DE102012224258A1

DE102012224258A1 - Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts mit Phase-Stepping sowie angiographisches Untersuchungsverfahren

Info

Publication number: DE102012224258A1
Application number: DE102012224258.9A
Authority: DE
Inventors: Martin Spahn
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2012-12-21
Filing date: 2012-12-21
Publication date: 2014-06-26
Also published as: CN103876766A; US9179883B2; JP2014121607A; US20140177795A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts (6) mit zumindest einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung, einem Röntgenbilddetektor (4) mit in einer Matrix angeordneten Pixeln (22, 23), einem Beugungs- oder Phasengitter (17), welches zwischen dem Untersuchungsobjekt (6) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist. Erfindungsgemäß kann der Röntgenbilddetektor (4) eine Detektorschicht mit einer Matrix aus x Gesamtpixeln (22) aufweisen, die derart strukturiert ist, dass die Gesamtpixel (22) in einer Analyserichtung, die senkrecht auf die Gitterlinien des Beugungs- oder Phasengitters (17) steht, in y Subpixel (23) unterteilt sind, die in einem Auslesevorgang derart gruppenweise ansteuer- und/oder auslesbar sind, – dass in einem ersten Phasenschritt n Subpixel (25) zu Gruppen wirkungsmäßig zusammengefasst werden, wobei zwischen den Gruppen m Subpixel (26) eines Gesamtpixels (22) nicht erfasst werden, – dass in folgenden K-1 Phasenschritten jeweils wieder n Subpixel (23) zu Gruppen zusammengefasst werden, bis alle erforderlichen Kombinationen von Subpixel (23) erfasst worden sind, wobei die zusammengefassten Subpixel (25) um eine Schrittweite von jeweils p Subpixel (23) in Analyserichtung verschoben sind.

Description

Die Erfindung betrifft ein Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts mit zumindest einem Röntgenstrahler zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung, einem Röntgenbilddetektor mit in einer Matrix angeordneten Pixeln, einem Beugungs- oder Phasengitter, welches zwischen dem Untersuchungsobjekt und dem Röntgenbilddetektor angeordnet ist.
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 der Einsatz von röntgenoptischen Gittern einerseits die Aufnahme von Röntgenbildern im Phasenkontrast erlaubt, welche zusätzliche Informationen über ein Untersuchungsobjekt liefern. Andererseits besteht auch die Möglichkeit, dass zur Bildgebung nicht nur die Phaseninformation sondern auch die Amplitudeninformation gestreuter Strahlung verwendet werden. Hierdurch kann eine Bildgebung erzeugt werden, die ausschließlich auf den Streuanteilen der durch das Untersuchungsobjekt gebeugten Röntgenstrahlung basiert, also einer Kleinstwinkelstreuung. Hierdurch können sehr geringe Dichteunterschiede im Untersuchungsobjekt sehr hochauflösend dargestellt werden. 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 z. B. sie 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 Halbleiterdetektor sein, der vorzugsweise aus amorphem Silizium (a-Si) erstellt ist. Es können aber auch integrierende und eventuell zählende CMOS-Detektoren 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. In der Systemsteuerungseinheit 7 ist weiterhin eine bekannte Vorrichtung 10 vorgesehen, deren Funktion noch genauer beschrieben wird.
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 "Digitale Röntgenbilddetektoren in der Röntgendiagnostik", Radiologe 43 (2003), Seiten 340 bis 350 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 und wiederum ein absorbierendes Analysatorgitter 18 (G₂) zum Auslesen des erzeugten Interferenzmusters. Die Gitterkonstante des Analysatorgitters 18 ist derjenigen des Phasengitters 17 und der restlichen Geometrie der Anordnung angepasst. Das Analysatorgitter 18 ist z. B. im ersten oder n-ten Talbot-Abstand angeordnet. Das Analysatorgitter 18 konvertiert dabei das Interferenzmuster 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 der Röhrenfokus 11 der Strahlenquelle hinreichend klein und die erzeugte Strahlungsleistung dennoch ausreichend groß, kann eventuell auf das erste Gitter G₀, das Absorptionsgitter 13, verzichtet werden, wie das gegeben ist, wenn als Röntgenstrahler 3 beispielsweise eine Vielzahl von Feldemissions-Röntgenquellen vorgesehen sind, wie dies aus der nachfolgend beschriebenen DE 10 2010 018 715 A1 bekannt ist.
Die differentielle Phasenverschiebung wird nun für jedes Pixel des Röntgenbilddetektors 4 dadurch bestimmt, dass durch ein sogenanntes "Phase-Stepping" 19, das durch einen Pfeil angedeutet wird, das Analysatorgitter 18 G₂ in mehreren Schritten 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 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. Die Visibilität, d. h. die normierte Differenz aus maximalem und minimalem Signal, ist dabei ein Maß zur Charakterisierung der Qualität eines Talbot-Lau-Interferometers. Sie ist definiert als Kontrast der abgetasteten Modulation
Weiterhin bezeichnen in dieser Gleichung A die Amplitude und I - die mittlere Intensität. Die Visibilität kann Werte zwischen Null und Eins annehmen, da alle Größen positiv sind und I_max > I_min ist. In einem realen Interferometer gilt außerdem I_min > 0, sodass der Wertebereich von V sinnvoll ausgeschöpft ist. Minimalintensitäten größer Null und alle nicht idealen Eigenschaften und Mängel des Interferometers führen zu einer Verringerung der Visibilität. Als dritte Information, die über die Visibilität definiert werden kann und durch diese Messart erzeugt wird, wird als Dunkelfeld bezeichnet. Das Dunkelfeld gibt das Verhältnis aus den Visibilitäten der Messung mit Objekt und denen ohne Objekt an.
Aus dem Vergleich bestimmter abgeleiteter Größen aus den gefitteten Funktionen 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).

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 einen ganz entscheidenden Nachteil:
Das Analysatorgitter 18 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 18, des Phase-Steppings 19, ungeeignet, um Echtzeit-Bildgebung bzw. Bildgebung mit höheren Bildfrequenzen von z. B. 15 Bildern pro Sekunde (B/s) oder auch 60 bis 100 B/s zu ermöglichen. Auch eine 3-D-Bildgebung, bei der Röntgenstrahler 3 mit Röntgenröhre und Röntgenbilddetektor 4 kontinuierlich um den Patienten 6 gedreht werden, ist so nicht möglich.
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 keine mechanische Bewegung des Analysatorgitters G₂ oder 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 der Röntgenbilddetektor eine Detektorschicht mit einer Matrix aus x Gesamtpixeln aufweist, die derart strukturiert ist, dass die Gesamtpixel in einer Analyserichtung, die senkrecht auf die Gitterlinien des Beugungs- oder Phasengitters G₁ steht, in y Subpixel unterteilt sind, die in einem Auslesevorgang derart gruppenweise ansteuer- und/oder auslesbar sind,

– dass in einem ersten Phasenschritt n Subpixel zu Gruppen wirkungsmäßig zusammengefasst werden, wobei zwischen den Gruppen m Subpixel eines Gesamtpixels nicht erfasst werden, und
– dass in folgenden K-1 Phasenschritten jeweils wieder n Subpixel zu Gruppen zusammengefasst werden, bis alle erforderlichen Kombinationen von Subpixel erfasst worden sind, wobei die zusammengefassten Subpixel um eine Schrittweite von jeweils p Subpixel in Analyserichtung verschoben sind.

Bei der Lösung der Aufgabe wird die übliche Bewegung des Analysatorgitters G₂, welches das Interferenzmuster abtastet, durch unterschiedliche Gruppierungen von Subpixel verwirklicht.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn der Röntgenstrahler zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung ein Absorptionsgitter G₀ aufweist.
In vorteilhafter Weise kann der Röntgenstrahler zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung eine Vielzahl von Feldemissions-Röntgenquellen oder eine genügend leistungsstarke Mikrofokusquelle aufweisen.
Eine schnelle Untersuchung wird ermöglicht, wenn in dem Auslesevorgang alle Subpixel unabhängig ein einziges Mal ausgelesen und deren Ausgangssignale gespeichert werden, dass die Ausgangssignale der Subpixel in mehreren Phasenschritten gruppenweise zusammengefasst werden, wobei in aufeinanderfolgenden Phasen die Kombinationen der Ausgangssignale der Subpixel jeweils um p Subpixel in Wirk- oder Analyserichtung verschoben sind.
Alternativ können in dem Auslesevorgang benachbarte Subpixel in einem Gesamtpixel kombiniert und diese Signale ausgelesen werden, wobei in aufeinanderfolgenden Phasen die Kombinationen der Ausgangssignale der Subpixel jeweils um p Subpixel in Wirk- oder Analyserichtung verschoben sind, oder in dem Auslesevorgang alle für einen Phasenschritt aktivierten Subpixel eines Gesamtpixels zusammengefasst und das Gesamtsignal aller erforderlichen Subpixel des Gesamtpixels für diesen Phasenschritt ausgelesen werden.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn der Röntgenbilddetektor ein integrierender Detektor mit indirekter Konversion der Röntgenquanten mittels CsI als Detektormaterial und CMOS für die Photodioden- und Auslese-Struktur ist oder als Photonen-zählender Detektor mit direkter Konversion der Röntgenquanten implementiert ist.
Die Aufgabe wird für ein angiographisches Untersuchungsverfahren eines Patienten mit einem oben genannten Röntgenaufnahmesystem zerstörungsfreiem Auslesen der Bildinformationen des Röntgenbilddetektors erfindungsgemäß durch folgende Schritte gelöst:

S1) Durchführung einer Röntgen-Akquisition,
S2) iterative Definition von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln und Subpixeln,
S3) zerstörungsfreies Auslesen der Bildinformationen des Röntgenbilddetektors,
S4) Feststellung in einer ersten Abfrage, ob alle erforderlichen Kombinationen der Gesamtpixel und Subpixel erreicht sind,
S5) Verneinendenfalls Rückkehr zu S2) und erneute iterative Definition von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln und Subpixeln,
S6) Bejahendenfalls Durchführung einer Bildverarbeitung,
S7) Bestimmung in einer zweiten Abfrage, ob noch weitere Bilder erforderlich sind,
S8) Bejahendenfalls Rückkehr zu S1) und erneute Röntgen-Akquisition und
S9) Verneinendenfalls Einleitung des Prozessendes und Beendung von Akquisition von Daten.

Die Aufgabe wird für ein angiographisches Untersuchungsverfahren eines Patienten mit einem oben genannten Röntgenaufnahmesystem mit nicht-zerstörungsfreiem Auslesen der Bildinformationen des Röntgenbilddetektors erfindungsgemäß durch folgende Schritte gelöst:

S1) Durchführung einer Röntgen-Akquisition,
S2) iterative Definition von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln und Subpixeln,
S3) nicht-zerstörungsfreies Auslesen der Bildinformationen des Röntgenbilddetektors,
S4) Feststellung in einer ersten Abfrage, ob alle erforderlichen Kombinationen der Gesamtpixel und Subpixel erreicht sind,
S5) Verneinendenfalls Rückkehr zu S1) und erneute Röntgen-Akquisition,
S6) Bejahendenfalls Durchführung einer Bildverarbeitung,
S7) Bestimmung in einer zweiten Abfrage, ob noch weitere Bilder erforderlich sind,
S8) Bejahendenfalls Rückkehr zu S1) und erneute Röntgen-Akquisition und
S9) Verneinendenfalls Einleitung des Prozessendes 43 und Beendung von Akquisition von Daten.

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,
3 eine schematische Darstellung eines generischen Detektoraufbaus in der Seitenansicht bestehend aus einer Matrix von in Subpixel unterteilte Gesamtpixel,
4 den Detektoraufbau gemäß 3 in Draufsicht,
5 eine schematische Darstellung eines generischen Detektoraufbaus gemäß 3 mit strukturiertem Detektormaterial, dessen Strukturen denen der Subpixel angepasst sind,
6 eine schematische Darstellung der unterschiedlichen Kombinationen von Subpixel eines Gesamtpixels zur Erläuterung des erfindungsgemäßen Phase-Stepping in Draufsicht,
7 eine schematische Darstellung der Verschaltung der Subpixel eines Gesamtpixels mit Signalquelle und Schaltvorrichtung bei drei aufeinanderfolgenden Phasenschritten,
8 eine Implementierung als integrierender und indirekt-konvertierender Röntgenbilddetektor auf Basis von CsI und CMOS,
9 schematische Teildarstellung von vier Gesamtpixeln mit als 3-Transitorenschaltung ausgeführte Subpixel,
10 eine Darstellung zweier Gesamtpixelstrukturen bzw. zweier Teile von Gesamtpixelstrukturen in CMOS-Implementierung,
11 ein Ablaufdiagramm der Röntgenakquisition, iterativen Definition von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln und Subpixeln, zerstörungsfreiem Auslesen der Bildinformation sowie Bildweiterverarbeitung und
12 ein Ablaufdiagramm der Röntgenakquisition, iterativen Definition von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln und Subpixeln, Auslesen der Bildinformation und Bildweiterverarbeitung für den Fall eines nicht-zerstörungsfreien Auslesens.
Die 3 und 4 stellen einen generischen Detektoraufbau in der Seitenansicht (3) und in Draufsicht (4) schematisch dar. Die Röntgenquanten 20 fallen zur Umwandlung in sichtbares Licht auf eine Röntgenkonverterschicht 21, hinter der in einer Schicht aus einem Halbleitermaterial Pixel 22 und 23 angeordnet sind.
Die Struktur der Pixel besteht aus einer Matrix aus gestrichelt dargestellten Gesamtpixeln 22, die wiederum in mehrere Subpixel 23 in einer Richtung (Wirk- oder Analyserichtung), die senkrecht auf die Gitterlinien des Beugungs- oder Phasengitters 17 steht, unterteilt sind. Lateral benachbarte Subpixel 23 (rechts und links) können erfindungsgemäß beliebig miteinander kombiniert werden, wie dies nachfolgend noch beschrieben wird. Die Pixelstrukturgrößen für die Gesamtpixel 22 werden in den Dimensionen x und y mit G_x und G_y sowie für die Subpixel 23 mit S_x und S_y bezeichnet, wobei die Abmessungen G_x und S_x gleich sind.
Die 5 stellt einen gegenüber der Ausführungsform gemäß 3 alternativen generischen Detektoraufbau in der Seitenansicht schematisch dar, bei dem die Röntgenkonverterschicht 21 jedoch aus einem strukturierten Detektormaterial 24 besteht, wobei dessen Strukturen denen der Subpixel 23 angepasst sind.
In der 6 sind aus den Subpixeln 23 eines Gesamtpixels 22 (bzw. eines Teils eines Gesamtpixels) ausgewählte Subpixel dargestellt, deren Signale für jeden elektronischen Phasen-Step ausgelesen und die im Weiteren als aktive oder aktivierte Subpixel 25 bezeichnet werden. Die Signale der für den aktuellen Phasen-Step bzw. Phasenschritt 27 abgewählten Subpixel, im Weiteren als nichtaktive Subpixel 26 bezeichnet, können unabhängig ausgelesen und/oder im Pixel teil- oder auch komplett vor Durchführung des Ausleseprozesses kombiniert werden. Das kombinierte Signal aller angewählten aktiven Subpixel 25 des Gesamtpixels 22 erzeugen das Pixelsignal für diesen Phasenschritt k = 1. Nach dem zerstörungsfreien Auslesen werden die Subpixel 25 und 26 dadurch neu kombiniert, dass alle aktiven Subpixel 25 um ein Subpixel 23 verschoben werden. Diese werden erneut in einem Phasenschritt k = 2 ausgelesen. Dieser Prozess wird mehrfach wiederholt, bis das elektronische Phase-Stepping (1 ≤ k ≤ K) abgeschlossen ist. Im obigen Beispiel werden K = 8 elektronische Phasenschritte 27 durchgeführt.
Bei der "konventionellen" Talbot-Lau Methode, wie sie anhand der 2 erläutert wurde, wird das Analysatorgitter G₂ (18) schrittweise verschoben. Die Ortsfrequenz dieser Gitter ist wesentlich höher als die Ortsauflösung eines Pixel bzw. das Gitterspacing wesentlich kleiner (z. B. 2 oder 3 µm) als die Größe eines Pixels eines konventionellen Röntgenbilddetektors 4, der dort verwendet werden kann (beispielsweise 200 µm). Das Analysatorgitter G₂ wird schrittweise verschoben und deckt dabei das Interferenzmuster, das durch das Beugungsgitter G₁ gebildet wird, schrittweise ab.
Bei dem vorliegenden Verfahren wird das dadurch gelöst, dass das "normale" Gesamtpixel 22 (z. B. 200 × 200 µm²) des Röntgenbilddetektors 4 in viele streifenförmige Subpixel 23 von beispielsweise 1 µm Breite unterteilt ist. Statt des mechanischen Verschiebens des Analysatorgitters G₂, das im vorliegenden Fall eingespart werden kann, da es nicht mehr benötigt wird, werden verschiedene Subpixelbereiche, die jeweils aus einem oder mehreren Subpixeln bestehen können, definiert, ausgelesen und anschließend neu definiert.
Bei der exemplarischen Darstellung gemäß 6 wird also ein Gesamtpixel 22 mit drei Gruppen von je vier aktiven Subpixeln 25 und vier nichtaktiven Subpixeln 26 unterteilt. Diese drei Gruppen werden in den acht aufeinanderfolgenden elektronischen Phasenschritten 27 in der Breite der Subpixel 23 nach unten bewegt, so dass sich jedes Mal eine neue Kombination (insgesamt acht) von aktiven Subpixeln 25 und nichtaktiven Subpixeln 26 ergeben.
Realistischweise sind es bei einer Subpixelbreite von beispielsweise 1 µm und einer Gesamtpixellänge von beispielsweise 200 µm in einer Größenordnung von 50 bis 100 Gruppen von z. B. vier Subpixeln 23, die sich in mehreren Phasenschritten über das Gesamtpixel 22 bewegen.
Die Anzahl der benachbarten n Subpixel 23, die zusammengeschaltet werden sollen bzw. welcher Bereich an m Subpixeln 23 frei gelassen werden soll, hängt von der Breite der Subpixel 23 ab, die ja beispielsweise 0,5 µm, 1 µm, 1,5 µm oder 2 µm betragen kann. Auch ist die Anzahl der aktiven Subpixel 25 davon abhängig, wie viele elektronische Phasenschritte 27 gemacht werden sollen. Dabei wird eine Anzahl von K = 4 als Minimum gesehen, und bis zu K = 8 werden heute verwendet, um genügend unabhängige Messungen für einen Kurvenfit mit mindesten drei Variablen zu haben. Außerdem ist es abhängig vom Spektrum: höhere Röntgenenergien erzeugen feinere Interferenzmuster, weil die Quanten um kleine Winkel abgelenkt werden. D. h. bei gegebenem Röntgenbilddetektor 4 muss bei hohen Energien eventuell n auf drei oder zwei beschränkt werden.
Letztendlich ist es so, dass heute die Gitterkonstante von G2 aus der Geometrie, den Abständen von G₀, G₁ und Röntgenbilddetektor 4, abgeleitet wird. Dies wird für eine Nominal-Röntgenenergie ausgelegt. Werden andere Energien oder breitere Spektren aufgrund der Applikation verwendet, ist der Aufbau suboptimal.
Entsprechend muss der Aufbau des Röntgenbilddetektors 4, also insbesondere die Breite der Subpixel 23, sich an die Gitterkonstante des nicht vorhandenen Analysatorgitters G₂ anlehnen. Da das Analysatorgitter G₂ pro Phasenschritt um einen Bruchteil seiner Gitterkonstante, die z. B. 5 µm sei, also z. B. um 0,5 bis zu 1 µm verschoben würde, muss entsprechend die Subpixelbreite auch in etwa von dieser Größe sein.
Die 7 zeigt eine schematische Darstellung der Verschaltung benachbarter Subpixel 23 mit Signalquelle und Verschaltungsvorrichtung eines Gesamtpixels 22 (wegen der Details verzerrt und nicht skalengerecht). Die Signale einer Signalquelle 28 der unterlegt dargestellten aktiven Subpixel 25 eines Gesamtpixels 22 werden ausgelesen, um einen elektronischen Phasenschritt 27 zu realisieren, indem Schalter 29 die Signalquelle 28 mit Auslese- oder Datenleitungen 30 verbinden. Hier sind drei solcher aufeinanderfolgender Phasenschritte und entsprechende Subpixelkombinationen gezeigt. Es sind drei Gruppen von jeweils zwei aktiven Subpixeln 25 und drei nichtaktiven Subpixeln 26 sowie drei Phasenschritte 27 gezeigt. Für das komplette Phase-Stepping werden jedoch K Phasenschritte 27 mit k = 1 bis k = K, mit z. B. K = 4 bis 8, benötigt.
In der 8 ist eine Implementierung als integrierender und indirekt-konvertierender Röntgenbilddetektor 4 auf Basis von Caesiumjodid (CsI) als Detektormaterial für die Röntgenkonverterschicht 21 und CMOS als Halbleitermaterial für die Pixel 22 und 23 dargestellt. Die Röntgenkonverterschicht 21, eine CsI-Schicht 31, ist mittels einer optischen Ankopplungs- und Klebeschicht 32 mit der CMOS-Pixelstruktur 33 verbunden, die Photodioden, Subpixelverbindungen sowie Ausleseelektronik enthält. Die Pixel 22 und 23 der CMOS-Pixelstruktur 33 sind über elektrische Verbindungen 34 mit einer peripheren Detektorelektronik 35 verbunden.
Die 9 zeigt schematisch einen Ausschnitt eines Röntgenbilddetektors 4 mit vier teilweise dargestellten Gesamtpixeln (P) mit als 3-Transitorenschaltung ausgeführten Subpixeln (PS), wobei für jedes Pixel ein Transistor T_r zum Rücksetzen (Rs, reset) der Photodiode, ein Transistor T_s zur Selektion der Zeile(n) (R, row) und ein Transistor T_sf als Source-Follower zum zerstörungsfreien Auslesen der Signale in Spaltenrichtung (C, column) vorgesehen sind. Die Darstellung in x- bzw. y-Richtung ist nicht maßstabsgerecht. Die Gesamtpixel 22 sind mit P_i,j für das Gesamtpixel 22 in der i-ten Spalte C_i und der j-ten Gesamtpixelreihe R_j bezeichnet, wobei die Indices entsprechend hochgezählt werden. Die Subpixel sind mit PS_i,j,N für das Subpixel in der i-ten Spalte C_i und in dem N-ten Gesamtpixel der j-ten Reihe R_j,N bezeichnet.
Es kann aber auch das Gesamtsignal der zusammengeschalteten Subpixel 23, die einem Gesamtpixel 22 zugeordnet sind, über eine gemeinsame Leitung pro Gesamtpixel 22 an die Peripherie geführt werden. Ebenso könnte die Ansteuerung der Subpixel 23 eines Gesamtpixels 22 mit einer Ansteuervorrichtung pro Gesamtpixel 22 erfolgen.
In der 10 sind zwei Phasenschritte 27 zweier in x-Richtung benachbarter Gesamtpixelstrukturen bzw. zweier Teile von Gesamtpixelstrukturen in CMOS-Implementierung dargestellt, wobei durch entsprechende Adressierung der Zeilen über Ansteuerleitungen 36 eine analoge Summation der Signale der aktiven Subpixel 25 erzeugt wird.
Es sind zwei Gruppen von jeweils drei Subpixeln 25 gezeigt, die von drei nichtaktiven Subpixeln 26 benachbart sind. I. Allg. wird dies nur ein Ausschnitt von zwei Gesamtpixeln 22 sein, da ja, wie oben beschrieben, realistischerweise beispielsweise 200 Subpixel 23 pro Gesamtpixel 22 und z. B. 50 bis 100 Gruppen von aktiven Subpixeln 25 pro Gesamtpixel pro Phasenschritt 27 benötigt werden.
Die 11 zeigt ein Ablaufdiagramm einer Röntgen-Akquisition, iterativen Definition von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln und Subpixeln sowie zerstörungsfreiem Auslesen der Bildinformation und Bildweiterverarbeitung.
In einem ersten Verfahrensschritt erfolgt eine Röntgen-Akquisition 37, die gemäß 2 mit Ausnahme des fehlenden Analysatorgitters 18 (G₂) durchgeführt wird.
In einem zweiten Verfahrensschritt wird eine iterative Definition 38 von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln 22 und Subpixeln 23 durchgeführt.
Der dritte Verfahrensschritt bewirkt ein zerstörungsfreies Auslesen 39 der Bildinformation.
In einer ersten Abfrage 40 als vierten Verfahrensschritt wird festgestellt, ob alle erforderlichen Kombinationen der Gesamtpixel 22 und Subpixel 23 erreicht sind.
Im Falle einer Verneinung wird zum zweiten Verfahrensschritt zurückgekehrt und erneut eine iterative Definition 38 von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln 22 und Subpixeln 23 durchgeführt. Bejahendenfalls wird zuerst in einem fünften Verfahrensschritt eine Bildverarbeitung 41 durchgeführt.
Anschließend wird in einer zweiten Abfrage 42 bestimmt, ob noch weitere Bilder erforderlich sind.
Im Falle einer Bejahung wird zum ersten Verfahrensschritt zurückgekehrt und erneut eine Röntgen-Akquisition 37 durchgeführt. Verneinendenfalls ist als letzter Verfahrensschritt das Prozessende 43 erreicht und die Akquisition von Daten wird beendet.
Der zweite Verfahrensschritt führt dabei gemäß den vorhergehenden Figuren mit deren Beschreibung wieder eine iterative Definition 38 von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln 22 und Subpixeln 23 durch.
In der 12 ist Ablaufdiagramm der Röntgen-Akquisition 37, iterativen Definition von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln und Subpixeln sowie dem Auslesen der Bildinformation und Bildweiterverarbeitung für den Fall eines nicht-zerstörungsfreien Auslesens dargestellt.
Der wesentliche Unterschied gegenüber dem Verfahrensablauf gemäß 11 ist der dritte Verfahrensschritt, in dem ein nicht-zerstörungsfreies Auslesen 44 der Bildinformation durchgeführt wird. Dadurch bedingt muss nach dem Auslesen 44 nach einer verneinten ersten Abfrage 40 eine erneute Röntgen-Akquisition 37 mit den folgenden Verfahrensschritten durchgeführt werden.
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Röntgenaufnahmesystem mit einem Röntgenbilddetektor für echtzeitfähige differentielle Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts bei hohen Bildfrequenzen durch sogenanntes "elektronisches" Phase-Stepping.
Statt einer mechanischen Bewegung des Analysatorgitters G₂, wie dies beispielsweise aus der DE 10 2010 018 715 A1 bekannt ist, werden aber erfindungsgemäß ein geeigneter Detektoraufbau und ein elektronisches Verfahren der Ansteuerung des Röntgenbilddetektors im Zusammenhang mit der Röntgenakquisition vorgeschlagen.
Die Vorteile des "elektronischen" Phase-Steppings im Einzelnen sind:

• Es ermöglicht Echtzeit-Bildgebung und hohe Bildfrequenzen.
• Es ist mit aktueller Technologie, z. B. CsI und CMOS implementierbar.
• Es werden bei diesem Aufbau keine mechanischen Bewegungen benötigt, da das Phase-Stepping elektronisch realisiert wird.
• Die Komplexität des Röntgenbilddetektors gegenüber heutigen Röntgenbilddetektoren ist überschaubar.
• In einer Implementierungsvariante (Realisierung als indirekt-konvertierender integrierender Röntgenbilddetektor) kann im Wesentlichen der heute übliche Aufbau der Detektionsschicht oder Detektorschicht (z. B. CsI) verwendet werden, da lediglich die Photodiodenstruktur anzupassen ist. D. h., es ist keinerlei Strukturierung des Röntgenkonverters nötig, anders als heute schon üblich (Nadelstruktur, um gute MTF und DQE zu bekommen).
• Systematische "Fehler" beispielsweise durch geringeren Füllfaktor (relativer Anteil der Photodiode an der Pixelgröße) der Subpixelstrukturen gegenüber der Gesamtpixelstruktur werden ausgeschlossen, da immer die gleiche Anzahl von Subpixel zum Gesamtpixel beiträgt und lediglich die "Position" verändert wird.
• Es wird in der bevorzugten Ausführung in CMOS mit "non-destructive readout" lediglich eine Röntgenakquisition benötigt. Es können die in den CMOS-Photodioden gespeicherten Signale der Gesamtpixel und Subpixel jeweils neu kombiniert werden, um das Signal des so definierten Gesamtpixels zu generieren und zerstörungsfrei auszulesen. Dieser "Gesampixel-Definitionsprozess" und Ausleseprozess kann also wegen des zerstörungsfreien Auslesens mehrfach ohne erneute Röntgenakquisition wiederholt werden.

Die folgenden Überlegungen werden zunächst für bekannte Aufbauten durchgeführt, die eindimensionale Gitter vorsehen, wie sie beispielsweise in der Literatur [1, 2] betrachtet wurden.
Implementierungsbeispiele:
Die oben beschriebenen 3 bis 8 zeigen relativ generische Darstellungen des Röntgenbilddetektors 4. Die Darstellung gemäß 3 geht dabei nicht auf den Ausleseprozess ein, sondern zeigt nur die Struktur des Röntgenbilddetektors 4, die aus einer Matrix von Gesamtpixeln 22 besteht, die wiederum in viele Subpixel 23 unterteilt sind, wobei die Aufteilung wie auch die der Gitter G₀, G₁ bzw. G₂ eindimensional ist, wie dies allgemein bei der Talbot-Lau-Methode der Fall ist. Erfindungsgemäß soll das Gitter G₂ ersetzt werden. Die Ausdehnung der Subpixel 23 in der senkrecht auf die Gitterlinien des Beugungs- oder Phasengitters 17 stehenden Richtung (Wirk- oder Analyserichtung) beschreibt also sowohl analoges als auch digitales elektronisches Phase-Stepping.
Die Signale der erforderlichen Subpixel 23 für einen gegebenen elektronischen Phasen-Step können in verschiedenen Varianten ausgelesen werden:

a. Für jedes Subpixel 23 eine unabhängige Auslesung; eine Kombination der Signale erfolgt dann außerhalb der Detektormatrix. In diesem Fall muss nur ein einziges Mal ausgelesen werden, da die verschiedenen Phasenschritte peripher durch Kombination der entsprechenden Subpixelsignale dargestellt werden können.
b. Benachbarte Subpixel 23 in einem Gesamtpixel 22 können kombiniert und diese Signale ausgelesen werden (in 5 und 6 wären das drei bzw. vier Subpixelbereiche für jeden elektronischen Phasenschritt 27, die für jedes Pixel separat ausgelesen werden). Die ausgelesenen kombinierten Signale benachbarter Subpixel 23 eines Gesamtpixel 22 werden außerhalb der Detektormatrix in ein Gesamtpixelsignal für diesen elektronischen Phasenschritt 27 zusammengefasst.
c. Alle für den aktuellen Phasenschritt 27 aktivierten Subpixel 25 eines Gesamtpixels 22 werden zusammengefasst und das Gesamtsignal aller erforderlichen Subpixel 25 des Gesamtpixels 22 für diesen elektronischen Phasenschritt 27 ausgelesen.

Es ist erst einmal nicht näher definiert, ob die Kombination bei b) oder c) von gewissen Subpixeln analog oder digital durchgeführt wird. Wichtig aber ist, dass durch das mehrfache Auslesen und/oder Kombinieren von Subpixeln 23 im Gesamtpixel 22 der Ausleseprozess zerstörungsfrei durchgeführt werden kann.
Anwendungen sind für die Mammographie, allgemeine Radiographie, Angiographie, Computertomographie denkbar. Zwei typische Beispiele sind im Folgenden gegeben.
Die Pixelstrukturgrößen für die Gesamtpixel 22 werden in den Dimensionen x und y mit G_x und, G_y und für die Subpixel 23 mit S_xund S_y bezeichnet. Die Größe der Gesamtpixel 22 ist von der Applikation abhängig, beispielsweise

i. G_x = G_y = 50 – 100 μm für die Mammographie,
ii. G_x = G_y = 130 – 200 μm für Anwendungen aus der Radiographie, Angiographie, Chirurgie oder
iii. G_x = G_y = 300 – 1000 μm für Anwendungen aus der Computertomographie oder Flatpanel Conebeam-CT.

Die Werte sind lediglich Anhaltspunkte und können darüber oder darunter liegen.
Die Ausdehnung der Subpixel 23 in der Analyserichtung (in 3 und 5 in x-Richtung, in 4 in y-Richtung) hängen u. a. von der Applikation, dem Röntgenspektrum, der Geometrie des Aufbaus von Röntgenröhre, Gitter und Röntgenbilddetektor, den gewählten Gittern, insbesondere G₁, und der Anzahl der erforderlichen elektronischen Phasen-Steps ab. Eine typische Größenordnung von S_y beträgt etwa 1 μm. Der Wert kann aber auch darunter oder darüber liegen. Die andere Dimension, S_x, stimmt bei eindimensionalen Gittern mit G_x überein.
Die 5 zeigt einen Detektoraufbau, bei dem die Struktur des Detektormaterials 24 der der Subpixel 23 angepasst ist. Dies kann von Vorteil sein, um ein Übersprechen von Signalen zu vermeiden oder zu reduzieren.
Anhand der 6 wurde die erfindungsgemäße Beschaltung und Ansteuerung der Subpixel 23 eines Gesamtpixels 22 (bzw. des Teils eines Gesamtpixels 22) erläutert, bei denen das Ausgangssignal der aktiven Subpixel 25 für jeden elektronischen Phasenschritt 27 ausgelesen wird. Die Ausgangssignale der abgewählten, der für den aktuellen Phasenschritt 27 nichtaktiven Subpixel 26 können unabhängig ausgelesen und im Pixel teil- oder auch komplett vor Durchführung des Ausleseprozesses kombiniert werden. Das kombinierte Ausgangssignal aller aktiven Subpixel 25 eines Gesamtpixels 22 erzeugt das Pixelsignal für diesen Phasenschritt 27. Nach dem zerstörungsfreien Auslesen werden die Subpixel 23 neu kombiniert und erneut ausgelesen. Dieser Prozess wird mehrfach wiederholt, bis das elektronische Phase-Stepping abgeschlossen ist. Im obigen Beispiel werden K = 8 elektronische Phasenschritte 27 durchgeführt.
In der 7 wurde eine Verschaltung der Subpixel 25 mit Signalquelle und Verschaltungsvorrichtung schematisch dargestellt. Die Signale der jeweils aktiven Subpixel 25 eines Gesamtpixels 22 werden ausgelesen, um einen elektronischen Phasenschritt 27 zu realisieren. Hier sind drei solcher Phasenschritte und entsprechende Subpixelkombinationen gezeigt.
Anhand der 6 und 7 wurde gezeigt, wie durch entsprechende Anwahl von Subpixel 25 das elektronische Phase-Stepping 27 durchgeführt wird. Dabei sind mehrere Subpixelkombinationen und mehrere Ausleseprozesse nötig. Daher ist es erforderlich, dass das Signal nicht-destruktiv ausgelesen werden kann. Es werden also die Fälle b) und c) dargestellt, bei denen das Phase-Stepping auf dem Pixel geschieht. (und nicht digital außerhalb des Detektors wie in a)).
Die bevorzugte Ausfertigung oder Implementierung ist eine Realisierung als analoges elektronisches Phase-Stepping mittels integrierendem und indirekt-konvertierenden Detektor auf Basis von CsI als Detektormaterial und CMOS für die Photodioden- und Auslese-Struktur, wie sie beispielsweise anhand der 8 und 9 erläutert wurde, da hier

• heute übliches Detektormaterial (CsI) verwendbar ist. D. h. es muss keinerlei Strukturierung der CsI-Schicht erfolgen (abgesehen von der heute schon üblichen Nadelstruktur zur Maximierung der Modulationstransferfunktion (MTF), deren Struktur aber nicht mit der Subpixelstruktur korreliert) – siehe auch 8.
• CMOS kleine Strukturen ermöglicht, die insbesondere für die sehr kleinen Subpixel erforderlich sind, um die Photodiode zu maximieren.
• CMOS zerstörungsfreies Auslesen ermöglicht und damit Mehrfachauslesen mit jeweils unterschiedlicher Kombination der Signale von Photodioden der Subpixel unterstützt.

Der Detektor habe eine Gesamtpixelmatrix aus i = 1 bis I Gesamtpixel 22 in x-Richtung und j = 1 bis J Gesamtpixel 22 in y-Richtung. Jedes Gesamtpixel 22 sei unterteilt in n = 1 bis N Subpixel 23. Ein bestimmtes Gesamtpixel 22 ist mit P_i,j indiziert, ein gegebenes Subpixel 23 mit PS_i,j,N.
Die 9 zeigte eine teilweise Darstellung von vier Gesamtpixeln 22 und Teilen der entsprechenden Subpixel 23 als mögliche Implementierung eine Variante von Subpixelstrukturen in CMOS, bei denen jedes Subpixel 23 eine Photodiode und eine Ausleseschaltung besitzt. Das Gate des Selektionstransistors T_s wird über die entsprechende Zeile (R_j) angesteuert. Über den Source-Follower T_sf wird das Signal des Subpixels (und anderer angewählter Subpixel eines Gesamtpixel P_i,j) ausgelesen. Der Ausleseprozess kann für alle Spalten (j = 1 bis J) gleichzeitig stattfinden. Der Ausleseprozess wird für alle Subpixelkombinationen (elektronische Phasen-Steps) für diese Zeile R_j wiederholt. Anschließend wird die nächste Zeile R_j+1 ausgelesen. Nach Auslesen aller elektronischen Phasen-Steps wird mit Hilfe des Rücksetztransistors T_r die Photodiode wieder gebiased.
Alternativ kann natürlich auch erst ein gewisser Phasenschritt für alle Zeilen ausgelesen werden und anschließend der nächste Phasenschritt für alle Zeilen. Das Rücksetzen der Photodioden (Anlegen der Bias-Voltage) geschieht dann am Ende.
Die 10 zeigt noch mal Ausschnitte zweier Gesamtpixelstrukturen bzw. zweier Teile von Gesamtpixelstrukturen mit der in CMOS implementierten Subpixelstruktur und zwei elektronischen Phasen-Steps, wobei durch entsprechende Adressierung der Zeilen eine analoge Summation der Signale der Subpixel erzeugt wird. Markiert sind dabei diejenigen Subpixel 25, die über die entsprechenden Zeilen angesteuert sind und deren Signale über die Spaltenleitungen ausgelesen werden.
Die 11 zeigt ein Ablaufdiagramm:
Es wird eine erste Röntgenakquisition 37 durchgeführt. Dann wird eine erste Kombination von Gesamtpixeln 22 und Subpixeln 23 gebildet und das so definierte Gesamtsignal des Gesamtpixels 22 zerstörungsfrei ausgelesen. Dies wird für alle derartig definierten Gesamtpixel 22 durchgeführt. Anschließend wird ein neues Gesamtpixel 22 aus der entsprechenden Kombination von Gesamtpixel 22 und Subpixel 23 definiert und wieder ausgelesen. Dies wird solange entsprechend der benötigten Anzahl von elektronischen Phasen-Steps iteriert bis alle Kombinationen durch sind. Anschließend werden die so erzeugten Bilder mit unterschiedlichen Gesamtpixeln 22 der Bildverarbeitung 41 zur Erzeugung von Absorptions-, Phasenkontrast- und Dunkelfeldbildern zugeführt. Falls eine zweite oder weitere Röntgenakquisitionen 37, wie dies im Allgemeinen bei bewegten Objekten, bewegtem C-Arm oder bewegtem Kontrastmittel und/oder Führungsdraht der Fall ist, wird der gesamte Prozess iteriert.
Im Falle eines Detektordesigns, das kein destruktives Auslesen ermöglicht, müssen mehrere Röntgenakquisitionen 37 kurz hintereinander durchgeführt werden, wobei durch entsprechendes Zusammenschalten der Gesamtpixel 22 und Subpixel 23 die gewünschten Gesamtpixelstrukturen definiert werden müssen. Beispielsweise könnten so bei einem indirekt konvertierenden Detektor die Photodioden oder bei einem direkt konvertierenden Detektor die Elektroden zusammengeschaltet werden und für jede Akquisition die entsprechenden Signale aus den so definierten Gesamtphotodioden bzw. Gesamtelektroden ausgelesen werden.
Die 12 zeigt hierzu ein Ablaufdiagramm. Da der Ausleseprozess zerstörend ist, muss für jede Kombination aus Gesamtpixel 22 und Subpixel 23 und vor jedem Auslesen eine neue Röntgenakquisition 37 durchgeführt werden.
Eine alternative Implementierung wäre, die Signale nicht analog auf Pixelebene zu kombinieren, wie im Zusammenhang mit den 8 und 9 angenommen, sondern die Signale der Gesamtpixel 22 und Subpixel 23 getrennt auszulesen und die verschiedenen Kombinationen erst nach der Digitalisierung durchzuführen. Vorteil wäre, dass nur eine Röntgenakquisition 37 und ein Ausleseprozess pro Bild notwendig sind. Allerdings hat diese Lösung zunächst einen Nachteil, da die Signale von Gesamtpixel 22 und Subpixel 23 etwa im Verhältnis der relativen aktiven Flächen (z.B. Photodiodengrößen bei integrierenden, indirekt-wandelnden Detektoren), also etwa S_y/G_y stehen (z. B. ein Faktor von grob 1/100). Je nach Strukturgrößen für die Ausleseeinheiten und die eigentlich aktive Fläche kann das noch andere Werte annehmen. D. h. es würden wesentlich kleinere Signale für die Subpixel 23 entstehen, was eine sehr hohe Digitalisierung erforderlich machen würde. Würde beispielsweise für das Gesamtpixel eine Digitalisierung von z. B. 18 Bits ausreichen, müssten wegen der Subpixel 23 zusätzlich etwa 7 Bits notwendig werden.
Folgende Lösung könnte das Problem aber beseitigen:
In dem Subpixel 23 wird dafür gesorgt, dass das Signal derart verstärkt ausgegeben wird, dass in etwa der Verlust durch die wesentlich kleinere aktive Fläche der Subpixel 23 gegenüber der aktiven Fläche der Gesamtpixel 22 ausgeglichen wird. Im Fall eines Photodioden/CMOS-basierten Designs, wie im Zusammenhang mit den 8 und 9 beschrieben, würde das durch entsprechendes Design von T_sf (Source follower) geleistet werden können. Vor Kombination, also Erzeugung eines Gesamtsignals aus den Signalen von Gesamtpixeln 22 und Subpixel(n) 23 müsste dann aber der Verstärkungsfaktor wieder herausgerechnet werden.
Ein Vorteil dieser Methode wäre, dass nur einmalig ausgelesen werden müsste, so dass damit höhere Bildfrequenzen erreicht werden können.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

DE 102010018715 A1 [0004, 0016, 0075]
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 "Digitale Röntgenbilddetektoren in der Röntgendiagnostik", Radiologe 43 (2003), Seiten 340 bis 350 [0014]

Claims

Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts (6) mit zumindest einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung, einem Röntgenbilddetektor (4) mit in einer Matrix angeordneten Pixeln (22, 23), einem Beugungs- oder Phasengitter (17), welches zwischen dem Untersuchungsobjekt (6) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenbilddetektor (4) eine Detektorschicht mit einer Matrix aus x Gesamtpixeln (22) aufweist, die derart strukturiert ist, dass die Gesamtpixel (22) in einer Analyserichtung, die senkrecht auf die Gitterlinien des Beugungs- oder Phasengitters (17) steht, in y Subpixel (23) unterteilt sind, die in einem Auslesevorgang derart gruppenweise ansteuer- und/oder auslesbar sind, – dass in einem ersten Phasenschritt n Subpixel (25) zu Gruppen wirkungsmäßig zusammengefasst werden, wobei zwischen den Gruppen m Subpixel (26) eines Gesamtpixels (22) nicht erfasst werden, – dass in folgenden K-1 Phasenschritten jeweils wieder n Subpixel (23) zu Gruppen zusammengefasst werden, bis alle erforderlichen Kombinationen von Subpixel (23) erfasst worden sind, wobei die zusammengefassten Subpixel (25) um eine Schrittweite von jeweils p Subpixel (23) in Analyserichtung verschoben sind.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung ein Absorptionsgitter (13) aufweist.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung eine Vielzahl von Feldemissions-Röntgenquellen aufweist.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung eine genügend leistungsstarke Mikrofokusquelle aufweist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass in dem Auslesevorgang alle Subpixel (23) unabhängig ein einziges Mal ausgelesen und deren Ausgangssignale gespeichert werden, dass die Ausgangssignale der Subpixel (23) in mehreren Phasenschritten gruppenweise zusammengefasst werden, wobei in aufeinanderfolgenden Phasen die Kombinationen der Ausgangssignale der Subpixel (23) jeweils um p Subpixel (23) in Analyserichtung verschoben sind.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass in dem Auslesevorgang benachbarte Subpixel (23) in einem Gesamtpixel (22) kombiniert und diese Signale ausgelesen werden, wobei in aufeinanderfolgenden Phasen die Kombinationen der Ausgangssignale der Subpixel (23) jeweils um p Subpixel (23) in Analyserichtung verschoben sind.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass in dem Auslesevorgang alle für einen Phasenschritt aktivierten Subpixel () eines Gesamtpixels (22) zusammengefasst und das Gesamtsignal aller erforderlichen Subpixel des Gesamtpixels für diesen Phasenschritt ausgelesen werden.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenbilddetektor (4) ein integrierender Detektor mit indirekter Konversion der Röntgenquanten mittels CsI als Detektormaterial und CMOS für die Photodioden- und Auslese-Struktur ist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenbilddetektor (4) als Photonen-zählender Detektor mit direkter Konversion der Röntgenquanten implementiert ist.
Angiographisches Untersuchungsverfahren eines Patienten (6) mit einem Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 8, gekennzeichnet durch folgende Schritte: S1) Durchführung einer Röntgen-Akquisition (37), S2) iterative Definition (38) von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln (22) und Subpixeln (23), S3) zerstörungsfreies Auslesen (39) der Bildinformationen des Röntgenbilddetektors (4), S4) Feststellung in einer ersten Abfrage (40), ob alle erforderlichen Kombinationen der Gesamtpixel (22) und Subpixel (23) erreicht sind, S5) Verneinendenfalls Rückkehr zu S2) und erneute iterative Definition (38) von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln (22) und Subpixeln (23), S6) Bejahendenfalls Durchführung einer Bildverarbeitung (41), S7) Bestimmung in einer zweiten Abfrage (42), ob noch weitere Bilder erforderlich sind, S8) Bejahendenfalls Rückkehr zu S1) und erneute Röntgen-Akquisition (37) und S9) Verneinendenfalls Einleitung des Prozessendes (43) und Beendung von Akquisition von Daten.
Angiographisches Untersuchungsverfahren eines Patienten (6) mit einem Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 9, gekennzeichnet durch folgende Schritte: S1) Durchführung einer Röntgen-Akquisition (37), S2) iterative Definition (38) von kombinierten Pixeln aus Gesamtpixeln (22) und Subpixeln (23), S3) nicht-zerstörungsfreies Auslesen (39) der Bildinformationen des Röntgenbilddetektors (4), S4) Feststellung in einer ersten Abfrage (40), ob alle erforderlichen Kombinationen der Gesamtpixel (22) und Subpixel (23) erreicht sind, S5) Verneinendenfalls Rückkehr zu S1) und erneute Röntgen-Akquisition (37), S6) Bejahendenfalls Durchführung einer Bildverarbeitung (41), S7) Bestimmung in einer zweiten Abfrage (42), ob noch weitere Bilder erforderlich sind, S8) Bejahendenfalls Rückkehr zu S1) und erneute Röntgen-Akquisition (37) und S9) Verneinendenfalls Einleitung des Prozessendes 43 und Beendung von Akquisition von Daten.