DE102013219553A1 - Untersuchungsverfahren eines Objekts mit einem Röntgenaufnahmesystem zur Phasenkontrast-Bildgebung mit stochastischer Phasenabtastung - Google Patents

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Untersuchungsverfahren eines Objekts (6) mit einem Röntgenaufnahmesystem (3, 4, 19, 21) zur Phasenkontrast-Bildgebung mit zumindest einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung eines quasi-kohärenten Röntgenstrahlenbündels (13) als erste Komponente, einem Röntgenbilddetektor (4) mit in einer Matrix angeordneten Pixelelementen, einem Beugungs- oder Phasengitter (19), welches zwischen dem Objekt (6) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist, und einem dem Phasengitter (19) zugeordneten Analysatorgitter (21) zur Erzeugung eines Intensitäts- oder Interferenzmusters (20), bei dem Röntgenbilddetektor (4), Phasengitter (19) und/oder Analysatorgitter (21) starr miteinander verbunden eine zweite Komponente (K2) bilden, bei dem während einer Röntgenbildaufnahme die Komponenten (K1, K2) relativ zueinander mit der lateralen Verschiebung (24) um Verschiebungsstrecken (sk) bewegt werden, bei dem die Röntgenbildaufnahme während der Verschiebung (24) aus n Teilbildern (Tn) erstellt wird, sodass sich die Gesamtbelichtungszeit tges der Röntgenbildaufnahme aus einer Summe von Teilbelichtungszeiten t1 bis tn zusammensetzt, bei dem in jedem der Teilbilder (Tn) in jedem Bildpunkt die Intensität (I(i, j)) ermittelt wird, bei dem die Position der Komponente K2 relativ zur Komponente K1 für jede Aufnahme der Teilbilder (Tn) ermittelt wird und bei dem aus den Teilbildern (Tn) und den Verschiebungen (24) die Bildinformationen bestimmt werden.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Untersuchungsverfahren eines Objekts mit einem Röntgenaufnahmesystem zur Phasenkontrast-Bildgebung mit zumindest einem Röntgenstrahler zur Erzeugung eines quasi-kohärenten Röntgenstrahlenbündels als erste Komponente, einem Röntgenbilddetektor mit in einer Matrix angeordneten Pixelelementen, einem Beugungs- oder Phasengitter, welches zwischen dem Objekt und dem Röntgenbilddetektor angeordnet ist, und einem dem Phasengitter zugeordneten Analysatorgitter zur Erzeugung eines Intensitäts- oder Interferenzmusters.
  • In handelsüblichen Röntgendiagnostikeinrichtungen, Apparaturen zur Röntgenbildgebung, können sich die Komponenten wie beispielsweise Röntgenröhre, Röntgenbilddetektor etc. relativ zueinander während der Bildaufnahme um laterale Verschub- oder Verschiebungsstrecken von kleiner als der Pixelgröße bewegen, ohne dass dadurch die Bildinformation und Bildauflösung wesentlich beeinflusst werden. Diese unschädlichen, durch Bewegung erzeugten Verschiebungen liegen im Bereich von zehn bis einigen hundert Mikrometern.
  • Im Gegensatz dazu erzeugen Verschiebungen in der Größenordnung der Gitterperiode, die typischerweise nur wenige Mikrometer beträgt, bei einer Talbot-Lau-Apparatur eine drastische Verschlechterung der Bildinformation. Daraus resultieren erhebliche Anforderungen an die mechanische Stabilität, wenn ein herkömmliches Röntgensystem zu einer Talbot-Lau-Apparatur ausgebaut werden soll, die mit dem oben beschriebenen Verfahren die Bildinformation bestimmt.
  • Für ein C-Bogen-Röntgenaufnahmegerät ergibt sich die besondere Schwierigkeit, dass sich Röntgenröhre und Röntgenbilddetektor an den Enden eines C-Bogens befinden, der Schwingungsbewegungen zulässt, die zu lateralen mechanischen Verschiebungen der beiden Komponenten von ca. hundert Mikrometern führen können.
  • In der Talbot-Lau-Apparatur zur Röntgen-Phasenkontrast-Bildgebung, wie sie beispielsweise von Georg Pelzer et al. in "Energy-resolved interferometric X-ray imaging", erschienen in Proc. SPIE 8668, Medical Imaging 2013: Physics of Medical Imaging, (March 19, 2013) Seiten 866851 ff., beschrieben ist, sind die Gitter G0, G1 und G2 auf einem starren Gestell montiert. Durch eine kontrollierte laterale Verschiebung eines dieser Gitter G0 bis G2 in Bruchteilen der Gitterperiode, beispielsweise durch einen Piezo-Stepper, wird eine Intensitätsverteilung abgetastet (Phase-Stepping), aus der die Bildgrößen Absorption, Phasenverschiebung und Dunkelfeld berechnet werden können.
  • 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 Hochspannungsgenerator zur Erzeugung der Röhrenspannung und 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 mittels eines deckenmontierten, längs verfahrbaren, schwenk-, dreh- und höhenverstellbaren Trägersystems 9 gehaltenen Monitorampel 10 betrachtet werden. In der Systemsteuerungseinheit 7 ist weiterhin eine Verarbeitungsschaltung 11 vorgesehen, deren Funktion nachfolgend noch 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 [2] in "Flat detectors and their clinical applications", Eur Radiol, Vol. 15, Seiten 1934 bis 1947 beschrieben sind, und drei Gitter G0, G1 und G2 verwen
  • det, 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 sowie pixeliertem Röntgenbilddetektor 4 zeigt.
  • Das von einem Röhrenfokus 12 des nicht-kohärenten Röntgenstrahlers 3 ausgehende Röntgenstrahlenbündel 13 durchdringt zur Erzeugung kohärenter Strahlung ein Absorptionsgitter 14 (G0), das die örtliche Kohärenz der Röntgenstrahlungsquelle bewirkt, sowie ein Untersuchungsobjekt 15, beispielsweise den Patienten 6.
  • Durch das Untersuchungsobjekt 15 wird die Wellenfront des Röntgenstrahlenbündels 13, die durch ihre Normale 16 dargestellt ist, durch Phasenverschiebung derart abgelenkt, wie dies die Normale 17 der Wellenfront ohne Phasenverschiebung, d. h. ohne Objekt, und die Normale 18 der Wellenfront mit Phasenverschiebung verdeutlichen. Anschließend durchläuft die Phasen-verschobene Wellenfront ein Beugungs- oder Phasengitter 19 (G1) mit einer an die typische Energie des Röntgenspektrums angepassten Gitterkonstanten zur Erzeugung von Interferenzlinien oder Interferenzmuster 20 und wiederum ein absorbierendes Analysatorgitter 21 (G2) zum Auslesen und Erfassen des erzeugten Interferenzmusters 20. Die Gitterkonstante des Analysatorgitters 21 ist derjenigen des Phasengitters 19 und der restlichen Geometrie der Talbot-Lau-Anordnung angepasst. Das Analysatorgitter 21 ist z. B. im ersten oder n-ten Talbot-Abstand angeordnet. Das Analysatorgitter 21 konvertiert dabei das Interferenzmuster 20 in ein Intensitätsmuster, das vom Röntgenbilddetektor 4 gemessen werden kann. Typische Gitterkonstanten für klinische Anwendungen liegen bei wenigen µm, wie dies auch beispielsweise der zitierten Literaturstelle [1] zu entnehmen ist.
  • Ist der Röhrenfokus 12 der Strahlenquelle hinreichend klein und die erzeugte Strahlungsleistung dennoch ausreichend groß, kann eventuell auf das erste Gitter G0, das Absorptionsgitter 14, 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 Pixelelement des Röntgenbilddetektors 4 dadurch bestimmt, dass durch ein sogenanntes "Phase-Stepping" 22, das durch einen Pfeil angedeutet wird, das Analysatorgitter 21 G2 in mehreren Schritten um einen entsprechenden Bruchteil der Gitterkonstanten senkrecht zur Normalen 16 der Wellenfront des Röntgenstrahlenbündels 13 bzw. 17 und lateral zur Anordnung der Gitterstruktur verschoben wird und das für diese Konfiguration während der Aufnahme entstehende Signal Sk im Pixel des Röntgenbilddetektors 4 gemessen und damit das entstandene Interferenzmuster 20 abgetastet wird. Für jedes Pixelelement 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 Sk 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
    Figure DE102013219553A1_0002
  • 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 Imax > Imin ist. In einem realen Interferometer gilt außerdem Imin > 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.
    Figure DE102013219553A1_0003
  • Aus dem Vergleich bestimmter abgeleiteter Größen aus den gefitteten Funktionen für jeden Bildpunkt 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 Erfindung geht von der Aufgabe aus, ein Untersuchungsverfahren der eingangs genannten Art derart auszubilden, dass kein aktives Phase-Stepping mit einem Piezo-Stepper mehr erforderlich ist und die Phase-Stepping-Kurve trotz Verschiebungen nicht verschmiert oder geglättet wird.
  • Die Aufgabe wird erfindungsgemäß für ein Untersuchungsverfahren 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
    • – Röntgenbilddetektor, Phasengitter und/oder Analysatorgitter starr miteinander verbunden eine zweite Komponente bilden,
    • – während einer Röntgenbildaufnahme die Komponenten relativ zueinander mit der lateralen Verschiebung um Verschiebungsstrecken bewegt werden,
    • – die Röntgenbildaufnahme während der Verschiebung aus n Teilbildern erstellt wird, sodass sich die Gesamtbelichtungszeit der Röntgenbildaufnahme aus einer Summe von Teilbelichtungszeiten zusammensetzt,
    • – in jedem der Teilbilder in jedem Bildpunkt die Intensität ermittelt wird,
    • – die Position der Komponente K2 relativ zur Komponente K1 für jede Aufnahme der Teilbilder ermittelt wird und
    • – wobei aus den Teilbildern und den Verschiebungen die Bildinformationen bestimmt werden.
  • Somit ergibt sich aufgrund der Unterteilung der Röntgenbildaufnahme eine Bildgebung mit stochastischer Phasenabtastung
  • Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn der Röntgenstrahler zur Erzeugung des quasi-kohärenten Röntgenstrahlenbündels als erste Komponente eine Röntgenröhre und ein damit fest verbundenes Absorptionsgitter aufweist.
  • Erfindungsgemäß werden die Teilbelichtungszeiten der n Teilbilder derart gewählt, dass die Relativbewegungsstrecke der Komponenten kleiner als die Gitterperiode ist.
  • In vorteilhafter Weise kann die Relativbewegungsstrecke der Verschiebung der Komponenten während einer Teilbelichtungszeit klein gegen die Gitterperiode eines der Gitter sein.
  • Erfindungsgemäß beträgt das Maß der Verschiebung, die Verschiebungsstrecke, zwischen den Komponenten K1 und K2 während einer Gesamt-Röntgenbildaufnahme eine Gitterperiode.
  • Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die Position der Komponente K2 relativ zur Komponente K1 für jede Aufnahme der Teilbilder dadurch ermittelt wird, dass aus einer gewählten Menge von Bildpunkten und deren gemessenen Intensitätswerten die Verschiebungsstrecken der Verschiebungen und die Referenzphasen berechnet werden.
  • Erfindungsgemäß kann der Röntgenbilddetektor eine Framerate f von mindestens f = 1/tk aufweisen.
  • In vorteilhafter Weise können die Intensitäten von Teilaufnahmen an einer Position des Interferenzmusters bestimmt werden durch: Ik = I(x) mit x = (sk – sref) modulo p0.
  • Erfindungsgemäß können die Bildinformationen Informationen über Absorption, Phase und/oder Dunkelfeld sein.
  • Die relative laterale Verschiebung der Komponenten K1 und K2 kann erfindungsgemäß einen linearen, sinusförmigen und/oder stetigen Bewegungsverlauf aufweisen.
  • Das erfindungsgemäße Verfahren lässt sich erweitern, wenn wenigstens drei Komponenten sich relativ zueinander bewegen, deren Intensitätswerte, Verschiebungsstrecken der Verschiebungen und Referenzphasen ermittelt werden.
  • Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die Positionsbestimmung aus Verschiebungen mit einer Verschiebungsstrecke und Referenzphasen durch Funktionsminimierung bestimmt werden.
  • Alternativ kann die Positionsbestimmung durch eine optische Messung erfolgen.
  • Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:
  • 1 ein bekanntes C-Bogen-Angiographiesystem einer Röntgendiagnostikeinrichtung mit einem Industrieroboter als Tragvorrichtung,
  • 2 einen schematischen Aufbau eines bekannten Talbot-Lau-Interferometers für die differentielle Phasenkontrast-Bildgebung und
  • 3 einen schematischen Aufbau einer erfindungsgemäßen Anordnung eines Talbot-Lau-Interferometers.
  • Anhand der 3 werden nun die Gegebenheiten bei dem erfindungsgemäßen Verfahren näher erläutert. Der Aufbau der Talbot-Lau-Apparatur ist im Wesentlichen der Gleiche wie in 2. Lediglich weist das Untersuchungsobjekt 15 im Strahlengang der Talbot-Lau-Apparatur, dem Röntgenstrahlenbündel 13, eine derartige Größe auf, dass es Bereiche auf dem Röntgenbilddetektor 4 im Strahlengang gibt, die unbedeckt sind, an denen man also das sogenannte Freifeld messen kann. Diese Bereiche können beispielsweise an den Rändern oder Ecken liegen. Angedeutet wird dies durch die Zwischenräume 23 zwischen den Randstrahlen des Röntgenstrahlenbündels 13 und dem Untersuchungsobjekt 15, in denen die Röntgenstrahlen nicht beeinflusst und abgelenkt werden.
  • Weiterhin werden der Röntgenstrahler 3 mit seinem Röhrenfokus 12 und das Absorptionsgitter 14 (G0) fest miteinander zu einer ersten Komponente K1 verbunden. Ebenfalls werden das Phasengitter 19 (G1), das Analysatorgitter 20 (G2) und der Röntgenbilddetektor 4 als eine zweite Komponente K2 starr aneinander befestigt.
  • Anstelle des Phase-Steppings 22, der lateralen Verschiebung lediglich des Analysatorgitters 19 (G2) in mehreren Schritten um einen entsprechenden Bruchteil der Gitterkonstanten senkrecht zur Strahlungsrichtung des Röntgenstrahlenbündels 13 und lateral zur Anordnung der Gitterstruktur, werden nun die Komponenten K1 und K2 relativ zueinander bewegt, deren Verschiebung 24 durch einen Pfeil dargestellt ist. Die Verschiebung 24 kann kontinuierlich erfolgen und einen linearen, sinusförmigen und/oder stetigen Verlauf aufweisen. Diese Verschiebung 24 würde bei nur einer Röntgenbildaufnahme dazu führen, dass das Interferenzmuster 20 beim Phase-Stepping verschmiert oder verwischt wird, so dass die gewünschten Bildinformationen verloren gehen.
  • Mit dieser Anordnung wird zuerst eine Röntgenbildaufnahme in einer Anfangs- oder Startposition der Komponenten K1 und K2, genannt Referenzposition R, mit Freifeldern aufgenommen, aus dem Phase und Intensität des Intensitäts- oder Interferenzmusters 20 (Fringemuster) bestimmt wird. Nach relativen lateralen Verschiebungen 24 zwischen den Komponenten K1 und K2, bei der eine Vielzahl von Teilaufnahmen bzw. Teilbildern Tn erstellt werden, wird die in jedem Bildpunkt geänderte mittlere Intensität und Visibilität ermittelt.
  • Damit die Zuordnung eines in einer Teilaufnahme gemessenen Intensitätswertes zum Fringemuster oder Interferenzmuster 20 möglich ist, muss die Position der Komponente K2 relativ zur Komponente K1 für jede Teilaufnahme bekannt sein. Diese Positionsbestimmung kann beispielsweise durch eine optische Messung oder durch die in der Parallelanmeldung beschriebende Verschiebungsmessung erfolgen.
  • Die erfindungsgemäße Talbot-Lau-Apparatur weist folglich wenigstens zwei in sich starre Komponenten K1 (12, 14) und K2 (4, 18, 19) auf, die sich relativ zueinander bewegen können. Beispielweise bilden Röntgenröhre oder Röntgenstrahler 3 und das Absorptionsgitter 14 (G0) die Komponente K1 sowie das Phasengitter 18 (G1), das Analysatorgitter 19 (G2) und der Röntgenbilddetektor 4 die Komponente K2. Diese beiden Komponenten K1 und K2 werden während einer Röntgenbildaufnahme relativ zueinander lateral verschoben. Diese Verschiebung 24 kann mit einer linearen Bewegung mit einem Anfangspunkt SA, einem Endpunkt SE und einer Länge S = SE – SA erfolgen; die Bewegung der Verschiebung 24 kann aber auch sinusförmig sein oder einen anderen stetigen Verlauf haben.
  • Durch die Bewegung während der Aufnahmezeit wird für jedes Pixelelement das Intensitäts- oder Interferenzmuster 20 (Fringemuster) der Phase-Stepping-Kurve verschmiert, eventuell sogar völlig geglättet. Deshalb erfolgt die Röntgenbildaufnahme erfindungsgemäß unterteilt entsprechend dem Verfahren der stochastischen Phasenabtastung in n Teilbildern Tn, sodass sich die Gesamtbelichtungszeit tges aus einer Summe von Teilbelichtungszeiten t1 bis tn zusammensetzt.
  • Die Anzahl der Teilaufnahmen sollte relativ groß sein, ca. n > 20, sodass für jeden Bildpunkt viele verschiedene Phasenpositionen mit Verschiebungsstrecken sk in den Teilbildern Tn realisiert sind.
  • Während einer Teilbelichtungszeit tk muss der Weg der Relativbewegung oder die Relativbewegungsstrecke Δsk = sk+1 – sk der Komponenten K1 und K2 klein gegenüber der Gitterperiode p0 sein. Im vorliegenden Beispiel gilt für die Periode p0 des Absorptionsgitter 14 (G0): tk < Tp0/S.
  • Das bedeutet, dass der Röntgenbilddetektor 4 eine Framerate f von mindestens f = 1/tk ermöglichen sollte.
  • Bei einer Teilaufnahme k wird eine Intensität Ik gemessen, die der Intensität an einer Position x des Interferenzmusters 20 entspricht: Ik = I(x) mit x = (sk – sref) modulo p0.
  • Damit die Zuordnung eines in einer Teilaufnahme gemessenen Intensitätswertes zum Fringemuster oder Interferenzmuster 20 möglich ist, muss die Position der Komponente K2 relativ zur Komponente K1 für jede Teilaufnahme bekannt sein. Diese Positionsbestimmung kann beispielsweise durch eine optische Messung erfolgen.
  • Es kann aber auch die in der Parallelanmeldung beschriebene Verschiebungsmessung Anwendung finden, bei der das Objekt 6 im Röntgenstrahlenbündel 13 sowie das Röntgenaufnahmesystem 3, 4, 19 und 21 derart zueinander ausgerichtet sind, dass Bereiche 23 im Röntgenstrahlenbündel 13 zur Messung eines Freifeldes unbedeckt sind. In einer Anfangs- oder Referenzposition einer relativen lateralen Verschiebung 24 der Komponenten K1 und K2 wird ein Referenzbild mit Freifeldern aufgenommen, aus dessen Bildpunkten (i, j) Phase Φ0(i, j; R) und Intensität I0(i, j; R) des Interferenzmusters 20 ermittelt werden. Während einer folgenden Röntgenbildaufnahme mit n Teilbildern werden die Komponenten K1 und K2 relativ zueinander mit der lateralen Verschiebung 24 um Verschiebungsstrecken sk bewegt und in jedem der Teilbilder in jedem Bildpunkt die Intensität ermittelt. Die Position der Komponente K2 relativ zur Komponente K1 für jede Teilaufnahme wird dadurch ermittelt, dass aus einer gewählten Menge von Bildpunkten und deren gemessenen Intensitätswerten die Verschiebungsstrecken sk der Verschiebungen 24 und die Referenzphasen Φ(i, j; R) berechnet werden. Aus den Teilbildern, den Verschiebungen 24 und den Referenzphasen Φ(i, j; R) die Bildinformationen bestimmt werden.
  • Die Verschiebungsstrecken sk der Phasenpositionen sind also zunächst nicht bekannt. Aus den n Teilbildern Tn kann für jeden Bildpunkt die mittlere Intensität als I0(i, j; R) = 1 / nΣ n / k=1I(i, j; sk) und die Visibilität als
    Figure DE102013219553A1_0004
    approximiert werden. Nun sind noch die Referenzphasen Φ(i, j; R) und die Verschiebungsstrecken sk zu bestimmen.
  • Die gemessenen n Intensitätswerte I(i, j; sk) eines Pixelelements (i, j) sind mit den gemessenen Intensitätswerten jedes anderen Pixelelements korreliert, weil sie durch denselben Satz von Verschiebungsstrecken sk entstanden sind. Aus einer gewählten Menge von Bildpunkten (z.B. zwei Pixel oder mehr) und deren Intensitätswerten I(i, j; sk) können die Verschiebungsstrecken sk und die Referenzphasen Φ(i, j; R) bestimmt werden. Als Beispiel mit zwei Pixelelementen – indiziert als 1 und 2 – und zwanzig Verschiebungen 24 werden aus vierzig Messwerten zweiundzwanzig Parameter bestimmt, z. B. durch Minimierung der Funktion F(Φ(1; R), Φ(2; R), sk) mit F(Φ(1; R), Φ(2; R), sk) = Σ n / k=1(I(1, k) – I0(1)(1 + V(1)cos(Φ(1; R) + 2πsk/p0)) + I(2, k) – I0(2)(1 + V(2)cos(Φ(2; R) + 2πsk/p0))).
  • Indem jeder Bildpunkt in einer oder mehreren Mengen von ausgewählten Bildpunkten betrachtet wird, kann für alle Bildpunkte die Referenzphase ermittelt werden. Die Fehler der ermittelten Werte können durch Iteration und durch andere Wahl von Pixelmengen verringert werden.
  • In einer Teilaufnahme wird dementsprechend ein Datenpunkt im Interferenzmuster 20 für jedes Pixelelement gemessen. Durch die Verschiebung 24 der Komponente K2 relativ zur Komponente K1 wird durch die Gesamtmenge der Teilaufnahmen das gesamte Interferenzmuster 20 abgetastet, sodass damit die drei Bildinformationen Absorption, Phase und Dunkelfeld bestimmt werden können.
  • Die laterale Verschiebung 24 zwischen der Komponente K1 und der Komponente K2 ermöglicht eine Abtastung des Interferenzmusters 20. Es ist somit kein aktives Phase-Stepping 20 mit einem Piezo-Stepper mehr erforderlich.
  • Die notwendige Mindestbewegung und die optimale Bewegungslänge oder Verschiebungsstrecke zwischen den Komponenten K1 und K2 während einer Gesamt-Röntgenbildaufnahme beträgt etwa der Gitterperiode p0.
  • Die erforderliche Vermessung des relativen lateralen Abstands zweier Komponenten K1 und K2, deren innere Bestandteile starr zueinander sind, kann bei der erfindungsgemäßen stochastischen Phasenabtastung mittels einer Röntgen-Phasenkontrast-Bildgebung mit einer Talbot-Lau-Vorrichtung mit einem optischen Interferometer erfolgen oder ein Verfahren zur Verschiebungsmessung Verwendung finden, das wie oben beschrieben in der Parallelanmeldung abgehandelt ist.
  • Anstelle der lateralen Verschiebung 24 zwischen den zwei Komponenten K1 und K2 kann das beschriebene Prinzip auch auf mehr beweglichen Komponenten angewendet und verallgemeinert werden.
  • ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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    • Martin Spahn [2] in "Flat detectors and their clinical applications", Eur Radiol, Vol. 15, Seiten 1934 bis 1947 [0015]

Claims (13)

  1. Untersuchungsverfahren eines Objekts (6) mit einem Röntgenaufnahmesystem (3, 4, 19, 21) zur Phasenkontrast-Bildgebung mit zumindest einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung eines quasi-kohärenten Röntgenstrahlenbündels (13) als erste Komponente, einem Röntgenbilddetektor (4) mit in einer Matrix angeordneten Pixelelementen, einem Beugungs- oder Phasengitter (19), welches zwischen dem Objekt (6) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist, und einem dem Phasengitter (19) zugeordneten Analysatorgitter (21) zur Erzeugung eines Intensitäts- oder Interferenzmusters (20), – wobei Röntgenbilddetektor (4), Phasengitter (19) und/oder Analysatorgitter (21) starr miteinander verbunden eine zweite Komponente (K2) bilden, – wobei während einer Röntgenbildaufnahme die Komponenten (K1, K2) relativ zueinander mit der lateralen Verschiebung (24) um Verschiebungsstrecken (sk) bewegt werden, – wobei die Röntgenbildaufnahme während der Verschiebung (24) aus n Teilbildern (Tn) erstellt wird, sodass sich die Gesamtbelichtungszeit tges der Röntgenbildaufnahme aus einer Summe von Teilbelichtungszeiten (t1 bis tn) zusammensetzt, – wobei in jedem der Teilbilder (Tn) in jedem Bildpunkt die Intensität (I(i, j)) ermittelt wird, – wobei die Position der Komponente K2 relativ zur Komponente K1 für jede Aufnahme der Teilbilder (Tn) ermittelt wird und – wobei aus den Teilbildern (Tn) und den Verschiebungen (24) die Bildinformationen bestimmt werden.
  2. Untersuchungsverfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung des quasi-kohärenten Röntgenstrahlenbündels (13) als erste Komponente (K1) eine Röntgenröhre und ein damit fest verbundenes Absorptionsgitter (13) aufweist.
  3. Untersuchungsverfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Teilbelichtungszeiten (tn, tk) der n Teilbilder (Tn) derart gewählt werden, dass die Relativbewegungsstrecke (Δsk = sk+1 – sk) der Komponenten (K1, K2) kleiner als die Gitterperiode (p0) ist.
  4. Untersuchungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Relativbewegungsstrecke (Δsk = sk+1 – sk) der Verschiebung (24) der Komponenten (K1, K2) während einer Teilbelichtungszeit (tn, tk) klein gegen die Gitterperiode (p0) eines der Gitter (19, 21) ist.
  5. Untersuchungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Verschiebungsstrecke der Komponenten K1 und K2 während einer Gesamt-Röntgenbildaufnahme eine Gitterperiode (p0) beträgt.
  6. Untersuchungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Position der Komponente K2 relativ zur Komponente K1 für jede Aufnahme der Teilbilder (Tn) dadurch ermittelt wird, dass aus einer gewählten Menge von Bildpunkten und deren gemessenen Intensitätswerten die Verschiebungsstrecken (sk) der Verschiebungen (24) und die Referenzphasen (Φ(i, j; R)) berechnet werden.
  7. Untersuchungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenbilddetektor (4) eine Framerate f von mindestens f = 1/tk aufweist.
  8. Untersuchungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Intensitäten (Ik) von k Teilaufnahmen an einer Position x des Interferenzmusters (20) bestimmt werden durch: Ik = I(x) mit x = (sk – sref) modulo p0.
  9. Untersuchungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Bildinformationen Informationen über Absorption, Phase und/oder Dunkelfeld sind.
  10. Untersuchungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die relative laterale Verschiebung (24) der Komponenten K1 und K2 einen linearen, sinusförmigen und/oder stetigen Bewegungsverlauf aufweist.
  11. Untersuchungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens drei Komponenten sich relativ zueinander bewegen, deren Intensitätswerte, Verschiebungsstrecken (sk) der Verschiebungen (24) und Referenzphasen (Φ(i, j; R)) ermittelt werden.
  12. Untersuchungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Positionsbestimmung aus Verschiebungen (24) mit einer Verschiebungsstrecke (sk) und Referenzphasen durch Funktionsminimierung bestimmt werden.
  13. Untersuchungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Positionsbestimmung durch eine optische Messung erfolgt.
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