interferenzmustern unterschiedlicher Wellenlängen. Es ist hier die "Design-Wellenlänge" des Aufbaus gemeint, der für das entstehende Interferenzmuster einer bestimmten Röntgenenergie, beispielsweise 50, 70 oder 90 keV, optimiert ist.
Erfindungsgemäß kann die Röntgenbildgebung ein Absorptionsbild, ein differentielles Phasenkontrastbild (DPC) oder Dunkelfeldbild erzeugen.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn der Röntgenstrahler zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung eine in der Röntgendiagnostik oder Angiographie übliche Röntgenröhre mit relativ großem Röhrenfokus verwendet und die Kohärenz durch die Verwendung eines Absorptionsgitters G₀ erzeugt wird.
In vorteilhafter Weise kann alternativ der Röntgenstrahler zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung eine Vielzahl von Feldemissions-Röntgenquellen ausreichend kleiner Fokusgrößen oder eine genügend leistungsstarke Mikrofokusquelle aufweisen. In diesem Fall ist kein Absorptionsgitter G₀ notwendig.
Die sehr hohe Ortsauflösung des Röntgenbilddetektors (4) dadurch erreichen, wenn

– die Detektorpixel (22) des Röntgenbilddetektors (4) Pixelgrößen aufweist, deren Flächen wesentlich größer sind als die zur zu erzielenden Auflösung eigentlich erforderliche Flächen,
– die Detektorschicht (21) aus einem Detektormaterial besteht, das für jedes absorbierte Röntgenquant (23) viele Sekundärquanten (25) erzeugt und eine derartige inhärent "schlechte" Modulationstransferfunktion (MTF) aufweist, dass die Sekundärquanten (25) über wenigstens zwei Detektorpixel (22) verteilt auftreffen und dort als Pixelsignale (26) detektiert werden, und
– der Ort des Primärereignisses (24) über gemessene Pixelsignale (26) in mehreren Pixeln (32, 34) rekonstruiert wird.

Wesentlich genauer, als dies die Größe der Detektorpixel erwarten lassen würde, kann der Ort des Primärereignisses bestimmt werden, wenn er mit Hilfe einer geeigneten Funktion über die in den Nachbarpixeln gemessenen Pixelsignale bestimmt wird.
Erfindungsgemäß kann die geeignete Funktion eine Fitfunktion und/oder eine gewichtete Mittelung gemäß der Gleichung (X, Y) = Σ(x_i, y_i)·S_i/ΣS_i sein, wobei (X, Y) der berechnete Ort, (x_i, y_i) z. B. die Mittelpunkte der an der Mittelung beteiligten Detektorpixel (22) und S_i die gemessenen Pixelsignale 26 in den entsprechenden Pixeln i sind.
In vorteilhafter Weise können die Detektorpixel über Pixel-zu-Pixel-Verbindungen mit mindestens den direkten Nachbarpixeln und eventuell den übernächsten Nachbarpixeln verschaltet sein.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die Rekonstruktion des Orts des Primärereignisses in der Pixelmatrix direkt erfolgt und für jedes Primärereigniss der berechnete Ort festgehalten werden.
Eine Verarbeitung kann außerhalb des Röntgenbilddetektors erfolgen, wenn die Signalhöhen der Pixelsignale aller beteiligten Pixel bei diesen Primärereignissen und ein Zeitstempel festgehalten werden und die Rekonstruktion später erfolgt, wobei über den Zeitstempel die beteiligten Detektorpixel nachträglich zuordenbar sind.
In vorteilhafter Weise kann die Detektorschicht aus einem Szintillatormaterial bestehen, in dem die erzeugten Sekundärquanten, die Lichtphotonen, über mehrere Detektorpixel verteilt werden, wobei in Abhängigkeit von der Höhe des zu erwartenden Röntgenflusses die Geschwindigkeit des Szintillatormaterials gewählt werden muss, so dass sich kleine Zeitkonstanten ergeben, wobei gilt, dass je höher der Röntgenfluss ist, umso "schneller" muss das Detektormaterial sein.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn der Röntgenbilddetektor ein integrierender Detektor mit indirekter Konversion der Röntgenquanten mittels CsI als Detektormaterial und amorphem Silizium oder CMOS für die Photodioden- und Auslese-Struktur ist oder als Photonen-zählender Detektor mit direkter Konversion der Röntgenquanten implementiert ist.
Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:
1 ein bekanntes C-Bogen-Angiographiesystem einer interventionellen Suite mit einem Industrieroboter als Tragvorrichtung,
2 einen schematischen Aufbau eines bekannten Talbot-Lau-Interferometers für die differentielle Phasenkontrast-Bildgebung mit ausgedehntem Röhrenfokus, drei Gittern G₀, G₁ und G₂ und pixeliertem Detektor,
3 eine schematische Darstellung eines Detektoraufbaus in der Seitenansicht mit einer Detektorschicht und lichtempfindlichen Detektorpixeln,
4 eine exemplarische Verteilung der Ausgangssignale der Detektorpixel gemäß der 3,
5 die Detektoranordnung gemäß 3 in Draufsicht mit Interaktion eines Röntgenquants,
6 die Detektoranordnung gemäß 5 mit Ortsbestimmung der Interaktion aufgrund der Signalverteilung,
7 bis 12 verschiedene beispielhafte Möglichkeiten von Pixel-zu-Pixel-Verbindungen,
13 einen Ausschnitt eines Widerstandsnetzwerk zur analogen Auswertung mehrerer Detektorpixel,
14 den schaltungstechnischen Aufbau eines erfindungsgemäßen Detektorpixels,
15 eine schaltungstechnische Implementierung eines zentralen Detektorpixels mit mehreren benachbarten Detektorpixeln.
In der 3 ist ein Ausschnitt des Röntgenbilddetektors 4 schematisch dargestellt (Querschnitt) mit einer Detektorschicht 21 aus einem Konversionsmaterial und einer darunterliegenden Schicht mit lichtempfindlichen Detektorpixeln 22. Ein Röntgenquant 23 trifft auf den Röntgenbilddetektor 4 und erzeugt ein Primärereignis 24 aufgrund der Absorption des Röntgenquants in dem angeregten Leuchtstoff der Detektorschicht 21, wodurch Sekundärquanten 25 emittiert werden. Diese emittierten Sekundärquanten 25 werden von den lichtempfindlichen Detektorpixeln 22 erfasst.
Die 4 zeigt nun eine mögliche Verteilung der Ausgangssignale gemäß der 3 als Pixelsignale 26, die analoge Spannungen oder digitale Zahlenwerte sein können, über die eine Fitfunktion 27 als Anpassung gelegt worden ist, die eine mathematische Optimierungsmethode ist, um für eine Reihe von Messdaten die unbekannten Parameter eines Modells oder einer vorgegebenen Funktion zu bestimmen bzw. zu schätzen. Das Maximum 28 der Fitfunktion 27 ergibt einen virtuellen Ort oder rekonstruierten Ort. Im Idealfall sind die Stellen des Primärereignisses 24 und 31 und das Maximum der Fitfunktion 27 identisch.
In der 5 ist die Detektoranordnung gemäß 3 in Draufsicht mit dem auf den Röntgenbilddetektor 4 auftreffenden Röntgenquant 23 gezeigt, der das Primärereignis 24 erzeugt. Die emittierten Sekundärquanten 25 (nicht dargestellt) fallen auf unterschiedlich stark angeregte benachbarte Detektorpixel 29, wobei die unterschiedliche Verteilung der Pixelsignale 26 durch verschieden große Quadrate schematisch angedeutet wird.
Aus dieser Verteilung wird nun, wie anhand der 6 veranschaulicht ist, mittels geeigneter zweidimensionaler Fitfunktionen 30, die hier kreisförmig eingezeichnet sind, der virtuelle Ort 31 des Primärereignisses bestimmt, an dem das Röntgenquant 23 mit dem Detektormaterial in Wechselwirkung getreten ist.
Anhand der 7 bis 12 wird nun schematisch gezeigt, wie die Detektorpixel 22 des in Draufsicht dargestellten Röntgenbilddetektors 4 zur Ermittlung der Verteilung der Pixelsignale 26 miteinander in Verbindung stehen können.
Ein zentrales Pixel 32 ist über Pixel-zu-Pixel-Verbindungen 33 mit den jeweiligen horizontalen und vertikalen direkten Nachbarpixeln 34 verbunden. Damit werden also fünf Detektorpixel 22 zusammengefasst.
Ein zwischen den Detektorpixeln 22 liegender Knoten 35 ist gemäß 8 über Pixel-zu-Pixel-Verbindungen 33 diagonal mit den direkten Nachbarpixeln 34 verbunden, so dass vier Detektorpixel 22 zusammengefasst werden.
In der 9 ist eine Version dargestellt, bei der vom zentralen Pixel 32 ausgehend über Pixel-zu-Pixel-Verbindungen 33 die jeweiligen horizontalen und vertikalen sowie diagonalen direkten Nachbarpixel 34 verbunden werden. Dadurch lassen sich die Pixelsignale 26 von neun Detektorpixeln 22 zusammenfassen.
Die Anordnung gemäß 10 ermöglicht von einem zwischen den Detektorpixeln 22 liegenden Knoten 35 über Pixel-zu-Pixel-Verbindungen 33 die Pixelsignale 26 der diagonalen direkten Nachbarpixel 34 und deren jeweiligen horizontalen und vertikalen direkten Nachbarpixel 34 zu erfassen, so dass insgesamt zwölf Detektorpixel 22 ausgewertet werden.
Bei dem Beispiel gemäß 11 werden ausgehend von der Anordnung der 10 noch die nächsten diagonalen Nachbarpixel 34 erfasst, so dass nun insgesamt sechzehn Detektorpixel 22 zur Auswertung beisteuern.
Die 12 zeigt einen Aufbau, bei dem ausgehend vom zentralen Pixel 32 mit dem Primärereignis 24 über Pixel-zu-Pixel-Verbindungen 33 die jeweiligen horizontalen und vertikalen direkten und nächsten Nachbarpixel 34 sowie die diagonalen direkten Nachbarpixel 34 und deren jeweiligen horizontalen und vertikalen direkten Nachbarpixel 34 verschaltet werden. Dadurch lassen sich die Pixelsignale 26 von einundzwanzig Detektorpixel 22 zusammenfassen. Nimmt man dann noch die diagonalen nächsten Nachbarpixel 34 mit hinzu, können fünfundzwanzig Detektorpixel 22 ausgewertet werden.
Eine gemeinsame analoge Auswertung mehrerer Detektorpixel 22 kann man beispielsweise durch ein Widerstandsnetzwerk erreichen, dass in 13 im Ausschnitt nur für das zentrale Pixel 32 dargestellt ist. Das Widerstandsnetzwerk weist den Widerstand 36 (R(x⁺)), Widerstand 37 (R(y⁺)), Widerstand 38 (R(x^–)) und Widerstand 39 (R(y^–)) auf, die mit Anschlussleitungen 40 (x⁺, x^–, y⁺, y^–) verbunden sind, über die die Pixelsignale 26 abgegriffen werden können. Bei geeigneter Wahl der Widerstände 36 bis 39 und denen der Nachbarpixel lässt sich eine wesentlich höhere Ortsauflösung als die Pixelauslösung erzielen.
In der 14 ist nun schematisch der Aufbau eines Detektorpixels 22 dargestellt. Das Eingangssignal des lichtempfindlichen Elements des Detektorpixels 22 wird einem Verstärker 41 zugeführt, dessen Ausgangssignal in einem Analog/Digital-Wandler (A/D-Wandler) 42 digitalisiert wird, damit es von einer Recheneinheit 43 bearbeitet und in einem Speicher 44 zur weiteren Auswertung zwischengespeichert wird. Die Ergebnisse werden als Bildsignal über eine Ausleseelektronik 45 bzw. Ausleselogik dem Bildsystem 8 zugeführt. Über Anschlüsse 46 sind die Detektorpixel 22 zur zusammenfassenden Auswertung ihrer Pixelsignale 26 miteinander verbunden, wie dies anhand der Beispiele gemäß den 7 bis 12 beschrieben wurde.
Mittels dieser Speicher 44 können die Signalhöhen der Pixelsignale 26 aller beteiligten Pixel 32, 34 bei diesen Primärereignissen 24 und ein Zeitstempel festgehalten werden. Die Rekonstruktion kann später beispielsweise außerhalb des Röntgenbilddetektors 4 erfolgen, indem über den Zeitstempel die Pixelsignale 26 der beteiligten Detektorpixel 22 nachträglich zuordenbar sind.
Gemäß der 15 sind neun derartige Detektorpixel 22 miteinander verschaltet. Von den Anschlüssen 46 des zentralen Pixels 32 gehen alle Pixel-zu-Pixel-Verbindungen 33 zu den Anschlüssen 46 der acht Nachbarpixel 34 aus. Aus diesen digitalen Pixelsignalen 26 wird mittels der Recheneinheit 43 unter Zugrundelegung einer Signalwichtung (gemäß Gleichung (1)) oder der zweidimensionalen Fitfunktion 30 an die Signalwerte das Maximum der Fitfunktion 30 bestimmt und somit ein virtueller Ort ermittelt und ein präzises Ortsignal errechnet, das zusammen mit der Höhe des Gesamtsignals im Speicher 44 abgelegt wird. Die beiden beschriebenen Ortsbestimmungen über die einfach implementierbare Signalwichtung gemäß Gleichung (1) oder eines wesentlich aufwendigeren Fits einer 2-D-Funktion sind Alternativen.
Es ergeben sich folgende Vorteile des erfindungsgemäßen Aufbaus des Röntgendetektors für echtzeitfähige Phasenkontrast-Bildgebung bei hohen Bildfrequenzen durch direkte Messung des Interferenzmusters 18:

• Es werden bei diesem Aufbau keine mechanischen Bewegungen benötigt, da mit dem Röntgenbilddetektor 4 direkt die Intensitätsverteilung in der n-ten Talbot Ordnung gemessen wird, so dass kein Gitter G₂ und kein Phase-Stepping benötigt werden,
• er ermöglicht eine Echtzeit-Bildgebung und
• der Dosisverlust durch Gitter G₂ hinter dem Patienten – ein wesentlicher Nachteil der Talbot-Lau-Methode mit Absorptionsgitter G₂ und Phase-Stepping – ist hier nicht gegeben, da bei der beschriebenen Realisierung dieses nicht benötigt wird.

Das hier beschriebene erfindungsgemäße Verfahren basiert darauf, dass das Interferenzmuster 18 in der n-ten Talbotordnung (mit und ohne Objekt) direkt durch einen geeigneten Röntgenbilddetektor 4 gemessen wird. Dazu ist allerdings eine sehr hohe Ortsauflösung nötig. Ein Röntgenbilddetektor, der eine Auflösung von wenigstens der halben Wellenlänge der in der n-ten Talbotordnung entstehenden Interferenzmuster 18 gemäß dem Nyquist-Theorem hat, wird wie folgt realisiert:

• Es können bei dem Röntgenbilddetektor 4 Pixelgrößen verwendet werden, deren Flächen wesentlich größer sind als die zur zu erzielenden Auflösung eigentlich erforderliche Flächen.
• Es wird ein Detektormaterial verwendet, das für jedes absorbierte Röntgenphoton viele Sekundärquanten erzeugt und eine inhärent "schlechte" MTF (Modulationstransferfunktion) aufweist, sodass die Sekundärquanten über wenigstens zwei – in der Regel wesentlich mehr – Detektorpixel 22 verteilt und dort als Pixelsignale 26 detektiert werden (z. B. würde sich hier Szintillatormaterial eignen, in dem die erzeugten Lichtphotonen über mehrere Detektorpixel 22 verteilt werden. Dabei gilt, dass, je höher der zu erwartende Röntgenfluss ist, umso "schneller" das Detektormaterial sein muss – kleine Zeitkonstanten).
• Der Ort des Röntgenabsorptionsereignisses, des Primärereignisses 24, wird über die gemessenen Pixelsignale 26 in den benachbarten Pixeln, den Nachbarpixeln 34, rekonstruiert. Über die in den Nachbarpixeln 34 gemessenen Pixelsignale 26 kann mit Hilfe einer geeigneten Funktion, beispielsweise der Fitfunktion 27, der Absorptionsort des Röntgenquants wesentlich genauer bestimmt werden, als dies die Größe der Detektorpixel 22 erwarten lassen würde.
• Es ist eine Verschaltung der Pixel notwendig, mindestens der direkten Nachbarpixel 34, eventuell der übernächsten Nachbarpixel 34, etc. Die Rekonstruktion kann z. B. auf in der Pixelmatrix direkt erfolgen und für jedes Ereignis der berechnete Ort (x, y) festgehalten werden oder es könnten die Signalhöhen aller beteiligten Pixel bei diesem Röntgenevent und ein Zeitstempel festgehalten werden und die Rekonstruktion später, z. B. außerhalb des Röntgenbilddetektors 4, erfolgen, indem über den Zeitstempel die beteiligten Detektorpixel 22 nachträglich zuordenbar sind. Weitere Möglichkeiten sind denkbar, so dass diese genannten Beispiele nicht einschränkend sind.

Als Funktion zur Verbesserung der Ortsauflösung eignet sich z. B. eine einfache Signal-gewichtete Mittelung über die Orte, an denen das Primärereignis 24, die Absorption des Röntgenquants, nachgewiesen wurde: (X, Y) = Σ(x_i, y_i)·S_i/ΣS_i (1)
(X, Y) ist der berechnete (gemittelte) Ort, (x_i, y_i) z. B. die Mittelpunkte der an der Mittelung beteiligten Detektorpixel 22 und S_i die gemessenen Pixelsignale 26 in den entsprechenden Pixeln i. Die Summe wird über alle Pixel i der Nachbarschaft (wie z. B. in den 7 bis 12 gezeigt) gebildet. Dabei sind die Detektorpixel 22 entweder um ein zentrales Pixel 32 (Beispiele in 7, 9 und 12) oder aber auch um einen zwischen Detektorpixeln 22 liegenden Knoten 35 gelegen (Beispiele in 8, 10 und 11).
Prinzipiell kann ein solches Mittelungsverfahren im analogen oder im digitalen "Raum" durchgeführt werden.
Im analogen Raum liegen die analogen Pixelsignale 26 entsprechend der in den entsprechenden Detektorpixeln 22 deponierten Energie vor. Über ein Netzwerk von Widerständen 36 bis 39, die zwischen den Detektorpixeln 22 verschaltet angeordnet sind, kann der Ort bestimmt werden: X = c·Σ(x⁺ – x^–), Y = c·Σ(y⁺ – y^–) (2) wobei Σ = x⁺ + x^– + y⁺ + y^– und c eine geeignete Konstante sind.
Die Werte x⁺, x^–, y⁺, y^– werden aus denjenigen Detektorpixeln 22 gebildet, die in dem Widerstandsnetzwerk 36 bis 39 im Bereich eines zentralen Pixels 32 oder eines zwischen Detektorpixeln 22 liegenden Knotens 35 gebildet werden (siehe auch 13).
Liegen die Pixelsignale 26 digital vor, d.h. nach Verstärkung und Wandlung des analogen Signals im entsprechenden Detektorpixel 22 beispielsweise mit einem ausreichend auflösenden Analog-zu-Digital-Konverter (ADC), kann der Ort mittels der Gleichung (1) bei einer digitalen Vernetzung zwischen den entsprechenden Detektorpixeln 22 (wie in 7 bis 12 angedeutet) errechnet werden.
Die Architektur solcher Detektorpixel 22 und der Verbindung mit den benachbarten Pixeln ist in 15 beispielhaft gezeigt, wo jedes Detektorpixel 22 mit seinen acht direkten Nachbarpixeln 34 verknüpft ist (dies entspricht dem Fall der 9). In der 15 ist ein Ausschnitt aus einer Pixelmatrix gezeigt, mit Verschaltung eines zentralen Pixels 32 mit seinen acht Nachbarpixeln 34. Aus den digitalen Pixelsignalen 26 des zentralen Pixels 32 und seiner acht Nachbarpixeln 34 wird durch Signalwichtung ein präzises Ortsignal errechnet, das zusammen mit der Höhe des Gesamtsignals im Speicher 44 abgelegt wird und später nach einem Ausleseprozess der Detektormatrix der Peripherie zur Verfügung gestellt wird.
Komplexere Varianten der Ortsbestimmung sind z.B. zweidimensionale Fitfunktion 27 an die Ortsverteilung der Pixelsignale 26, wie in den 4 und 6 graphisch angedeutet ist.
Die 3 und 4 geben eine schematische Darstellung wieder, wie sich Sekundärquanten 25 des Primärereignisses 24 (Absorption des Röntgenquants 23) über verschiedene Detektorpixel 22 verteilen und entsprechend unterschiedlich hohe Pixelsignale 26 generieren. Aus dem Ort, z. B. dem Pixelmittelpunkt, der Pixelsignale 26 und deren Signalhöhe kann mit Hilfe einer geeigneten Funktion, z. B. der Fitfunktion 27, das Maximum der gefitteten Kurve als virtueller Ort bestimmt werden, dessen Genauigkeit wesentlich höher ist als die Rasterung der Detektorpixel 22. Dieser virtuelle Ort ist der rekonstruierte Ort des Primärereignisses 24, der Absorption des Röntgenquants.
Eine zweidimensionale Darstellung dieses Sachverhalts ist den 5 und 6 zu entnehmen, in denen ein Röntgenquant 23 das Konversionsmaterial der Detektorschicht 21 trifft, interagiert und mehrere Pixelsignale 26 in mehreren benachbarten Detektorpixeln erzeugt. In der 6 wird aufgrund der Signalverteilung mittels einer geeigneten zweidimensionalen Fitfunktion 30 der Ort bestimmt, an dem das Röntgenquant 23 mit dem Detektormaterial wechselgewirkt hat.
Einige Beispiele der Pixel-zu-Pixel-Verbindungen 33 sind den 7 bis 12 zu entnehmen. Ein zentrales Pixel 32 oder ein Knoten 35 zwischen den Detektorpixeln 22 sind mit den direkten horizontalen und vertikalen und/oder diagonalen Nachbarpixeln 34 verbunden. Bei den Beispielen gemäß den 9 bis 12 kommen noch neben den direkten Nachbarpixeln 34 die nächsten Nachbarpixel 34 hinzu.
In der 13 ist ein Ausschnitt aus einem Widerstandsnetzwerk nur für das zentrale Pixel 32 gezeichnet, aus dem sich bei geeigneter Wahl der Widerstände 36 bis 39 und denen der Nachbarpixel 34 eine wesentlich höhere Ortsauflösung als die Pixelauflösung erzielen lässt.
Ausschnitt aus einer Pixelmatrix, mit Verschaltung eines zentralen Pixels 32 mit seinen acht Nachbarpixeln 34. Aus den digitalen Pixelsignalen 26 des zentralen Pixels 32 und seiner Nachbarpixel 34 wird durch Signalwichtung ein präzises Ortsignal errechnet, das zusammen mit der Höhe des Gesamtsignals im Speicher 44 abgelegt wird.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

DE 102010018715 A1 [0004]
US 7500784 B2 [0005, 0007]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

F. Pfeiffer et al. [1], "Hard X-ray dark-field imaging using a grating interferometer", Nature Materials 7, Seiten 134 bis 137 [0002]
Joseph J. Zambelli, et al. [2], "Radiation dose efficiency comparison between differential phase contrast CT and conventional absorption CT", Med. Phys. 37 (2010), Seiten 2473 bis 2479 [0002]
Martin Spahn [3] in "Flat detectors and their clinical applications", European Radiology, Volume 15 (2005), Seiten 1934 bis 1947 [0014]

Claims

Röntgenaufnahmesystem zur Röntgenbildgebung eines Untersuchungsobjekts (6) mittels direkter Messung eines Interferenzmusters (18) mit zumindest einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung, einem Röntgenbilddetektor (4), der eine Detektorschicht (21) und in einer Matrix angeordnete Detektorpixel (22) aufweist, einem Beugungs- oder Phasengitter (17), welches zwischen dem Untersuchungsobjekt (6) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist und ein Interferenzmuster (18) erzeugt, dadurch gekennzeichnet, dass das Interferenzmuster (18) in der n-ten Talbotordnung direkt durch einen Röntgenbilddetektor (4) mit einer sehr hohen erreichbaren Ortsauflösung erfasst wird, die wenigstens der halben Wellenlänge des in der n-ten Talbotordnung entstehenden Interferenzmusters (18) gemäß dem Nyquist-Theorem beträgt.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenbildgebung ein Absorptionsbild, ein differentielles Phasenkontrastbild (DPC) oder Dunkelfeldbild erzeugt.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung eine in der Röntgendiagnostik oder Angiographie übliche Röntgenröhre mit relativ großem Röhrenfokus (11) zu verwenden und die Kohärenz durch die Verwendung eines Absorptionsgitters (13) aufweist.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 1 oder 2, 3 dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung eine Vielzahl von Feldemissions-Röntgenquellen ausreichend kleiner Fokusgrößen aufweist.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 1 oder 2, 4 dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung eine genügend leistungsstarke Mikrofokusquelle aufweist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die sehr hohe Ortsauflösung des Röntgenbilddetektors (4) dadurch erreicht wird, dass – die Detektorpixel (22) des Röntgenbilddetektors (4) Pixelgrößen aufweist, deren Flächen wesentlich größer sind als die zur zu erzielenden Auflösung eigentlich erforderliche Flächen, – die Detektorschicht (21) aus einem Detektormaterial besteht, das für jedes absorbierte Röntgenquant (23) viele Sekundärquanten (25) erzeugt und eine derartige Modulationstransferfunktion (MTF) aufweist, dass die Sekundärquanten (25) über wenigstens zwei Detektorpixel (22) verteilt auftreffen und dort als Pixelsignale (26) detektiert werden, und – der Ort des Primärereignisses (24) über gemessene Pixelsignale (26) in mehreren Pixeln (32, 34) rekonstruiert wird.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Ort des Primärereignisses (24) mit Hilfe einer geeigneten Funktion über die in den Nachbarpixeln (34) gemessenen Pixelsignale (26) bestimmt wird.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die geeignete Funktion eine Fitfunktion (27) und/oder eine gewichtete Mittelung gemäß der Gleichung (X, Y) = Σ(x_i, y_i)·S_i/ΣS_i, wobei (X, Y) der berechnete Ort, (x_i, y_i) z. B. die Mittelpunkte der an der Mittelung beteiligten Detektorpixel (22) und S_i die gemessenen Pixelsignale 26 in den entsprechenden Pixeln i sind.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektorpixel (22) über Pixel-zu-Pixel-Verbindungen (33) mit mindestens den direkten Nachbarpixeln (34) verschaltet sind.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Rekonstruktion des Orts (31) des Primärereignisses (24) in der Pixelmatrix direkt erfolgt und für jedes Primärereigniss (24) der berechnete Ort (31) festgehalten werden.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 9, 10 dadurch gekennzeichnet, dass die Signalhöhen der Pixelsignale (26) aller beteiligten Pixel (32, 34) bei diesen Primärereignissen (24) und ein Zeitstempel festgehalten werden und die Rekonstruktion später erfolgt, wobei über den Zeitstempel die beteiligten Detektorpixel (22) nachträglich zuordenbar sind.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektorschicht (21) aus einem Szintillatormaterial besteht, in dem die erzeugten Sekundärquanten (25) über mehrere Detektorpixel (22) verteilt werden, wobei in Abhängigkeit von der Höhe des zu erwartenden Röntgenflusses die Geschwindigkeit des Szintillatormaterials gewählt werden muss, so dass sich kleine Zeitkonstanten ergeben.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenbilddetektor (4) ein integrierender Detektor mit indirekter Konversion der Röntgenquanten (23) mittels CsI als Detektormaterial und CMOS für die Photodioden- und Auslese-Struktur ist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenbilddetektor (4) als Photonen-zählender Detektor mit direkter Konversion der Röntgenquanten (23) implementiert ist.