DE102011082878A1

DE102011082878A1 - Röntgendetektor einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung und Verfahren zum Betreiben einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung

Info

Publication number: DE102011082878A1
Application number: DE102011082878A
Authority: DE
Inventors: Marcus Radicke
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Priority date: 2011-09-16
Filing date: 2011-09-16
Publication date: 2013-03-21
Also published as: US9402594B2; CN103814291A; WO2013037656A1; CN103814291B; US20140341347A1

Abstract

Die Erfindung betrifft einen Röntgendetektor einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung und ein Verfahren zum Betreiben einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung. Signalwerte von Detektorelementen (3) werden zu Gruppensignalwerten (6) kombiniert. Aus den Gruppensignalwerten (6) berechnet eine Bildrecheneinheit einen Röntgenstrahl-Phasenwert.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft einen Röntgendetektor einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung, wobei insbesondere mit dem Röntgendetektor die Phasenlage eines Röntgenstrahlen-Interferenzmusters bestimmt werden kann. Die Erfindung betrifft weiterhin ein Verfahren zum Betreiben einer solchen gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung.
Herkömmliche Röntgenvorrichtungen zur Bildgebung mittels Röntgenstrahlen-Absorption beruhen auf der Tatsache, dass stark absorbierende Körperteile, wie zum Beispiel Knochen, gegenüber schwach absorbierenden Körperteilen, wie zum Beispiel Gewebe, einen hohen Kontrast in der Röntgen-Bildgebung liefern. Wird jedoch die Bildgebung von verschiedenen Körperteilen, die alle einen geringen Röntgenstrahlen-Absorptionsquerschnitt aufweisen, gewünscht, so stoßen herkömmliche Röntgenvorrichtungen zur Bildgebung mittels Röntgenstrahlen-Absorption aufgrund eines niedrigen Signal-zu-Rausch-Verhältnisses an ihre Grenzen. Dies ist zum Beispiel der Fall, falls Bildgebung von verschiedenen Formen von Gewebe gewünscht wird, wie es in der Mammographie oder Angiographie vorkommen kann.
In solchen Fällen kann die gitterbasierte Phasenkontrast-Röntgenbildgebung einen höheren Kontrast zwischen den verschiedenen Körperteilen, wie zum Beispiel verschiedenen Gewebetypen, erzeugen. EP 1 879 020 A1 offenbart ein Röntgenstrahleninterferometer zum Erhalten von quantitativen Röntgenstrahlbildern mittels gitterbasierter Phasenkontrast-Röntgenbildgebung. Das Interferometer umfasst eine Röntgenstrahlenquelle, ein Quellengitter, ein Objekt, ein Phasengitter, ein Absorptionsgitter und einen Röntgendetektor. Die Periodizität des Phasengitters und des Absorptionsgitters liegt im Bereich von 10^–6 Metern. Die Ortsauflösung des Röntgendetektors ist hingegen im Allgemeinen wesentlich geringer. Typischerweise ist die Ortsauflösung eines Detektors proportional zum Abstand zwischen benachbarten Detektorelementen oder Pixeln. Insbesondere vermag der Röntgendetektor nicht das Interferenzmuster, das aufgrund der Anordnung des Phasengitters in den Strahlengang der Röntgenstrahlen hervorgerufen wird, direkt aufzulösen.
Dazu wird das Absorptionsgitter verwendet: es werden selektiv Minima oder Maxima des Interferenzmusters, das durch das Phasengitter hervorgerufen wird, abgeschattet. Die Signalintensität, die durch den Röntgendetektor detektiert wird, hängt damit von der Position des Absorptionsgitters in Bezug auf die Minima und Maxima der Intensität der Röntgenstrahlen des Interferenzmusters des Phasengitters ab. Das Einbringen eines Absorptionsgitters in den Strahlengang der Röntgenstrahlen bewirkt eine Absorption von etwa 50% der Röntgenstrahlen. Dadurch wird die Effektivität der Messung verringert bzw. die Strahlenbelastung steigt.
Der Abstand der Minima und Maxima des Interferenzmusters des Phasengitters beträgt nur einige Mikrometer, das heißt er liegt in derselben Größenordnung wie die Periodizität des Phasengitters. Eine Positionierung des Absorptionsgitters ist daher mit derselben Genauigkeit im Strahlengang der Röntgenstrahlen erforderlich. Eine Positionierung mit Mikrometergenauigkeit erfordert aber einen hohen Konstruktions- und Wartungsaufwand, weswegen die Konstruktion und der Betrieb eines solchen gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgeninterferometers teuer sind. Außerdem wird zur Positionierung des Absorptionsgitters im Strahlengang der Röntgenstrahlen eine gegenüber der eigentlichen Messzeit sehr signifikante Zeitspanne benötigt. Das verlängert die Messung auf unerwünschte Weise.
Insbesondere kann es gewünscht werden, dieselbe Röntgenvorrichtung sowohl zur gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenbildgebung als auch zur herkömmlichen Absorptions-Röntgenbildgebung zu verwenden. Um dies zu gewährleisten, ist es nötig, sowohl das Phasengitter, als auch das Absorptionsgitter in den Strahlengang der Röntgenstrahlen einführen und wieder entfernen zu können, wenn zwischen den zwei Betriebsmodi umgeschaltet wird. Dies bewirkt, dass einerseits große örtliche Verfahrwege, andererseits aber auch eine sehr genaue Positionierung auf der im Mikrometerbereich für das Absorptionsgitter notwendig werden. Diese zwei inhärent gegensätzlichen Anforderungen erhöhen die Konstruktions- und Wartungskosten weiter.
Eine Möglichkeit, um einen verbesserten Röntgendetektor zur gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenbildgebung bereitzustellen, wäre es, die Ortsauflösung des Detektors soweit zu erhöhen, dass die Minima und Maxima des durch das Phasengitter hervorgerufenen Interferenzmusters direkt aufgelöst werden können und damit auf das Absorptionsgitter verzichtet werden kann. Erst seit Kurzem gibt es Röntgendetektoren mit einer solch hohen Ortsauflösung. Jedoch ist es nicht möglich, diese Röntgendetektoren direkt in Verbindung mit einem Röntgendetektor zur gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenbildgebung zu verwenden, da solche Detektoren mit hoher Ortsauflösung eine besonders geringe Sensitivität auf Röntgenstrahlen aufweisen. Es ist möglich, dass die Sensitivität pro Detektorfläche gleich bleibt. Gleichzeitig wird bei einer Erhöhung der Ortsauflösung die Pixel-Größe verringert, so dass pro Detektor-Pixel weniger Röntgenquenten detektiert werden. Um eine ausreichende Signalamplitude zu erhalten, müsste die Röntgenstrahlen-Dosis entsprechend heraufgesetzt werden. Dies ist zum Beispiel aufgrund von Strahlenschutzbestimmungen und den bekannten negativen Begleiterscheinungen von Röntgenstrahlen auf den menschlichen Körper nicht wünschenswert.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es deshalb, einen verbesserten Röntgendetektor einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung bereitzustellen, der insbesondere ohne Absorptionsgitter auskommt und eine hohe Sensitivität aufweist bzw. eine stark verringerte Strahlenbelastung aufweist. Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es weiterhin, ein Verfahren zum Bestreiben einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung, die einen solch verbesserten Röntgendetektor umfasst, bereitzustellen.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es weiterhin, ein Verfahren zum Betreiben einer Röntgenvorrichtung mit einem Röntgendetektor bereitzustellen, das einen ersten und einen zweiten Betriebsmodus umfasst, wobei gemäß dem ersten Betriebsmodus die Röntgenvorrichtung als gitterbasierte Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung betrieben wird und gemäß dem zweiten Betriebsmodus als Absorptions-Röntgenvorrichtung.
Diese Aufgaben werden von den Merkmalen der unabhängigen Patentansprüche gelöst. In den abhängigen Ansprüchen sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung wird ein Röntgendetektor bereitgestellt, der Detektorelemente zur Aufnahme von zu einem Röntgensignal zugehörigen Signalwerten aufweist, wobei die Detektorelemente in einer Detektorebene flächig angeordnet sind. Hierbei stellen die Detektorelemente in der Detektorebene in einer ersten Richtung eine erste Ortsauflösung und in einer zur ersten Richtung orthogonalen zweiten Richtung eine zweite Ortsauflösung bereit.
Der Röntgendetektor gemäß der vorliegenden Erfindung weist weiterhin ein Kombinationselement zum Kombinieren der Signalwerte von Detektorelementen, die zu einer von mindestens zwei Detektorelement-Gruppen gehören, zu einem Gruppensignalwert auf, wobei jeder Detektorelementgruppe mindestens zwei Detektorelemente entlang der ersten Richtung zugehörig sind.
Der Röntgendetektor der vorliegenden Erfindung weist weiterhin eine Bildrecheneinheit zum Berechnen eines ortsaufgelösten Abbildes eines Röntgenstrahl-Phasenwerts auf, wobei die Bildrecheneinheit aus jeweils mindestens drei Gruppensignalwerten einen Röntgenstrahl-Phasenwert berechnet.
Typischerweise werden zumindest Teile von Röntgendetektoren in hauptsächlich flächig wirksamen lithographischen Verfahren unter Verwendung von Halbleitermaterialien hergestellt. Deshalb erfolgt typischerweise die Anordnung der Detektorelemente in einer Ebene in einer Matrixstruktur. Bei Auftreffen von Röntgenstrahlen auf ein Detektorelement erzeugt dieses Detektorelement ein Signal in Form etwa eines Spannungspulses. Der zugehörige Signalwert kann zum Beispiel zur Intensität oder Amplitude der eintreffenden Röntgenstrahlung proportional sein.
Da jeder in dem Kombinationselement erzeugte Gruppensignalwert aus der Kombination von mindestens zwei Signalwerten von individuellen Detektorelementen erfolgt, ist der Gruppensignalwert gemäß der vorliegenden Erfindung größer als die individuellen Signalwerte der einzelnen Detektorelemente. Gegenüber einem im Folgenden als konstant angesehenem Rauschniveau weist der Gruppensignalwert einen höheren Abstand auf. Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis des Gruppensignalwerts ist größer als das Signal-zu-Rausch-Verhältnis der Signalwerte von individuellen Detektorelementen. Dies ist insbesondere bei der Röntgenbildgebung vorteilhaft, weil entweder, bei gleichbleibendem Signal-zu-Rausch-Verhältnis eine geringere Röntgenstrahlen-Dosis gewählt werden kann, oder bei gleichbleibender Röntgenstrahlen-Dosis ein Bild mit höherem Signal-zu-Rausch-Verhältnis erhalten wird.
Insbesondere kann gemäß der vorliegenden Erfindung auf die Verwendung eines Absorptionsgitters verzichtet werden. Das Platzieren eines Absorptionsgitters in den Strahlengang der Röntgenstrahlen bewirkt, dass ein signifikanter Bruchteil der Röntgenstrahlen vor Erreichen der Detektorebene absorbiert wird. Ein herkömmlicher Röntgendetektor einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung unter Verwendung eines Absorptionsgitters weist daher gegenüber der vorliegenden Erfindung einen inhärent reduzierten, zur Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts herangezogenen Signalwert auf, da immer ein signifikanter Anteil von etwa 50% der Röntgenstrahlen im Absorptionsgitter absorbiert wird. Es ist daher erfindungsgemäß möglich, bei gleichbleibendem Signal-zu-Rausch-Verhältnis die benötigte Röntgenstrahlen-Dosis gegenüber dem Stand der Technik zu reduzieren.
Der Röntgendetektor kann ein Phasengitter umfassen, welches in dem Strahlengang der Röntgenstrahlen vor der Detektorebene angeordnet ist und eine Periodizität entlang der ersten Richtung aufweist. In der Phasenkontrast-Röntgenbildgebung bewirkt das Phasengitter die Ausbildung eines Röntgenstrahlen-Interferenzmusters im Strahlengang hinter dem Phasengitter. Dort ist der Röntgendetektor angeordnet. Der Röntgenstrahl-Phasenwert gemäß gitterbasierter Phasenkontrast-Röntgenbildgebung kann aus der lokalen Phasenlage des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters berechnet werden. Dazu ist es notwendig, die Position der Minima/Maxima des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters zu bestimmen.
Die Bildrecheneinheit der vorliegenden Erfindung kann beispielsweise diesen Röntgenstrahl-Phasenwert aus jeweils mindestens drei Gruppensignalwerten berechnen. Typischerweise ist die Gitterperiodizität des Phasengitters im Bereich von 10^–6 Metern, zum Beispiel im Bereich 1 bis 20 Mikrometer. Das von der Bildrecheneinheit zur Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts benötigte periodische Signal weist eine Periodizität im selben Größenordnungsbereich auf.
Um einen Röntgenstrahl-Phasenwert eindeutig und genau zu bestimmen, kann die Bildrecheneinheit mindestens drei, vorzugsweise vier Gruppensignalwerte auf der Länge einer Periodizität des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters verwenden. Das bedeutet, dass die erste Ortsauflösung, die von dem Röntgendetektor bereitgestellt wird, Merkmale auflösen können muss, die deutlich, etwa um einen Faktor drei bis zehn kleiner sind, als die Periodizität des Phasengitters. Liegt also die Periodizität des Phasengitters im Bereich von 1 bis 20 Mikrometer, so sollte die erste Ortsauflösung des Röntgendetektors gemäß der vorliegenden Erfindung, eine Ortsauflösung bereitstellen, die etwa 0,25 bis 5 Mikrometer beträgt. Nur dann kann die Bildrecheneinheit die Röntgenstrahl-Phasenwerte eindeutig und genau berechnen.
Bei solch geringen Ortsauflösungen nimmt typischerweise die Sensitivität des Röntgendetektors drastisch und signifikant ab. Röntgensignale gleicher Amplitude erzeugen nur einen geringeren Signalwert. Soll die Messung bei gleichbleibendem Signal-zu-Rausch-Verhältnis durchgeführt werden, so muss die Röntgenstrahlen-Dosis entsprechend erhöht werden. Dies ist häufig nicht erwünscht.
Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass mehrere Signalwerte individueller Detektorelemente zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden, welcher dadurch einen höheren Signalwert aufweist.
Vorzugsweise werden gemäß der vorliegenden Erfindung die Signalwerte derjenigen Detektorelemente kombiniert, die basierend auf dem Kriterium der Gitterperiodizität des Phasengitters gruppiert sind. Die Periodizität des Phasengitters bestimmt maßgeblich die Periodizität des Interferenzmusters der Röntgenstrahlen in der Detektorebene. Kennt man die Periodizität des Phasengitters, so kann man, zum Beispiel rechnerisch, auf die Periodizität des Signals innerhalb der Detektorebene schließen.
Dies hat den Vorteil, dass aufgrund der Kenntnis der Periodizität des Röntgenstrahlen-Interferenzsignals durch geschickte Kombination von Signalwerten zu Gruppensignalwerten erreicht wird, dass der Gruppensignalwert ein Signal-zu-Rausch-Verhältnis aufweist, welches ausreichend ist, ein Abbild des Röntgenstrahl-Phasenwertes bei vergleichsweise geringer Röntgenstrahlen-Dosis zu berechnen.
Es ist gemäß der vorliegenden Erfindung vorteilhaft, wenn das Kombinationselement die Signalwerte von Detektorelementen einer Detektorelement-Gruppe kombiniert, bei denen der Abstand von zwei zueinander nächstgelegenen Detektorelementen derselben Detektorelement-Gruppe gleich einem ganzzahligen Vielfachen einer örtlichen Periodizität des Röntgensignals ist. Der Abstand von zwei zueinander nächstgelegenen Detektorelementen derselben Detektorelement-Gruppe entlang der ersten Richtung soll im Folgenden einen Detektorelement-Auswerteabstand definieren.
Wenn gemäß dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung der Detektorelement-Auswerteabstand gleich einem ganzzahligen Vielfachen der örtlichen Periodizität des Röntgensignals ist, ist sichergestellt, dass die jeweils kombinierten Signalwerte sich auf dieselbe Phasenlage des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters beziehen und damit gleiche Werte haben. Es werden zum Beispiel nur Signalwerte von Detektorelementen einer Detektorelement-Gruppe im Kombinationselement kombiniert, die den Interferenzmaxima oder Interferenzminima des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters entsprechen. Es werden aber insbesondere nicht Signalwerte kombiniert, die sowohl den Interferenzmaxima, als auch den Interferenzminima entsprechen. Dies ist immer dann der Fall, wenn der Detektorelement-Auswerteabstand gleich einem ganzzahligen Vielfachen der örtlichen Periodizität des Röntgensignals ist. Die Detektorelemente einer Detektorelement-Gruppe sind dann an örtlichen Positionen befindlich, an denen das Röntgenstrahlen-Interferenzmuster im ungestörten Zustand, d.h. ohne Objekt im Strahlengang der Röntgenstrahlen, die gleiche Phasenlage hat.
Insbesondere kann der Detektorelement-Auswerteabstand gleich der Hälfte der Periodizität des Phasengitters sein. Die Periodizität des Phasengitters bestimmt die Periodizität des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters. In einem bestimmten Abstand hinter dem Phasengitter beträgt die Periodizität des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters typischerweise die Hälfte der Periodizität des Phasengitters. Befindet sich die Detektorebene in diesem speziellen Abstand im Strahlengang der Röntgenstrahlen hinter dem Phasengitter, und wird der Detektorelement-Auswerteabstand gleich der Hälfte der Periodizität des Phasengitters gesetzt, so entspricht der Detektorelement-Auswerteabstand der örtlichen Periodizität des Röntgensignals bzw. des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters.
Aus dem Gruppensignalwert kann in der Bildrecheneinheit ein Abbild des Röntgenstrahl-Phasenwerts berechnet werden. Vorzugsweise geschieht das derart, dass die Bildrecheneinheit zum Berechnen des Röntgenstrahl-Phasenwerts den mindestens drei Gruppensignalwerten einen relativen Abstand zueinander zuordnet und eine, durch den Röntgenstrahl-Phasenwert beschriebene, trigonometrische Funktion berechnet, die den Gruppensignalwert als Funktion des relativen Abstands und damit den Röntgenstrahl-Phasenwert beschreibt.
Hierbei ist die erste Ortsauflösung und damit typischerweise der Abstand benachbarter Detektorelemente baulich bedingt und damit eine feste Eigenschaft des Röntgendetektors. Wenn das Kombinationselement einzelne Signalwerte von Detektorelementen kombiniert und daraus Gruppensignalwerte bildet, so kann den einzelnen Gruppensignalwerten basierend auf dem baulich bedingten und damit bekannten Abstand benachbarter Detektorelemente ein relativer Abstand zueinander zugeordnet werden.
Gehören zu einer ersten Detektorelement-Gruppe beispielsweise die Detektorelement eins, vier, sieben (wobei die Detektorelemente entlang der ersten Richtung durchnummeriert werden), zu einer zweiten Detektorelement-Gruppe beispielsweise die Detektorelemente zwei, fünf, acht und schließlich zu einer dritten Detektorelement-Gruppe die Detektorelemente drei, sechs, neun so ist der zugeordnete relative Abstand jeweils der Abstand zwischen benachbarten Detektorelementen, zum Beispiel der Abstand zwischen Detektorelement eins und zwei oder zwei und drei.
Dies ist gleichbedeutend mit einem Abtasten des Interferenzmusters durch Gruppensignalwerte innerhalb einer Periode des Röntgenstrahl-Interferenzmusters. Der örtliche Verlauf des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters kann physikalisch durch eine trigonometrische Funktion, etwa einer Sinus- oder Kosinusfunktion, beschrieben werden. Die genauen Parameter der trigonometrischen Funktion, wie etwa Amplitude und Phase, als auch Periodizität, können bei Vorhandensein von mindesten drei Werten innerhalb einer Periode der trigonometrischen Funktion, berechnet werden. Der Parameter der Phase der trigonometrischen Funktion beschreibt hierbei den Röntgenstrahl-Phasenwert.
Die Bildrecheneinheit kann gemäß der beschriebenen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung die trigonometrische Funktion an die mindestens drei Gruppensignalwerte so anpassen, dass die trigonometrische Funktion den gemessenen Signalverlauf bestmöglich beschreibt. Zum Anpassen von Funktionen an gemessene Werte sind in der Literatur vielfältige Verfahren bekannt.
Die Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts wird hierbei umso genauer, je mehr Gruppensignalwerte zur Berechnung durch die Bildrecheneinheit herangezogen werden. Weiterhin wird die Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts umso genauer, je genauer die einzelnen Gruppensignalwerte bekannt sind. Sind die gemessenen Gruppensignalwerte mit großen Fehlern versehen, so wird die Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts auch mit einer vergleichsweise großen Unsicherheit versehen sein. Ist hingegen jeder Gruppensignalwert mit großer Sicherheit bekannt, so wird der Fehler in der Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts auch vergleichsweise gering ausfallen.
Da aus mindestens drei Gruppensignalwerten ein Röntgenstrahl-Phasenwert berechnet wird, kann das von der Bildrecheneinheit berechnete örtliche Abbild des Röntgenstrahl-Phasenwerts eine Bildauflösung aufweisen, die niedriger ist als die erste Ortsauflösung. Hierbei kann Bildauflösung eine Ortsauflösung des Abbilds bezeichnen, die sich durch den tatsächlichen Abstand zwischen zwei durch benachbarte Bildpunkte abgebildete Objekte ergibt. Die hohe Ortsauflösung des Detektors wird hierbei vorteilhafterweise dafür verwendet, den Röntgenstrahl-Phasenwert genau zu berechnen. Da aber mehrere Gruppensignalwerte zur Berechnung eines Bildpunktes des Abbildes herangezogen werden, zum Beispiel durch Kombination der Signalwerte von drei oder vier Detektorelementen, kann das Abbild des Röntgenstrahl-Phasenwerts eine geringere Bildauflösung besitzen.
Weiterhin kann der Detektorelement-Auswerteabstand größer als die erste Ortsauflösung sein. Insbesondere kann der Abstand zwischen zwei benachbarten Detektorelementen entlang der ersten Richtung die erste Ortsauflösung definieren. Wenn der Detektorelement-Auswerteabstand größer als die erste Ortsauflösung ist, dann kann er auch größer als der Abstand zwischen zwei benachbarten Detektorelementen entlang der ersten Richtung sein.
Insbesondere kann zum Beispiel bei einer streng periodischen Anordnung von Detektorelementen entlang der ersten Richtung kein Merkmal mehr im Abbild aufgelöst werden, welches kleiner ist als der Abstand zwischen zwei benachbarten Detektorelementen. Demnach ist die erste Ortsauflösung geringer als der Abstand zwischen zwei benachbarten Detektorelementen. Dem Fachmann sind verschiedene Definitionen der Ortsauflösung in Bezug auf den Abstand benachbarter Detektorelemente bekannt. Hierauf soll im Folgenden nicht näher eingegangen werden.
Der Abstand zweier benachbarter Detektorelemente entlang der ersten Richtung kann gleich einem ganzzahligen Bruchteil der örtlichen Periodizität des Röntgensignals sein. Ist dies der Fall, so ist sichergestellt, dass die Anordnung der Detektorelemente im Röntgendetektor kommensurabel mit der örtlichen Periodizität des Röntgensignals ist. In anderen Worten: Wenn der Abstand zwischen zwei benachbarten Detektorelementen kommensurabel zur örtlichen Periodizität des Röntgensignals ist, kann immer ein Detektorelement-Auswerteabstand gefunden werden, der gleich der örtlichen Periodizität des Röntgensignals ist (und nicht nur gleich einem ganzzahligen Vielfachen der örtlichen Periodizität des Röntgensignals ist).
Wenn zum Beispiel der Abstand zwischen zwei benachbarten Detektorelementen gleich einem Viertel der örtlichen Periodizität des Röntgensignals ist, so kann durch Kombination der Signalwerte entlang der ersten Richtung angeordneten ersten, fünften, zehnten und so fort Detektorelemente zu einem ersten Gruppensignalwert, des zweiten, sechsten, elften und so fort Signalwert zu einem zweiten Gruppensignalwert, des dritten, siebten, zwölften Signalwerts zu einem dritten Gruppensignalwert, sowie des vierten, neunten, vierzehnten Signalwerts zu einem vierten Gruppensignalwert Folgendes erreicht werden: erstens können innerhalb einer Periodizität des Röntgensignals vier Gruppensignalwerte zur Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts durch die Bildrecheneinheit bereitgestellt werden. Zweitens kann insbesondere jedes Detektorelement zum Kombinieren durch das Kombinationselement zur Bildung eines Gruppensignalwertes herangezogen werden. Die vorhandenen Detektorelemente werden somit optimal ausgenutzt, da jedes Detektorelement einer Detektorelement-Gruppe zugeordnet ist. Der Röntgenstrahl-Phasenwert kann mit größtmöglicher Genauigkeit bestimmt werden. Es sollte jedoch klar sein, dass es nicht notwendig ist vier Detektorelemente innerhalb einer Signalperiode bereitzustellen bzw. dass nicht alle Detektorelemente zu Detektorelement-Gruppen zugehörig sein müssen.
Um sicherzustellen, dass der Abstand zwischen zwei benachbarten Detektorelementen entlang der ersten Richtung gleich einem ganzzahligem Bruchteil der örtlichen Periodizität des Röntgensignals ist, können die Parameter der Periodizität des Phasengitters, der Abstand des Phasengitters zur Detektorebene, die Art und die Anordnung der Röntgenstrahlen-Quelle oder der Abstand benachbarter Detektorelemente bzw. die erste Ortsauflösung jeweils angepasst werden. Zum Beispiel kann bei der Herstellung des Detektors darauf geachtet werden, dass der Abstand zwischen zwei benachbarten Detektorelementen im fertigen Detektor kommensurabel zur örtlichen Periodizität des Röntgensignals ist. Bei geringen Abweichungen zwischen der örtlichen Periodizität des Röntgensignals und dem Abstand benachbarter Detektorelemente könnte weiterhin der Abstand zwischen dem Phasengitter und der Detektorebene variiert werden.
Vorzugsweise kann der Detektorelement-Auswerteabstand gleich der örtlichen Periodizität des Röntgensignals sein. Ist zum Beispiel die Anordnung der Detektorelemente im Röntgendetektor kommensurabel mit der örtlichen Periodizität des Röntgensignals ist, so wird aus jeder Periode des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters ein Signalwert eines zugehörigen Detektorelements zur Bildung eines Gruppensignalwerts herangezogen. Das bedeutet, dass die örtliche Ausdehnung der Detektorelemente einer Detektorelement-Gruppe minimiert werden kann (bei fester Anzahl von Detektorelementen pro Detektorelement-Gruppe). Hieraus folgt, dass die Bildauflösung des örtlichen Abbilds maximiert werden kann. Dies ist der Fall, weil die Bildauflösung im Wesentlichen durch die örtliche Ausdehnung der zu einer Detektorelement-Gruppe gehörigen Detektorelemente bestimmt wird.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kombiniert das Kombinationselement derart die Signalwerte von Detektorelementen, dass benachbarte Detektorelemente zu unterschiedlichen Detektorelement-Gruppen gehören. Es ist insbesondere vorteilhaft, wenn zur Bildung der Gruppensignalwerte die Kenntnis über die Periodizität des Röntgensignals derart ausgenutzt wird, dass nicht Signalwerte benachbarte Detektorelemente kombiniert werden. Wenn entlang der ersten Richtung Signalwerte von nicht benachbarten Detektorelementen kombiniert werden, so wird zur Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts sowohl die hohe Ortsauflösung des Detektors vorteilhaft genutzt, als auch die Kenntnis über die Signalperiodizität des Röntgensignals verwendet. Erfindungsgemäß erlaubt dies eine besonders genaue Bestimmung des Röntgenstrahl-Phasenwerts bei geringer Signaldosis.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung summiert das Kombinationselement Signalwerte von Detektorelementen. Durch Summation von Signalwerten von Detektorelementen zu Gruppensignalwerten, erhöht sich der Gruppensignalwert linear mit der Anzahl der Detektorelemente. Es ist dann davon auszugehen, dass zum Beispiel bei fünf summierten Signalwerten zu einem Gruppensignalwert das Abbild ein Signal-zu-Rausch-Verhältnis aufweist, welches um einen Faktor fünf höher ist als das Signal-zu-Rausch-Verhältnis eines aus einzelnen Signalwerten berechneten Abbilds. Andere Möglichkeiten der Kombination der Signalwerte von Detektorelementen zu Gruppensignalwerten wären Multiplikation, Division oder logarithmische Addition. Diese Aufzählung ist in keiner Weise beschränkend. Andere Möglichkeiten der Kombination von Signalwerten zu Gruppensignalwerten sind in der Literatur bekannt und können erfindungsgemäß zur Bildung von Gruppensignalwerten verwendet werden.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform kombiniert das Kombinationselement nur die Signalwerte von Detektorelementen, die entlang der ersten Richtung angeordnet sind. Insbesondere gehören damit Detektorelemente, die unterschiedliche Positionen entlang der zweiten Richtung in der Detektorebene haben, immer zu unterschiedlichen Detektorelement-Gruppen.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform ist die erste Ortsauflösung höher als die zweite Ortsauflösung. Dies ist zum Beispiel der Fall, wenn die Ausdehnung und damit der Abstand benachbarter Detektorelemente entlang der ersten Richtung geringer ist als die Ausdehnung und damit der Abstand der Detektorelemente entlang der zweiten Richtung. Zum Beispiel können die Detektorelemente entlang der ersten Richtung eine Größe von 4 Mikrometer oder kleiner aufweisen, entlang der zweiten Richtung aber eine Größe von 85 Mikrometer oder größer aufweisen. Die Detektorelemente weisen dann eine rechtecksförmige Form in der Detektorebene auf. Werden die Detektorelemente unter Maßgabe der genannten Abmessungen möglichst dicht in der Detektorebene angeordnet, so ist die erste Ortsauflösung entsprechend höher als die zweite Ortsauflösung. Insbesondere können die Bildauflösungen eines Abbildes in der ersten und zweiten Richtung unterschiedlich von jeweils der ersten und zweiten Ortsauflösung abhängen. Es ist insbesondere auch möglich, dass die Bildauflösung des Abbilds entlang der ersten und zweiten Richtung gleich groß ist.
Vorzugsweise vermag die erste Ortsauflösung Merkmale bis 10 µm oder bis 1 µm aufzulösen. Dies erlaubt eine Bestimmung des Abbilds des Röntgenstrahl-Phasenwerts mit einer genügend hohen Bildauflösung.
Insbesondere kann das Phasengitter derart im Strahlengang der Röntgenstrahlen angeordnet sein, dass es ein Interferenzmuster entlang der ersten Richtung in der Detektorebene erzeugt, d.h. die Gitterperiodizität ist entlang der ersten Richtung. Dann kann es sein, dass entlang der zweiten Richtung in der Detektorebene kein Interferenzmuster erzeugt wird. Eine hohe Auflösung in der gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenbildgebung kann daher inhärent nur entlang der der ersten Richtung erzeugt werden. Anders formuliert kann eine Änderung des Phasenwerts in Form von Phasensprüngen nur entlang der ersten Richtung beobachtet werden. Erfindungsgemäß ist es demnach vorteilhaft, die zweite Ortsauflösung geringer als die erste Ortsauflösung auszugestalten und damit Bildqualität des Abbilds zu erhöhen.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst der Röntgendetektor weiterhin ein Gruppierglied, welches die Anzahl der Detektorelemente, die zu einer Detektorelementgruppe gehören, basierend auf mindestens einem der folgenden Kriterien bestimmt: Bildauflösung des Abbilds, Signalintensität, Dauer zum Erstellen des Abbilds.
Wird zum Beispiel eine große Anzahl von Detektorelementen zu einem Gruppensignalwert kombiniert, so können Änderungen des Röntgenstrahl-Phasenwerts, die eine kurze charakteristische Länge aufweisen, d.h. viele Phasensprünge pro Länge, nicht aufgelöst werden. Dies ist der Fall, da die Entfernung des ersten und letzten Detektorelements, deren Signalwerte zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden, größer ist als die charakteristische Länge der Änderung des Röntgenstrahl-Phasenwerts. Anders formuliert definiert die Anzahl der zu einem Gruppensignalwert kombinierten Signalwerte von Detektorelementen die Bildauflösung des ortsaufgelösten Abbilds des Röntgenstrahl-Phasenwerts, der durch die Bildrecheneinheit berechnet wird. Gehören viele Detektorelementen zu einer Detektorelement-Gruppe, so ist die Bildauflösung gering. Entsprechend hoch ist die Bildauflösung, wenn nur wenige Signalwerte von Detektorelementen zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden.
Werden nur wenige Signalwerte von Detektorelementen zu einem Gruppensignalwert kombiniert, nimmt zwar die Bildauflösung des Abbildes des Röntgenstrahl-Phasenwerts zu, gleichzeitig sinkt aber der Gruppensignalwert. Typischerweise muss der Gruppensignalwert einen gewissen Wert erreichen, um eine belastbare Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts durch die Bildrecheneinheit zu gewährleisten. Daher kann es nötig sein, die Anzahl zu einer Detektorelement-Gruppe zugehörigen der Detektorelemente basierend auf der Signalintensität des Röntgensignals festzulegen. Ist die Signalintensität des Röntgensignals hoch, so kann es ausreichend sein, die Signalwerte von wenigen Detektorelementen zur Bildung des verspürten Signalwertes zu kombinieren. Ist hingegen die Signalintensität des Röntgensignals gering, zum Beispiel weil es erwünscht ist, eine geringe Röntgenstrahlen-Dosis zu verwenden, so müssen entsprechend mehr Signalwerte von Detektorelementen zur Bildung eines Gruppensignalwertes kombiniert werden.
Ist die Röntgenstrahlenleistung, das heißt die Amplitude der Röntgenstrahlung pro Zeitintervall, fest vorgegeben, so kann das Signal-zu-Rausch-Verhältnis auch durch eine längere Belichtungszeit mit Röntgenstrahlen erhöht werden. Die Röntgenstrahlen-Dosis kann zum Beispiel linear mit der Dauer der Belichtungszeit skalieren: wird dasselbe Objekt etwa doppelt so lange beleuchtet, so nimmt der Signalwert auch um das doppelte zu. Deshalb kann die Dauer zum Erstellen des Abbilds maßgeblich sein für die Anzahl der Detektorelemente, die zur Bildung eines Gruppensignalwertes herangezogen werden.
Durch das Gruppierglied kann die Anzahl der Detektorelemente, die zu einer Detektorelement-Gruppe gehören, festgelegt werden. Da diese Anzahl mit der Bildauflösung des Abbilds des Röntgenstrahl-Phasenwerts zusammenhängt, kann entsprechend die Bildauflösung gesteuert werden. Gegenüber herkömmlicher gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenbildgebung weist dies weiterhin den Vorteil der flexiblen Anpassung der Bildauflösung auf. Wenn zum Beispiel aufgrund diverser Messparameter ein hoher Signalwert erwartet wird, so kann die Bildauflösung entsprechend erhöht werden. Ist hingegen aufgrund der diversen Messparameter ein geringer Signalwert (das heißt ein geringes Signal-zu-Rausch-Verhältnis) erwartet, so kann die Bildauflösung reduziert werden, wobei gleichzeitig der Signalwert und damit das Signal-zu-Rausch-Verhältnis erhöht wird. Dies bedeutet, dass die Röntgenstrahlen-Dosis immer optimal an die Gegebenheiten angepasst werden kann.
Das Abbild des Röntgenstrahl-Phasenwerts kann durch die Bildrecheneinheit aus einer einzelnen Messung berechnet werden. Dies hat den Vorteil, dass eine besonders kurze Zeitdauer für die Messung benötigt wird. Dies erlaubt einen besonders effizienten Betrieb einer Röntgenvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung.
Insbesondere ist es bei herkömmlichen gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtungen nötig, das Absorptionsgitter mehrfach zu verfahren und für jede Stellung des Absorptionsgitters eine Röntgenbildaufnahme durchzuführen. Zur eindeutigen und hochauflösenden Bestimmung des Röntgenstrahl-Phasenwertes ist es herkömmlicherweise notwendig, mindestens drei, vorzugsweise vier Aufnahmen bei unterschiedlichen Anordnungen des Absorptionsgitters durchzuführen. Dies hat unmittelbar eine Erhöhung der benötigten Röntgenstrahlen-Dosis und einer Verlängerung der Messzeitdauer zur Folge. Dementsprechend kann gemäß der vorliegenden Erfindung die Röntgenstrahlen-Dosis und die Messzeitdauer verringert werden.
Gleichzeitig kann die erzielte Ortsauflösung gemäß der vorliegenden Erfindung durch die Verwendung nur einer einzelnen Messung erhöht werden. Dies sei im Folgenden kurz beschrieben. Bei der Verwendung mehrerer Messungen zur Berechnung eines Abbilds des Röntgenstrahl-Phasenwerts dehnt sich die Messung zwangsweise über einen größeren Messzeitraum aus. Je größer der Messzeitraum ist, desto wahrscheinlicher werden zwischenzeitliche Bewegungen des Messobjektes. Dies ist insbesondere in der Humandiagnostik der Fall, da es schwer fällt, den Patienten über einen längeren Zeitraum komplett stillzuhalten. In den herkömmlichen gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtungen ist es notwendig, den Messzeitraum so lange auszudehnen, dass das Absorptionsgitter drei oder vier Mal verfahren werden kann und die Bildaufnahme drei oder vier Mal erfolgen kann. Der Messzeitraum kann sich deshalb über mehrere Sekunden oder gar Minuten ausdehnen. Bewegt sich während dieses Messzeitraums der Patient, so verschiebt sich die Position der einzelnen Bilder zueinander. Da solche Bewegungen wenig deterministisch sind, kann eine Korrektur der dadurch entstandenen Bildfehler durch Bildverschiebung nur aufwendig erfolgen. Dies hat zur Folge, dass die zu erreichende Ortsauflösung in der herkömmlichen gitterbasierten Phasenkontrast-Bildgebung bei Humandiagnostischen Fragestellungen gering ist.
Der Röntgendetektor kann ein CCD oder ein CMOS Detektor sein. Hierbei können insbesondere die Detektorelemente die Pixel des CCD oder CMOS Sensors sein. CCD Sensoren und CMOS Sensoren sind dem Fachmann als Röntgendetektor bekannt. Beide Verfahren beruhen auf der Verwendung von halbleitenden Materialien. Das Auftreffen von Röntgenstrahlung wird mittels einer auftretenden Spannung detektiert. Typischerweise wird hochenergetische Röntgenstrahlung zunächst verwendet um niederenergetische Strahlung zu erzeugen, welche dann detektiert wird. Verschiedene vorteilhafte Ausführungsformen von Röntgendetektoren sind dem Fachmann bekannt. Hierauf soll im folgenden nicht näher eingegangen werden.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform ist die Periodizität des Phasengitters mindestens um einen Faktor sechs größer als gemäß der ersten Ortsauflösung aufgelöste Merkmale. Insbesondere bestimmt die Periodizität des Phasengitters die Periodizität des Röntgensignals in der Detektorebene bzw. des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters. Typischerweise kann der Abstand des Phasengitters zur Detektorebene derart gewählt werden, dass die Periodizität des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters um einen Faktor zwei kürzer ist als die Periodizität des Phasengitters selbst. Da innerhalb einer Periode des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters mindestens drei Gruppensignalwerte vorhanden sein müssen, um es der Bildrecheneinheit zu ermöglichen, das ortsaufgelöste Abbild des Röntgenstrahl-Phasenwerts genau und eindeutig zu berechnen, kann es vorteilhaft sein, wenn die Periodizität des Phasengitters um einen Faktor sechs größer ist als die erste Ortsauflösung. Hierbei berechnet sich der Faktor sechs aus dem Faktor zwei aus der Beziehung Periodizität Phasengitter – Röntgenstrahlen-Interferenzmuster multipliziert mit dem Faktor drei zur Bildung von Gruppensignalwerten.
Gemäß einem weiteren Aspekt, stellt die vorliegende Erfindung stellt weiterhin ein Verfahren zum Betreiben einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung und zum Auswerten von zu einem Röntgensignal zugehörigen Signalwerten aus flächig angeordneten Detektorelementen eines Röntgendetektors bereit, welches die Schritte umfasst:

– Erfassen der Signalwerte in jedem Detektorelement,
– Kombinieren der Signalwerte von Detektorelementen, die jeweils einer von mindestens zwei Detektorelement-Gruppen zugehörig sind zu Gruppensignalwerten, wobei die Detektorelement-Gruppen entlang einer örtlichen Periodizität des Röntgensignals, die eine erste Richtung definiert, angeordnet sind, so dass jeder Gruppe mindestens zwei Detektorelemente zugehörig sind, wobei der Abstand nächstliegender Detektorelemente einer Detektorelement-Gruppe einen Detektorelement-Auswerteabstand definiert, der größer als der Abstand benachbarter Detektorelemente in der ersten Richtung ist,
– Berechnen eines Abbildes eines Röntgenstrahl-Phasenwerts, wobei aus mindestens drei Gruppensignalwerten ein Röntgenstrahl-Phasenwert berechnet wird.

Dieses Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung erlaubt das Betreiben eines Röntgendetektors zur gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenbildgebung gemäß dem Röntgendetektor einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung wie voranstehend beschrieben.
Zum Beispiel kann das Verfahren zum Betreiben einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung weiterhin den Schritt umfassen: Festlegen des Detektorelement-Auswerteabstands basierend auf der örtlichen Periodizität des Röntgensignals. Wird der Detektorelement-Auswerteabstand im Rahmen des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Betreiben der gitterbasierten Röntgenvorrichtung festgelegt, erhöht dies die Flexibilität. Bei einer Veränderung der örtlichen Periodizität aufgrund der messtechnischen Rahmenbedingungen, kann der Detektorelement-Auswerteabstand jeweils flexibel festgelegt werden.
Es ist demnach zum Beispiel auch möglich verschiedene Phasengitter für unterschiedliche Messanforderungen zu verwenden. Gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren wird dann der Detektorelement-Auswerteabstand bzw. die Gruppierung der Detektorelemente basierend auf der geänderten Periodizität des Phasengitters festgelegt. Dies bewirkt eine hohe Flexibilität in der Durchführung der Messung.
Dementsprechend kann das Verfahren weiterhin den Schritt umfassen: Festlegen der zu einer Gruppe gehörigen Detektorelemente. Wenn die zu einer Gruppe gehörigen Detektorelemente (und damit die zur Bildung des Gruppensignalwertes kombinierten Signalwerte von Detektorelementen) jeweils festgelegt wird, kann auch dies die Flexibilität erhöhen. Verschiedene messtechnische Rahmenbedingungen können eine unterschiedliche Anzahl oder eine unterschiedliche Gruppierung von Detektorelementen erfordern. Zum Beispiel kann es vorteilhaft sein, für bestimmte Messungen das Signal-zu-Rausch-Verhältnis zu erhöhen, d.h. mehr Detektorelemente pro Detektorelementgruppe zu haben.
Weiterhin kann der Detektorelement-Auswerteabstand zum Beispiel anhand einer Referenzmessung festgelegt werden. Ist zum Beispiel die Periodizität des Phasengitters nicht genau bekannt oder ändern sich verschiedene Messparameter, wie zum Beispiel der Abstand zwischen dem Phasengitter und der Detektorebene, so kann es notwendig sein, die Signalperiodizität zunächst anhand einer Referenzmessung zu bestimmen. In einer Referenzmessung könnte auf das Einbringen eines Objekts in den Strahlengang verzichtet werden. Das detektierte Signal hat dann idealerweise im gesamten Bereich des Detektors dieselbe Phasenlage. Es ist daher insbesondere dazu geeignet, aufgrund der ungestörten Periodizität des Signals den Detektorelement-Auswerteabstand zu bestimmen.
Weiterhin können in der Referenzmessung zum Beispiel Gruppensignalwerte als Funktion des Detektorelement-Auswerteabstands minimiert oder maximiert werden. Ist zum Beispiel der Detektorelement-Auswerteabstand gleich der Periodizität des Signals, so wird der Gruppensignalwert, der Detektorelementen entspricht, die an den Maxima des periodischen Signals bzw. des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters angeordnet sind, maximal werden, während der Gruppensignalwert, der Detektorelementen entspricht, die an den Minima des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters angeordnet sind, minimal werden wird.
Entspricht der Detektorelement-Auswerteabstand hingegen nicht der Periodizität des Röntgensignals, so werden Signalwerte von Detektorelementen kombiniert, denen unterschiedliche Phasenlagen des Signals entsprechen. Es wird daher weder einen minimalen noch einen maximalen Gruppensignalwert geben, da alle Gruppensignalwerte einen ausgemittelten Wert aufweisen. Anders formuliert folgt aus der Wahl des Detektorelement-Auswerteabstandes gleich einem ganzzahlig Vielfaches der Signalperiodizität des Röntgensignals eine Minimierung bzw. Maximierung verschiedener Gruppensignalwerte. Dies kann als Kriterium zur Bestimmung des Röntgensignalwerts im Rahmen einer Referenzmessung verwendet werden.
Die Zugehörigkeit der Detektorelemente zu Detektorelement-Gruppen oder der Detektorelement-Auswerteabstand kann auch fest vorgegeben sein. Dies hat den Vorteil, dass keine komplizierte Auswerteelektronik oder Berechnungselektronik zur Festlegung des Detektorelement-Auswerteabstandes oder der Zugehörigkeit der Detektorelemente zu Detektorelement-Gruppen vorgehalten werden muss. Die Kosten für ein Gerät bzw. der Wartungsaufwand sind damit reduziert.
Gemäß einem weiteren Aspekt betrifft die Erfindung weiterhin ein Verfahren zum Betreiben einer Röntgenvorrichtung mit einem Röntgendetektor, der in einer Detektorebene flächig angeordnete und gruppierte Detektorelemente beinhaltet, umfassend einen ersten Betriebsmodus, zum Betreiben der Röntgenvorrichtung als gitterbasierte Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung wie obenstehend erläutert und einen zweiten Betriebsmodus zum Betreiben der Röntgenvorrichtung als Absorptions-Röntgenvorrichtung.
Dieses erfindungsgemäße Verfahren zum Betreiben einer Röntgenvorrichtung stellt den Vorteil bereit, den Betriebsmodus der Röntgenvorrichtung zwischen herkömmlicher Absorptions-Röntgenbildgebung und gitterbasierter Phasenkontrast-Röntgenbildgebung gemäß der vorliegenden Erfindung umschalten zu können. Typischerweise wird Phasenkontrast-Röntgenbildgebung immer dann eingesetzt, wenn herkömmliche Absorptions-Röntgenbildgebung nicht den gewünschten Signalwert oder das gewünschte Signal-zu-Rausch-Verhältnis liefert. Typische Anwendungsbereiche der Phasenkontrast-Röntgenbildgebung sind Mammographie oder Angiographie. Jedoch kann es vorteilhaft sein, zur Bildgebung von Körperteilen mit hohem Röntgenstrahlen-Absorptionskontrast wie zum Beispiel Knochen oder Knochenteilen, anstatt Phasenkontrast-Röntgenbildgebung die Absorptions-Röntgenbildgebung vorzuziehen. Deshalb ist es vorteilhaft, wenn dieselbe Röntgenvorrichtung einen ersten und einen zweiten Betriebsmodus umfasst, der sowohl Phasenkontrast-Röntgenbildgebung als auch Absorptions-Röntgenbildgebung ermöglicht. Dies führt zum Beispiel zu Kostenreduktion oder vereinfachten Diagnosebedingungen.
Bei herkömmlichen Verfahren der Phasenkontrast-Bildgebung kann aus den Messwerten automatisch ein Phasenkontrast- sowie ein Absorptionskontrastbild errechnet werden. Herkömmlicherweise ist jedoch ein Absorptiongitter erforderlich, sodass das Absorptionsbild einer Phasenkontrastmessung bei gleicher Röntgenstrahlen-Dosis ein geringeres Signal-zu-Rausch-Verhältnis aufweist ist als ein Absorptionsbild mit einer Standard-Röntgentechnik ohne Absorptionsgitter. Gemäß der Erfindung kann bei gleicher Dosis neben dem Absorptionsbild ein Phasenbild, sowie ein sogenanntes Dark-Field-Bild gewonnen werden.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst der zweite Betriebsmodus die Schritte:

– Erfassen der Signalwerte in jedem Detektorelement,
– Kombinieren der Signalwerte von gruppierten und zueinander benachbarten Detektorelementen entlang einer ersten Richtung in der Detektorebene zu Gruppensignalwerten,
– Berechnen eines ortsaufgelösten Abbilds eines Röntgenstrah len-Absoprtionswerts, wobei aus jeweils einem Gruppensignal wert ein Röntgenstrahl-Absorptionswert berechnet wird.

Wie oben diskutiert kann ein erfindungsgemäßer Röntgendetektor zur gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung Detektorelemente enthalten, welche geringe Abmessungen haben. Daraus resultiert ein geringer Signalwert individueller Detektorelemente. Der geringe Signalwert von Detektorelementen eines Detektors mit hoher Ortsauflösung gemäß der vorliegenden Erfindung kann dadurch kompensiert werden, dass Signalwerte von zueinander benachbarten Detektorelementen kombiniert werden. In der herkömmlichen Absorptions-Röntgenbildgebung weist das zu detektierende Signal keine Periodizität auf, wie das in der gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenbildgebung der Fall ist. Deshalb ist es vorteilhaft, in dem zweiten Betriebsmodus die Signalwerte von Detektorelementen, die zueinander benachbart sind, zu kombinieren.
Die Anzahl von kombinierten Signalwerten kann basierend auf einem der folgenden Kriterien festgelegt werden: Bildauflösung des Abbilds, Dauer zum Erstellen des Abbilds. Wenn zum Beispiel eine große Anzahl von Signalwerten von benachbarten Detektorelementen zur Erstellung des Abbildes kombiniert wird, so sinkt gleichzeitig die Bildauflösung des Abbilds. Andererseits nimmt die Amplitude des Röntgensignals zu, da mehrere Signalwerte von Detektorelementen kombiniert werden. Dementsprechend kann die Dauer zum Erstellen des Abbildes verringert werden, da eine geringere Röntgenstrahlen-Dosis pro Detektorelement zum Erstellen des Abbildes notwendig ist.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform umfasst das Verfahren zum Betreiben einer Röntgenvorrichtung weiterhin einen Gruppierschritt, zum Gruppieren der Detektorelemente zum späteren Kombinieren gemäß erstem und zweitem Betriebsmodus. Das Gruppieren der Detektorelemente kann in jedem Betriebsmodus individuell so erfolgen, dass die Messparameter optimal auf die Messaufgaben angepasst werden. So ist es möglich aufgrund des Gruppierschrittes zwischen den unterschiedlichen Betriebsmodi umzuschalten. Während in dem zweiten Betriebsmodus zum Betreiben der Röntgenvorrichtung zur Absorptions-Röntgenbildgebung es notwendig sein kann, die Signalwerte von benachbarten Detektorelementen zu gruppieren, kann es in dem ersten Betriebsmodus gerade notwendig sein, benachbarte Detektorelemente nicht in eine Gruppe zusammen zu gruppieren.
Die oben beschriebenen Eigenschaften, Merkmale und Vorteile dieser Erfindung sowie die Art und Weise, wie diese erreicht werden, werden klarer und deutlicher verständlich im Zusammenhang mit der folgenden Beschreibung der Ausführungsbeispiele, die im Zusammenhang mit den Zeichnungen näher erläutert werden, wobei
1 eine Ansicht eines Röntgendetektors gemäß der vorliegenden Erfindung ist,
2 eine schematische Ansicht eines Röntgendetektors gemäß der vorliegenden Erfindung ist, wobei sowohl ein Phasengitter als auch ein zu untersuchendes Objekt gezeigt sind,
3 eine schematische Ansicht zur Illustration der Detektorelement-Gruppen zum Kombinieren von Signalwerten gemäß der vorliegenden Erfindung ist,
4 eine schematische Ansicht zur Illustration der Detektorelement-Gruppen zum Kombinieren von Signalwerten gemäß der vorliegenden Erfindung ist,
5 eine schematische Ansicht zur Illustration der Detektorelement-Gruppen zum Kombinieren von Signalwerten gemäß der vorliegenden Erfindung ist, wobei ein Phasensprung den Röntgenstrahl-Phasenwert örtlich verändert,
6 eine schematische Ansicht zur Illustration der Detektorelement-Gruppen zum Kombinieren von Signalwerten gemäß der vorliegenden Erfindung ist, wobei ein Phasensprung den Röntgenstrahl-Phasenwert örtlich verändert,
7 eine schematische Skizze des Berechnens eines Röntgenstrahl-Phasenwerts ist,
8 eine schematische Skizze des Berechnens eines Röntgenstrahl-Phasenwerts ist,
9 eine schematische Ansicht zur Illustration der Detektorelement-Gruppen zum Kombinieren von Signalwerten gemäß der vorliegenden Erfindung ist,
10 eine schematische Ansicht zur Illustration der Detektorelement-Gruppen zum Kombinieren von Signalwerten gemäß der vorliegenden Erfindung ist, wobei insbesondere benachbarte Detektorelemente keinen festen Abstand aufweisen,
11 ein schematisches Flussdiagramm eines erfindungsgemäßen Verfahrens ist,
12 ein schematisches Flussdiagramm eines Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung ist, wobei insbesondere das Festlegen des Detektorelement-Auswerteabstandes und das Gruppieren von Detektorelementen basierend auf dem Detektorelement-Auswerteabstand näher erläutert wird,
13 eine schematische Ansicht einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung ist, die einen Röntgendetektor gemäß der vorliegenden Erfindung umfasst,
14 eine schematische Ansicht zur Illustration der Detektorelement-Gruppen zum Kombinieren von Signalwerten gemäß der vorliegenden Erfindung ist, insbesondere zur Illustration eines zweiten Betriebsmodus zum Betreiben der Röntgenvorrichtung zur Absorptions-Röntgenbildgebung,
15 ein schematisches Flussdiagramm eines Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung zum Umschalten zwischen einem ersten und einem zweiten Betriebsmodus ist.
1 zeigt einen erfindungsgemäßen Röntgendetektor 1. Detektorelemente 3a, 3b, 3c sind in einer Detektorebene 7 flächig angeordnet. Die Detektorelemente 3a, 3b, 3c weisen entlang der Richtung A eine Abmessung 31 auf, die kleiner als die Abmessung 32 entlang der Richtung B ist. Die Detektorelemente sind möglichst dicht in der Detektorebene 7 angeordnet, um eine möglichst hohe Quantenausbeute zu erhalten. Um eine gute Phasenkontrast-Ortsauflösung bei gleichzeitig großer Pixelfläche zu erhalten, ist der Abstand 30 zwischen benachbarten Detektorelementen entlang der Richtung A kleiner als der Abstand zwischen benachbarten Detektorelementen entlang der Richtung B. In der Detektorebene 7 weisen die Detektorelemente 3a, 3b, 3c daher einen rechtecksförmigen Querschnitt auf.
Anhand der Parameter der Größe der Detektorelemente entlang der Richtungen A und B und dem Abstand benachbarter Detektorelemente entlang der Richtungen A und B lassen sich dem Detektor 1 Ortsauflösungen entlang der Richtungen A und B zuordnen. Die Ortsauflösung entlang der Richtung A sei als erst Ortsauflösung bezeichnet, während die Ortsauflösung entlang der Richtung B als zweite Ortsauflösung bezeichnet werde. Der Detektor gemäß 1 vermag entlang der Richtung A kleinere Merkmale aufzulösen als entlang der Richtung B. Deshalb ist die maximal mögliche Ortsauflösung entlang der Richtung A höher als die maximal mögliche Ortsauflösung entlang der Richtung B.
Röntgendetektoren gemäß 1 der vorliegenden Erfindung können zum Beispiel CCD oder CMOS Detektoren sein. Solche Detektortypen beinhalten in der Herstellung maßgeblich lithographische Schritte, die die Abmessungen der einzelnen Detektorelemente 3a, 3b, 3c innerhalb der Detektorebene 7 definieren. Insbesondere wird bei der Herstellung solcher CCD oder CMOS Sensoren auch Halbleitermaterial in Standardherstellungsprozessen verwendet.
Typische Abmessungen 31, 32 der Detektorelemente gemäß der vorliegenden Erfindung sind zum Beispiel: entlang der Richtung A eine Abmessung 31 von < 10µm, vorzugsweise < 1µm. Entlang der Richtung B: eine Abmessung 32 von 80–100µm. Solche Abmessungen erlauben einerseits eine hohe Ortsauflösung und eine genaue Bestimmung eines Röntgenstrahl-Phasenwerts, wie später näher erläutert wird, andererseits stellen solche Abmessungen eine genügend hohe Sensitivität auf Röntgenstrahlen bereit.
2 zeigt eine schematische Ansicht einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung. Der in 1 diskutierte Detektor 1 wird schematisch für eine Reihe von Detektorelementen 3 entlang der Richtung A gezeigt. Dies ist die Richtung der hohen Ortsauflösung in 1.
Eine Röntgenstrahlen-Quelle 20 erzeugt Röntgenstrahlen. Die Röntgenstrahlen-Quelle 20 kann zum Beispiel Röntgenstrahlen erzeugen, welche eine Frequenzverteilung aufweisen und keine besonders lange Kohärenzlänge aufweisen. Die Energie der Röntgenstrahlen kann zum Beispiel 25 kV betragen, aber, je nach Anwendung, auch zum Beispiel bis zu 60 kV. Insbesondere kann die Kohärenzlänge im Sub-Mikrometerbereich liegen. Im Strahlengang der Röntgenstrahlen wird zunächst ein Quellengitter 21 angeordnet. Das Quellengitter 21 ist typischerweise eine Absorptionsmaske mit darin angeordnetem Schlitzmuster. Nachdem die Röntgenstrahlen das Quellengitter 21 passiert haben, weisen sie zumindest eine teilweise Kohärenz auf. Darauf folgend ist im Strahlengang der Röntgenstrahlen ein Objekt 22 angeordnet. Das Objekt 22 kann das zu untersuchende Objekt sein. Wie in 2 durch Pfeile indiziert wird, verändert die Oberfläche des Objektes 22 die Orientierung der Wellenfronten der Röntgenstrahlen. Dies kann assoziiert werden mit einer Veränderung der lokalen Phasenlage der Wellenform der Röntgenstrahlen.
Im Strahlengang der Röntgenstrahlen auf das Objekt 22 folgend ist ein Phasengitter 23 angeordnet. Das Phasengitter 23 weist entlang der Richtung A eine Gitterperiodizität 23a auf. Die Gitterperiodizität 23a des Phasengitters 23 entlang der Richtung A ist typischerweise im Bereich von wenigen Mikrometern, etwa 4 µm oder 10 µm.
Das Phasengitter 23 erzeugt im Strahlengang der Röntgenstrahlen ein Röntgenstrahlen-Interferenzmuster 4. Physikalische Grundlage hierfür ist der Talbot-Effekt. Das Röntgenstrahlen-Interferenzmuster 4 ist gekennzeichnet durch Minima 4b und Maxima 4a der lokalen Röntgenstrahlen-Signalintensität, die periodisch entlang der Richtung A angeordnet sind und deren Position durch einen Röntgenstrahl-Phasenwert gekennzeichnet ist. Das Röntgenstrahlen-Interferenzmuster 4 weist eine Periodizität 4c auf. Der Röntgenstrahl-Phasenwert an einem Punkt entlang der Richtung A im Röntgenstrahl-Interferenzmuster 4 hinter dem Phasengitter 23 wird bestimmt durch das Objekt 22. Demnach ist es möglich, durch Messen des Röntgenstrahl-Phasenwerts, Rückschlüsse auf das Objekt 22 zu ziehen. Dies ist die Aufgabe des Detektors 1, der im Röntgenstrahl-Strahlengang hinter dem Phasengitter 23 angeordnet ist, so dass er das Röntgenstrahl-Interferenzmuster 4 abbilden kann.
Der Detektor 1 besteht aus einer Vielzahl von Detektorelementen 3. Die Detektorelemente 3 weisen insbesondere eine erste Ortsauflösung entlang der Richtung A auf, die es ermöglicht, die Position der Minima 4b und Maxima 4a des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4 entlang der Richtung A örtlich aufzulösen und damit den Röntgenstrahl-Phasenwert zu bestimmen. Dies ermöglicht das darauffolgende Erzeugen eines Abbildes des Röntgenstrahl-Phasenwerts, der das Objekt 22 bildlich beschreibt. In unterschiedlichen Bereichen 2 des Detektors 1 liegen unterschiedliche Phasenwerte der Röntgenstrahlen vor. Die zu unterschiedlichen Phasenwerten gehörenden Detektorbereiche 2 sind durch Phasensprünge 5 abgegrenzt. Die Phasensprünge 5 sind lokale Änderungen der Phasenlage des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4.
Die charakteristischen Abmessungen der Detektorbereiche 2 können wesentlich größer sein als die Abmessungen der individuellen Detektorelemente 3 oder die Abmessungen der Phasensprünge. In anderen Worten: es ist zwar eine hohe erste Ortsauflösung im Detektor 1 von Nöten, um die genaue Position der Minima 4b und Maxima 4a des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4 aufzulösen und damit den Röntgenstrahl-Phasenwert zu bestimmen. Hingegen ist der Röntgenstrahl-Phasenwert über längere Entfernungen als konstant anzunehmen. Insbesondere wird die charakteristische Längenskala über der sich der Röntgenstrahl-Phasenwert ändert durch das Objekt 22 bestimmt. Typischerweise liegt die charakteristische Länge der Änderungen des Röntgenstrahl-Phasenwerts basierend auf dem Objekt 22 in der Größenordnung von 100 µm oder 200µm, während das Röntgenstrahl-Interferenzmuster eine Periodizität 4c aufweist, die im Bereich weniger Mikrometer liegt.
Die Periodizität des Röntgenstrahl-Interferenzmusters 4c wird maßgeblich bestimmt durch die Periodizität 23a des Phasengitters 23. Weitere Parameter, die in die Bestimmung der exakten Periodizität 4c des Röntgenstrahl-Interferenzmusters 4 einfließen sind zum Beispiel der Abstand zwischen der Detektorebene 7, in der das Röntgenstrahl-Interferenzmuster betrachtet wird und dem Phasengitter 23 oder auch die genaue Anordnung des Quellengitters 21. Typischerweise kann die Periodizität 4c des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4 bei Kenntnis aller maßgeblichen Parameter der gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung mit hoher Genauigkeit berechnet oder vorhergesagt werden.
Die vorliegende Erfindung nutzt die Tatsache aus, dass der Detektor 1 eine erste Ortsauflösung entlang der Richtung A bereitstellt, die zwar geeignet ist, den Röntgenstrahl-Phasenwert aus dem Röntgenstrahl-Interferenzmuster 4 genau zu bestimmen, aber höher ist, als für die Auflösung der maßgeblichen Merkmale des Objekts 22 notwendig wäre. Dies ist näher anhand von 3 erläutert. 3 zeigt zwölf Detektorelemente 3a–3l eines Detektors 1 der vorliegenden Erfindung. Die Detektorelemente 3a–3l sind innerhalb eines Detektorbereichs 2 angeordnet. Das Röntgenstrahl-Interferenzmuster 4 ist schematisch abgebildet. In 3 enthält der Detektorbereich 2 keine Phasensprünge 5.
Gemäß der vorliegenden Erfindung werden die Signalwerte einzelner Detektorelemente 3a–3l kombiniert zu Gruppensignalwerten. Die Kombination kann erfindungsgemäß in einem Kombinationselement erfolgen. 3 und folgende Figuren indizieren graphisch die Kombination von einzelnen Signalwerten zu Gruppensignalwerten. Wie 3 entnommen werden kann, werden gemäß der vorliegenden Ausführungsform der Erfindung die Signalwerte zum Beispiel der Detektorelemente 3a, 3d, 3g sowie 3j kombiniert zu Gruppensignalwert 6a. Weiterhin werden die Signalwerte der Detektorelemente 3b, 3e, 3h sowie 3k zu Gruppensignalwert 6b kombiniert. Weiterhin werden die Signalwerte der Detektorelemente 3c, 3f, 3i und 3l zu Gruppensignalwert 6c kombiniert.
Wie 3 entnommen werden kann, sind alle Detektorelemente, deren Signalwerte zu Gruppensignalwert 6a kombiniert werden, an Positionen entlang der Richtung A angeordnet, die an einem Ort maximaler Intensität 4a des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4 angeordnet sind. Hingegen sind die Detektorelemente, die jeweils zu Gruppensignalwert 6b oder 6c kombiniert werden, an Orten entlang der Richtung A angeordnet, die nahe oder bei einem Minimum der Intensität 4b des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4 angeordnet sind. Insbesondere ist die Periodizität des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4 kommensurabel mit dem Abstand zwischen benachbarten Detektorelementen, die zu einem Gruppensignal kombiniert werden. So ist der Abstand zwischen benachbarten Detektorelementen, die zu Gruppensignalwert 6a kombiniert werden, etwa zwischen Detektorelement 3a und 3d gleich der doppelten Periodizität des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4.
Durch das Kombinieren der Signalwerte jedes dritten Detektorelements zu einem Gruppensignalwert wird sichergestellt, dass die jeweils kombinierten Signalwerte gleichen Phasenlagen des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4 entsprechen. Der Abstand zwischen zwei benachbarten Detektorelementen, die zu demselben Gruppensignalwert kombiniert werden, sei als Detektorelement-Auswerteabstand 8a definiert. In 3 ist demnach der Detektorelement-Auswerteabstand 8a doppelt so groß wie die Periodizität 4c des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4.
In 4 hingegen wird eine Situation gezeigt, in der der Detektorelement-Auswerteabstand 8b gleich der Periodizität 4c des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters ist. Der Abstand benachbarter Detektorelemente 30 ist in 4 halb so groß wie in 3. Dementsprechend ist die erste Ortsauflösung entlang der Richtung A in 4 höher als in 3. Die 4 zeigt weiterhin Aufteilung der Detektorelemente 3a–3x in zwei Detektorbereiche 2a und 2b. Die Detektorbereiche 2 sind hier nicht in Bezug auf Phasensprünge 5 des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4 definiert, sondern in Bezug auf die Detektorelement-Gruppen in den verschiedenen Bereichen. Innerhalb der zwei Detektorbereiche 2a und 2b werden jeweils drei Gruppensignalwerte aus Kombination der Signalwerte individueller Detektorelemente (im Detektorbereich 2a der Detektorelemente 3a bis 3e und in Bereich 2b der Detektorelemente 3m bis 3x) gebildet. Insbesondere werden im Detektorbereich 2a die Gruppensignalwerte 6a, 6b und 6c gebildet, während im Detektorbereich 2b die Gruppensignalwerte 6d, 6e und 6f gebildet werden. Gemäß der vorliegenden Erfindung kann aus den Signalwerten 6a–6c ein Röntgenstrahl-Phasenwert berechnet werden, der charakteristisch für den Detektorbereich 2a ist. Dementsprechend kann aus den Gruppensignalwerten 6d, 6e und 6f ein Röntgenstrahl-Phasenwert berechnet werden, der für den Detektorbereich 2b charakteristisch ist. Wird in einer Bildrecheneinheit ein ortsaufgelöstes Abbild des Röntgenstrahl-Phasenwerts berechnet, so entspricht die Bildauflösung 9 des Abbilds der Ausdehnung der Detektorbereiche 2a und 2b. Wie aus 4 ersichtlich wird, ist insbesondere die Bildauflösung des Abbilds 9 wesentlich niedriger als der Abstand zwischen benachbarten Detektorelementen 30 entlang der Richtung A des Detektors 1 oder die erste Ortsauflösung des Detektors 1.
Insbesondere ist auch die Bildauflösung des Abbilds 9 der in 4 gezeigten Ausführungsform doppelt so groß wie die Bildauflösung des Abbilds 9 aus 3. Eine Folge dessen ist in den 5 und 6 dargestellt. Hierbei entsprechen der Detektor 1 und die zugehörigen Detektorelement-Gruppen aus 5 der Ausführungsform der 3. Außerdem entsprechen der Detektor 1 und die zugehörigen Detektorelement-Gruppen aus 6 der Ausführungsform der 4. Das Röntgenstrahlen-Interferenzmuster 4 weist in den 5 und 6 jedoch einen Phasensprung 5 auf. Wie sofort ersichtlich, reicht die Bildauflösung des Abbilds 9 in 6 aus, die Änderung des Röntgenstrahl-Phasenwerts aufgrund des Phasensprungs 5 zu detektieren. Die Berechnung der Röntgenstrahl-Phasenwerte wird in den Detektorbereichen 2a und 2b in 6 einen unterschiedlichen Wert liefern. Jedoch kann der eine große Detektorbereich 2 der 5 keine Bildauflösung des Abbilds 9 bereit stellen, die hoch genug wäre, die Änderung des Röntgenstrahl-Phasenwerts durch Phasensprung 5 aufzulösen.
Der Vergleich der 3–6 macht deutlich, dass die hohe erste Ortsauflösung entlang der Richtung A des Detektors 1 nur für eine genaue Bestimmung des Röntgenstrahl-Phasenwerts innerhalb eines jeden Detektorbereiches 2a oder 2b benötigt wird. Maßgeblich für eine Bildauflösung des Abbilds 9 sind hingegen die Detektorelement-Gruppen bzw. Gruppensignalwerte, die zur Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts verwendet werden. Diese Berechnung wird nachfolgend anhand von 7 und 8 näher erläutert.
Die 7 und 8 zeigen schematisch wie aus mehreren Gruppensignalwerten 6 ein Röntgenstrahl-Phasenwert berechnet werden kann. In 7 sind drei Gruppensignalwerte 6a, 6b und 6c vorhanden. Den Gruppensignalwerten kann eine Position entlang der Richtung A zugeordnet werden. Dies geschieht zum Beispiel aus der Kenntnis der Position der Detektorelemente einer Detektorelement-Gruppe entlang der Richtung A. Hierzu wird auf 2 verwiesen. Die Gruppensignalwerte 6a–6c sind Messgrößen des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4 entlang der Richtung A. Es ist bekannt, dass das Röntgenstrahl-Interferenzmuster 4 durch eine trigonometrische Funktion, wie etwa eine Sinus- oder Kosinusfunktion, beschrieben wird. Daher ist es möglich, die Gruppensignalwerte 6a, 6b und 6c dazu zu verwenden, um eine Bestimmung der die trigonometrische Funktion beschreibenden Parameter wie Amplitude und Phasenlage durchzuführen.
Die durchgezogene Linie in 7 beschreibt eine trigonometrische Funktion in Form einer Sinusfunktion, die das Röntgenstrahl-Interferenzmuster 4 unter Berücksichtigung der gemessenen Gruppensignalwerte 6a, 6b und 6c beschreibt. Insbesondere ist die Sinusfunktion durch eine Phasenlage bestimmt. Diese Phasenlage kann mit dem Röntgenstrahl-Phasenwert identifiziert werden. Daher kann gemäß dem voranstehenden Verfahren der Röntgenstrahl-Phasenwert aus drei Gruppensignalwerten bestimmt werden.
Es ist anzumerken, dass auch mehr als drei Gruppensignalwerte zur Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts verwendet werden können. Allgemein tendiert die Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts genauer zu werden, je mehr Gruppensignalwerte zur Berechnung verwendet werden und je genauer individuelle Gruppensignalwerte bekannt sind. Vorzugsweise werden gemäß der vorliegenden Erfindung vier Gruppensignalwerte zur Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts wie anhand von 7 erläutert herangezogen.
In 8 beschreiben drei Gruppensignalwerte 6a, 6b und 6c wiederum ein Röntgenstrahlen-Interferenzmuster 4. Dieses Röntgenstrahl-Interferenzmuster ist anhand einer gestrichelten Linie, die eine Sinusfunktion darstellt, dargestellt. Insbesondere ist das Röntgenstrahl-Interferenzmuster gegenüber dem in 7 dargestellten Röntgenstrahl-Interferenzmuster (durchgezogene Linie) durch einen Phasensprung 5 gekennzeichnet. Daher haben die Gruppensignalwerte 6a, 6b und 6c im Vergleich zu 7 unterschiedliche Werte. Auch in 8 kann anhand der Gruppensignalwerte 6a, 6b und 6c ein Phasenwert der Sinusfunktion berechnet werden und daraus der Röntgenstrahl-Phasenwert erhalten werden.
9 zeigt eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung in Bezug auf das Kombinieren von Signalwerten verschiedener Detektorelemente 3a–3n in verschiedenen Detektorbereichen 2a und 2b eines Detektors 1. Gemäß der vorliegenden Erfindung kann es vorteilhaft sein, in einem Detektorbereich 2a des Detektors 1 eine erste Bildauflösung des Abbilds 9a der Röntgenstrahl-Phasenwerte zu erzeugen. In dem Detektorbereich 2a werden zur Bildung der Gruppensignalwerte 6a–6f jeweils die Signalwerte von zwei Detektorelementen kombiniert, etwa von Detektorelement 3a und 3d zur Bildung des Gruppensignalwertes 6a oder von Detektorelement 3h und 3k zur Bildung des Gruppensignalwertes 6e. Da jeweils nur zwei Signalwerte von Detektorelementen zur Bildung eines Gruppensignalwertes kombiniert werden, ist die Bildauflösung des Abbilds 9a in dem Detektorbereich 2a hoch. Insbesondere ist die Bildauflösung des Abbilds 9a in dem Detektorbereich 2a höher als die Bildauflösung des Abbilds 9b in dem Detektorbereich 2b. In dem Detektorbereich 2b werden nämlich zur Bildung eines Gruppensignalwertes 6g–6l drei Signalwerte von Detektorelementen kombiniert, zum Beispiel zur Bildung des Gruppensignalwertes 6g die Signalwerte der Detektorelemente 3m, 3p und 3s.
Gemäß der vorliegenden Erfindung kann es vorteilhaft sein unterschiedliche Anzahl von Signalwerte zur Bildung eines Gruppensignalwertes zu verwenden. Je mehr Signalwerte zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden, desto höher ist der Gruppensignalwert und insbesondere das Signal-zu-Rausch-Verhältnis des entsprechenden Gruppensignalwertes. Die Messung wird effektiv sensitiver. Auf der anderen Seite kann man bei gleichbleibendem Signal-zu-Rausch-Verhältnis die Röntgenstrahlen-Dosis reduzieren. Jedoch sinkt die Bildauflösung des Abbildes 9. Je nach Messaufgabe oder zu untersuchendem Objekt kann es vorteilhaft sein, die Anzahl der kombinierten Signalwerte pro Gruppensignalwert zu variieren, d.h. die Anzahl der zu einer Detektorelement-Gruppe gehörigen Detektorelemente zu variieren.
Insbesondere kann es gemäß der vorliegenden Erfindung vorteilhaft sein, bei einer Messung in unterschiedlichen Bereichen des Detektors eine unterschiedliche Anzahl von Signalwerten zu Gruppensignalwerten kombinieren. Zum Beispiel kann in Randbereichen des Messobjekts 20, wo aufgrund der speziellen Art und Weise des Messobjektes bereits ein hoher Kontrast gegeben ist, eine hohe Bildauflösung des Abbildes 9 erwünscht sein. Wenn der Kontrast aufgrund der starken Veränderung des Objektes 22 in dem Randbereich inhärent gegeben ist, kann es dort von Vorteil sein, die Anzahl der Signalwerte, die zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden, zu reduzieren.
Die 2–6 zeigen Anordnungen von Detektorelementen 3, bei denen die Detektorelemente streng periodisch entlang der Richtung A angeordnet sind. Jedoch ist es gemäß der vorliegenden Erfindung nicht nötig, dass die Detektorelemente 3 streng periodisch entlang der Richtung A angeordnet sind. Ein Fall bei dem die strenge Periodizität der Detektorelemente entlang der Richtung A nicht gegeben ist, wird schematisch in 10 illustriert. Detektorelemente 3a bis 3z sind entlang der Richtung A angeordnet, jedoch variiert der Abstand benachbarter Detektorelemente als Funktion des Ortes entlang der Richtung A. Gemäß der vorliegenden Erfindung muss die Kombination von Signalwerten von Detektorelementen weiterhin so erfolgen, dass diejenigen Signalwerte kombiniert werden, die einer gleichen Phasenlage des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4 entsprechen. Wie aus 5 ersichtlich ist, werden zum Beispiel die Signalwerte der Detektorelemente 3a, 3d und 3n kombiniert. Diese Detektorelemente haben eine Position entlang der Richtung A, die koinzident ist mit den Maxima 4a der Intensitäten des Röntgenstrahl-Interferenzmusters 4. Insbesondere entspricht der Signalwert des Detektorelements 3a dem ersten dargestellten Maximum entlang der Richtung A, die Position des Detektorelementes 3d der Position des zweiten dargestellten Maximums 4a entlang der Richtung A und die Position des Detektorelements 3n der Position des fünften dargestellten Maximums 4a entlang der Richtung A. An den Positionen des dritten und vierten dargestellten Maximums 4a befindet sich kein Detektorelement zur Kombination zu einem Gruppensignalwert mit den Detektorelementen 3a, 3d und 3n herangezogen werden könnte.
Weiterhin ist aus 10 ersichtlich, dass nicht notwendigerweise alle Detektorelemente zur Bildung eines Gruppensignalwertes herangezogen werden müssen. Insbesondere sind die Detektorelemente 3c, 3g, 3i, 3k, 3p, 3r, 3u, 3x und 3y nicht zur Kombination zu einem Gruppensignalwert herangezogen. Diese Detektorelemente weichen in ihrer Position entlang der Richtung A zu sehr von den mit den Gruppensignalwerten 6a–6d assoziierten Positionen bezüglich des Röntgenstrahl-Interferenzmusters 4 ab. Deshalb können sie nicht für die Kombination mit den Gruppensignalwerten 6a–6d verwendet werden.
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist es daher nicht notwendigerweise nötig, dass die verschiedenen Detektorelemente 3a–3z eine feste Periodizität entlang der Richtung A aufweisen. Vielmehr ist es notwendig, dass zum Beispiel herstellungsbedingte Variationen der Periodizität der Detektorelemente entlang der Richtung A bekannt sind und die Positionen der einzelnen Detektorelemente bzw. deren relative Abstände bekannt sind.
11 zeigt ein Flussdiagramm, das ein Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung schematisch bebildert. Das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung beginnt in Schritt 1100. Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann in Schritt 1101 das Festlegen eines Detektorbereichs 2 geschehen. Das Festlegen eines Detektorbereichs 2 kann zum Beispiel wie in 4 bebildert in Bezug auf verschiedene Detektorelement-Gruppen entlang der Richtung A geschehen.
In Schritt 1102 erfolgt das Erfassen der Signalwerte. Das Erfassen der Signalwerte geht einher mit einer Beleuchtung des Objekts 22 mit in einer Röntgenstrahlen-Quelle 20 erzeugten Röntgenstrahlen. Insbesondere wird das Objekt 22 für eine Messzeitdauer mit Röntgenstrahlen beleuchtet. Die Messzeitdauer und die Amplitude der Röntgenstrahlen, die zur Beleuchtung des Objektes 22 verwendet werden, definiert eine Röntgenstrahlen-Dosis.
In Schritt 1103 erfolgt das Kombinieren von Signalwerten in den verschiedenen Detektorbereichen. Das Kombinieren von Signalwerten kann in einem Kombinationselement gemäß der vorliegenden Erfindung stattfinden. Aus den kombinierten Signalwerten werden Gruppensignalwerte errechnet. Das Kombinieren der Signalwerte kann in einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung aus Summation verschiedener Signalwerte bestehen. Weitere Möglichkeiten der Kombination von Signalwerten zu Gruppensignalwerten wären zum Beispiel Multiplikation, Division oder gewichtete Addition.
In Schritt 1104 erfolgt basierend auf den in Schritt 1103 gebildeten Gruppensignalwerten die Berechnung eines Abbildes des Röntgenstrahl-Phasenwerts. Dessen Berechnung kann in einer Bildrecheneinheit gemäß der vorliegenden Erfindung geschehen. Zur Berechnung eines Röntgenstrahl-Phasenwerts werden typischerweise mindestens drei, vorzugsweise mindestens vier verschiedene Gruppensignalwerte, die in Schritt 1103 aus verschiedenen Signalwerten kombiniert wurden, benötigt. Das Berechnen des Röntgenstrahl-Phasenwerts kann wie in Bezug auf 3 beschrieben erfolgen.
Sobald in Schritt 1104 das Abbild des Röntgenstrahl-Phasenwerts berechnet wurde, findet das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung in Schritt 1105 sein Ende. Das Abbild des Röntgenstrahl-Phasenwerts wird einem Benutzer bereit gestellt.
Wie voranstehend erläutert ist zur Erstellung des Abbilds des Röntgenstrahl-Phasenwerts nur eine einzelne Belichtung des Messobjekts nötig. Insbesondere ist keine mechanische Verschiebung von Komponenten während verschiedenen Messphasen notwendig. Das verkürzt die Messzeit vorteilhafterweise und erlaubt einen besonders effizienten Betrieb eines Röntgendetektors gemäß dem diskutierten Verfahren.
In 12 ist eine weitere Ausführungsform eines Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung dargestellt. 12 illustriert insbesondere Kriterien zur Festlegung des Detektorelement-Auswerteabstands und Kriterien zur Auswahl der Detektorelemente, die zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden bzw. Kriterien zur Bildung von Detektorelement-Gruppen. Das Verfahren gemäß 12 beginnt bei Schritt 1200. Zunächst wird in einem Schritt 1201 der Detektorelement-Auswerteabstand festgelegt. Der Detektorelement-Auswerteabstand ist der Abstand zwischen benachbarten Detektorelementen deren Signalwerte zur Bildung eines Gruppensignalwertes kombiniert werden.
In Schritt 1202 wird überprüft, ob der Detektorelement-Auswerteabstand, wie er in Schritt 1201 festgelegt wurde, kommensurabel zur Signalperiodizität ist. Hierbei bedeutet kommensurabel, dass die verschiedenen Detektorelemente, deren Signalwerte zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden, derart entlang der Richtung A derart angeordnet sind, dass an ihren Positionen das Röntgenstrahl-Interferenzmuster 4 gleiche Phasenlagen aufweist. Werden nämlich Signalwerte von Detektorelementen kombiniert, die unterschiedlichen Phasenlagen des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters entsprechen, so ist der erhaltene Gruppensignalwert nicht repräsentativ für den Signalwert des Röntgenstrahl-Interferenzmusters an einer bestimmten Phasenlage. Basierend auf solchen falschen Gruppensignalwerten kann kein Abbild des Röntgenstrahl-Phasenwerts berechnet werden.
Die Überprüfung in Schritt 1202, ob der Detektorelement-Auswerteabstand tatsächlich kommensurabel zur Signalperiodizität ist, kann auf verschiedene Arten und Weisen erfolgen. Einerseits kann aus den gegebenen Parametern der gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung die Signalperiodizität berechnet werden. Die berechnete Signalperiodizität kann unter Kenntnis des Abstandes benachbarter Detektorelemente mit dem Detektorelement-Auswerteabstand verglichen werden. Parameter, die zur Berechnung der Signalperiodizität einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung notwendig sind, sind zum Beispiel: Art der Röntgenstrahlen-Quelle, Art und Periodizität des Quellengitters 21, Art und Periodizität des Phasengitters 23, Abstand des Phasengitters 23 zur Detektorebene 7.
Weiterhin kann aber auch, zum Beispiel bei Unkenntnis einer oder mehrerer der voranstehenden Parameter, eine messtechnische Überprüfung im Rahmen einer Referenzmessung erfolgen, die in Schritt 1202 messtechnisch zeigt, ob der Detektorelement-Auswerteabstand kommensurabel zur Signalperiodizität ist. Im Rahmen einer Referenzmessung, die vorzugsweise ohne Messobjekt 22 im Strahlengang der Röntgenstrahlen stattfindet, kann eine testweise Bildung von Gruppensignalwerten erfolgen. Ist der Detektorelement-Auswerteabstand tatsächlich kommensurabel zur Signalperiodizität, so ist zu erwarten, dass jeweils einzelne Gruppensignalwerte minimale oder maximale Werte aufweisen. Dies ist der Fall, da bei Kommensurabilität die Detektorelemente deren Signalwerte zur Bildung der entsprechenden Gruppensignalwerte herangezogen werden, an Positionen maximaler oder minimaler Intensität des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters 4 angeordnet sind.
Ist hingegen der Detektorelement-Auswerteabstand nicht kommensurabel zur Signalperiodizität, so wird erwartet, dass verschiedene Gruppensignalwerte keine stark unterschiedlichen Werte aufweisen. Dies ist der Fall, da bei fehlender Kommensurabilität die verschiedenen Detektorelemente, deren Signalwerte zur Bildung eines Gruppensignalwertes kombiniert werden, nicht alle genau in einem Minimum 4b oder Maximum 4a des Röntgenstrahl-Interferenzmusters 4 angeordnet sein können. In anderen Worten: zur Überprüfung der richtigen Wahl des Detektorelement-Auswerteabstand in Bezug auf die Signalperiodizität kann im Rahmen einer Referenzmessung eine Maximierung oder Minimierung einzelner Gruppensignalwerte erfolgen.
Ist in Schritt 1202 festgestellt, dass der Detektorelement-Auswerteabstand kommensurabel zur Signalperiodizität ist, kann weiterhin in Schritt 1203 das Bilden von Gruppen basierend auf dem zuvor festgestellten Detektorelement-Auswerteabstand erfolgen. Das Bilden von Gruppen beinhaltet typischerweise die Festlegung von Detektorelementen, deren Signalwerte zur Bildung eines einzelnen Gruppensignalwertes hinzugezogen werden. Hingegen ist die Anzahl der Gruppensignalwerte, die zur Berechnung eines einzelnen Röntgenstrahl-Phasenwertes (wie zum Beispiel in Bezug auf 3 erläutert) benötigt werden, bereits durch die Wahl des Detektorelement-Auswerteabstands und durch den Abstand bzw. die Anordnung benachbarter Detektorelemente in Schritt 1202 festgelegt.
Ist in Schritt 1203 die Gruppierung von Detektorelementen zur Kombination zu Gruppensignalwerten erfolgt, kann in Schritt 1204 eine Überprüfung erfolgen, ob, basierend auf dieser Gruppierung, die Ortsauflösung des Abbildes zu hoch ist. Zum Beispiel kann es erwünscht sein, dass die Ortsauflösung des Abbildes einen Wert nicht überschreitet, der assoziiert wird mit einer bestimmten Anzahl von Pixeln des Abbildes des Röntgenstrahl-Phasenwerts.
Ist die Ortsauflösung in Schritt 1204 als zu hoch identifiziert, kann in Schritt 1207 ein weiteres Detektorelement 3 zur jeweiligen Kombination zu einem Gruppensignalwert 6 hinzugefügt werden. Durch das Hinzufügen eines weiteren Detektorelementes 3 in eine Detektorelement-Gruppe, verringert sich gleichzeitig die Bildauflösung des Abbilds 9. Die Überprüfung in Schritt 1204 findet so lange statt bis festgestellt wird, dass die Ortsauflösung des Abbildes nicht mehr zu hoch ist.
Dann folgt in Schritt 1205 die Überprüfung, ob die Sensitivität der Messung zu klein ist. Die Sensitivität der Messung wird maßgeblich auch von dem Parameter der Anzahl der Detektorelemente, deren Signalwerte zu einem Gruppensignalwert 6 kombiniert werden, bestimmt. Werden mehr Signalwerte zu einem Gruppensignalwert kombiniert, so steigt der Wert des entsprechenden Gruppensignalwertes. Gleichzeitig nimmt das Signalzu-Rausch-Verhältnis bzw. die effektive Sensitivität zu. Wird also in Schritt 1205 festgestellt, dass die Sensitivität zu klein ist, kann in Schritt 1207 ein Detektorelement zur Gruppe der Detektorelemente deren Signalwerte zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden hinzugefügt werden. In Schritt 1204 wird die Überprüfung, ob die Ortsauflösung zu hoch ist, anschließend ergeben, dass die Ortsauflösung nicht zu hoch ist, da sie zuvor weiter verringert wurde. Dementsprechend wird in Schritt 1205 erneut überprüft werden, ob die Sensitivität weiterhin zu klein ist. Die Schritte 1205 und 1207 werden demnach so lange ausgeführt, bis in Schritt 1205 festgestellt wird, dass die Sensitivität der Messung aufgrund einer genügend hohen Anzahl von Detektorelementen, deren Signalwert zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden, ausreichend ist.
Entsprechend der Überprüfung gemäß Schritt 1205, ob die Sensitivität zu klein ist, kann in Schritt 1206 eine Prüfung erfolgen, ob die Röntgenstrahldosis zum Beispiel in Bezug auf einen Grenzwert zu hoch ist. Wird in Schritt 1206 festgestellt, dass die Röntgenstrahldosis zu hoch ist, kann ein weiteres Detektorelement zur Gruppe der Detektorelemente hinzugefügt werden, deren Signalwerte zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden. Gemäß der voranstehenden Beschreibung in Bezug auf Schritt 1204 und 1205 erfolgt diese Überprüfung so lange bis in Schritt 1206 erfolgreich festgestellt wird, dass die Dosis nicht zu hoch ist.
Anschließend werden die Schritte 1208, 1209 und 1210 durchgeführt, die den Schritten 1102, 1103 und 1104 entsprechen, die in Bezug auf 11 voranstehend erläutert wurden. Das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung findet anschließend in Schritt 1210 sein Ende.
13 zeigt eine schematische Darstellung einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung. Eine Röntgenstrahlen-Quelle 20 und ein Objekt 22 sind in Bezug auf einen Detektor 1 angeordnet. Der Detektor 1 umfasst ein Phasengitter 23. Die Parameter des Phasengitters 23, wie etwa die sowie genaue Anordnung im Detektor als auch die Gitterperiodizität des Phasengitters 23a, sind einem Bedienelement 26 des Detektors 1 bekannt. Das Bedienelement 26 erlaubt die Interaktion mit einem Benutzer, sowie die Steuerung von Kombinationselement 24, Gruppierglied 25 und Bildrecheneinheit 27. Kombinationselement 24 kombiniert die Signalwerte von einzelnen Detektorelementen 3. Das Kombinieren von Signalwerten von Detektorelementen 3 einer Detektorelement-Gruppe erfolgt gemäß der voranstehenden Erläuterungen und kann durch Gruppierglied 25 beeinflusst werden.
Gruppierglied 25 kann auf Maßgabe von Bedienelement 26 hin die Anzahl der Detektorelemente, deren Signalwerte zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden, bestimmen oder auch den Detektor-Auswerteabstand gemäß der Maßgabe der Gitterperiodizität 23a des Phasengitters 23 festlegen. Die in Kombinationselement 24 gebildeten Gruppensignalwerte werden an Bildrecheneinheit 27 weitergegeben. Bildrecheneinheit 27 berechnet aus den Gruppensignalwerten ein Abbild des Röntgenstrahl-Phasenwerts wie in Bezug auf 3 erläutert und gibt dieses Abbild weiter an eine nicht im Detektor befindliche Einheit.
Insbesondere ist es gemäß der vorliegenden Erfindung möglich, ein Verfahren bereitzustellen, dass es einem Benutzer erlaubt, zum Beispiel via Bedienelement 26 zu bewirken, dass der Röntgendetektor 1 ein Abbild erzeugt, das nicht den Röntgenstrahl-Phasenwert abbildet wie voranstehend beschrieben, sondern zum Beispiel einen Röntgenstrahl-Absorptionswert herkömmlicher Röntgenstrahl-Absorptionsbildgebung abbildet. Dazu ist es zum Beispiel notwendig, das Phasengitter 23 aus dem Bereich im Strahlengang der Röntgenstrahlen vor den Detektorelementen 3 zu entfernen und via Gruppierglied 25 die Detektorelement-Gruppe zu ändern. In Bezug auf 9 und 10 wird nachfolgend näher erläutert, wie das Umschalten zwischen einem ersten Betriebsmodus, der eine Erzeugung eines Abbildes des Röntgenstrahl-Phasenwerts gemäß einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung der vorliegenden Erfindung ermöglicht, und einem zweiten Betriebsmodus, der das Erzeugen eines Abbildes eines Röntgenstrahlen-Absorptionswertes gemäß einer herkömmlichen Absorptions-Röntgenvorrichtung ermöglicht, näher erläutert.
Während die in Bezug auf 13 diskutieren Elemente, wie Bedienelement 26, Bildrecheneinheit 27, Kombinationselement 24 oder Gruppierglied 25 als separate Einheiten diskutiert wurden, ist es dennoch möglich, dass in einer Ausführungsform einzelne dieser Einheiten bzw. deren Funktion kombiniert werden, zum Beispiel in Form einer einzelnen Einheit. Einzelne Komponenten können weiterhin zum Beispiel als Hardware oder Software oder als eine Kombination daraus implementiert werden und in einem oder mehreren Bauteilen zusammen oder getrennt ausgeführt werden.
In 14 wird eine Möglichkeit der Gruppierung von Detektorelementen zur Bildung von Gruppensignalwerten in dem zweiten Betriebsmodus illustriert: in der herkömmlichen Absorptions-Röntgenbildgebung weist das zu detektierende Röntgensignal in der Detektorebene anders als in der Phasenkontrast-Röntgenbildgebung keine Periodizität entlang der Richtung A auf. Deshalb ist es nicht zielführend zur Absorptions-Röntgenbildgebung eine Kombination von zu Detektorelementen zugehörigen Signalwerten wie zum Beispiel anhand von 2 beschrieben durchzuführen.
Wird hingegen ein Röntgendetektor gemäß der vorliegenden Erfindung mit einer sehr geringen Abmessung der Detektorelemente entlang der Richtung A bzw. einer sehr hohen Ortsauflösung betrieben, so reicht die Sensitivität der einzelnen Detektorelemente typischerweise auch nicht zur Absorptions-Röntgenbildgebung aus. Deshalb kann es auch in dem zweiten Betriebsmodus notwendig sein, Signalwerte von Detektorelementen entlang der Richtung A zu Gruppensignalwerten 6a–6c zu kombinieren. Wie aus 14 ersichtlich ist, geschieht dies gemäß der vorliegenden Erfindung vorzugsweise derart, dass die Signalwerte benachbarter Detektorelemente, zum Beispiel der Detektorelemente 3a und 3b, zur Kombination zu einem Gruppensignalwert herangezogen werden. Die Anzahl der Detektorelemente, deren Signalwert zu Gruppensignalwerten 6a–6c kombiniert werden, kann unterschiedliche Werte, in 14 zum Beispiel fünf, annehmen. Zum Beispiel werden in 14 die Signalwerte der Detektorelemente 3a, 3b, 3c, 3d und 3e zu Gruppensignalwert 6a kombiniert.
Die Anzahl der Detektorelemente 3, deren Signalwerte zu Gruppensignalwerten 6 kombiniert werden, bestimmt maßgeblich sowohl die Sensitivität der Absorptions-Röntgenbildgebung, als auch die Ortsauflösung 9 des Abbilds. Werden zum Beispiel mehr Detektorelemente gruppiert und deren Signalwert zu Gruppensignalwerten kombiniert, so sinkt die Ortsauflösung 9 des Abbildes, gleichzeitig steigt aber die effektive Sensitivität der Messung, da der Wert der einzelnen Gruppensignalwerte höher ausfällt. Natürlich bleibt die Sensitivität einzelner Detektorelemente gleich. Bei gleichbleibendem Signal-zu-Rausch-Verhältnis kann das zu einer Verringerung der benötigten Röntgenstrahlen-Signaldosis führen. Je nach Messaufgabe, kann es demnach vorteilhaft sein, die Anzahl der Detektorelemente, deren Signalwert zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden, zu variieren.
Im Bezug auf 15 wird ein Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung beschrieben, bei dem es insbesondere möglich ist, den Betriebsmodus zwischen einem ersten Betriebsmodus, der gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenbildgebung entsprechend, und einem zweiten Betriebsmodus, der herkömmlichen Absorptions-Röntgenbildgebung, umzuschalten. Das Verfahren beginnt bei Schritt 1500. Zunächst wird in Schritt 1501 festgestellt, ob ein Wechsel des Betriebsmodus durch den Benutzer erwünscht ist. Ein solcher Wechsel des Betriebsmodus kann zum Beispiel durch ein Bedienelement 26, wie in Verbindung mit 13 dargestellt, erfolgen. Wird der Wechsel des Betriebsmodus nicht erwünscht, kann der Betrieb gemäß des ersten oder des zweiten Betriebsmodus in Schritt 1505 fortgesetzt werden. Das Verfahren endet in Schritt 1506.
Wir hingegen in Schritt 1501 ein Wechsel des Betriebsmodus zum Beispiel durch den Benutzer erwünscht, so wird in Schritt 1502 das Phasengitter entweder in den Strahlengang der Röntgenstrahlen eingebracht oder entfernt. Wird zum Beispiel der Wechsel des Betriebsmodus vom ersten in den zweiten Betriebsmodus erwünscht, das heißt der Übergang von gitterbasierter Phasenkontrast-Röntgenbildgebung zu herkömmlicher Absorptions-Röntgenbildgebung, so wird das Phasengitter 23 aus dem Strahlengang entfernt. Entsprechend wird das Phasengitter 23 in den Strahlengang der Röntgenstrahlen eingebracht, wenn ein Wechsel vom zweiten in den ersten Betriebsmodus im Schritt 1501 erwünscht ist.
Anschließend wird in Schritt 1503 eine Neugruppierung der Detektorelemente durchgeführt. Da sich die Gruppierung der Detektorelemente in dem ersten Betriebsmodus und dem zweiten Betriebsmodus stark voneinander unterscheiden (wie in Bezug auf die 2 und 9 dargestellt), ist es im Schritt 1503 erforderlich, die Gruppierung der Detektorelemente zur späteren Kombination deren Signalwerte zu Gruppensignalwerten anzupassen. Zum Beispiel kann die Gruppierung der Detektorelemente durch ein Gruppierglied 25 des Röntgendetektors 1 wie in Bezug auf 13 beschrieben erfolgen.
Während es typischerweise in dem ersten Betriebsmodus vorteilhaft sein kann, wenn benachbarte Detektorelemente entlang der Richtung A nicht zu einer Gruppe gehören, das heißt, dass die Signalwerte benachbarter Detektorelemente nicht zu einem Gruppensignalwert kombiniert werden, kann es im zweiten Betriebsmodus hingegen vorteilhaft sein, wenn die Signalwerte benachbarter Detektorelemente zu ein und demselben Gruppensignalwert kombiniert werden. Die verschiedenen Aspekte der Gruppierung wie Signaldosis, Signalsensitivität und Ortsauflösung des Abbildes wurden ausführlich mit Bezug auf die voranstehenden Figuren erläutert.
In Schritt 1504 erfolgt die Überprüfung, ob die Detektorelementgruppierung erfolgreich war. Zum Beispiel kann die Überprüfung gemäß Schritt 1504 eine Überprüfung der Kommensurabilität des Detektorelement-Auswerteabstandes wie in Bezug auf 12, Schritt 1202 ausführlich diskutiert, beinhalten. Weiterhin kann die Überprüfung gemäß Schritt 1504 in Bezug auf den zweiten Betriebsmodus (Absorptions-Röntgenbildgebung) eine Überprüfung der erhaltenen Bildauflösung 9 des Abbildes der Absorptionswerte der Röntgenstrahlen beinhalten. Ist die Überprüfung der Detektorelementgruppierung im Schritt 1504 nicht erfolgreich, so kann eine Neugruppierung in Schritt 1503 erfolgen. Dies geschieht so lange, bis die Überprüfung des Schritts 1504 erfolgreich ist. Dann kann das Verfahren gemäß der gegenwärtig diskutierten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung mit Schritt 1505 weitergeführt werden. Der Betrieb der Röntgenvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung erfolgt dann gemäß dem ersten oder dem zweiten Betriebsmodus. Das Verfahren kommt in Schritt 1506 zu seinem Ende.
Obwohl die Erfindung im Detail durch die bevorzugten Ausführungsbeispiele näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.
Bezugszeichenliste

1: Detektor
2: Detektorbereich
3: Detektorelement
4: Röntgenstrahlen-Interferenzmuster
4a: Maximum des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters
4b: Minimum des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters
4c: Periodizität des Röntgenstrahlen-Interferenzmusters
5: Phasensprung
6: Gruppensignalwert
7: Detektorebene
8: Detektorelement-Auswerteabstand
9: Bildauflösung des Abbilds
A: Richtung der Signalperiodizität
B: Richtung senkrecht zur Signalperiodizität
20: Röntgenstrahlen-Quelle
21: Quellengitter
22: Objekt
23: Phasengitter
23a: Gitterperiodizität
24: Kombinationselement
25: Gruppierglied
26: Bedienelement
27: Bildrecheneinheit
30: Detektorelementabstand entlang der Richtung A
31: Detektorelementgröße entlang der Richtung A
32: Detektorelementgröße entlang der Richtung B

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

EP 1879020 A1 [0003]

Claims

Röntgendetektor (1) einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung, der aufweist: – Detektorelemente (3) zur Aufnahme von zu einem Röntgensignal zugehörigen Signalwerten, wobei die Detektorelemente (3) in einer Detektorebene (7) flächig angeordnet sind und in der Detektorebene (7) in einer ersten Richtung (A) eine erste Ortsauflösung bereitstellen und in einer, zur ersten Richtung (A) orthogonalen, zweiten Richtung (3) eine zweite Ortsauflösung bereitstellen, – ein Kombinationselement (24) zum Kombinieren der Signalwerte von Detektorelementen (3), die zu einer von mindestens zwei Detektorelement-Gruppen gehören, zu einem Gruppensignalwert (6), wobei jeder Detektorelement-Gruppe mindestens zwei Detektorelemente (3) entlang der ersten Richtung (A) zugehörig sind, – eine Bildrecheneinheit (27) zum Berechnen eines ortsaufgelösten Abbilds eines Röntgenstrahl-Phasenwerts, wobei die Bildrecheneinheit aus jeweils mindestens drei Gruppensignalwerten (6) einen Röntgenstrahl-Phasenwert berechnet.
Röntgendetektor nach Anspruch 1, wobei der Röntgendetektor (1) ein Phasengitter (23) umfasst, welches im Strahlengang der Röntgenstrahlen vor der Detektorebene (7) angeordnet ist und eine Periodizität entlang der ersten Richtung aufweist.
Röntgendetektor nach Anspruch 2, wobei das Kombinationselement (24) die Signalwerte von Detektorelementen (3) einer Detektorelement-Gruppe kombiniert, die basierend auf mindestens dem Kriterium einer Gitterperiodizität (23a) des Phasengitters (23) gruppiert sind.
Röntgendetektor nach einem der Ansprüche 2 oder 3, wobei das Kombinationselement (24) die Signalwerte von Detektorelementen (3) einer Detektorelement-Gruppe kombiniert, welche einen Abstand haben, der gleich der Hälfte der Periodizität (23a) des Phasengitters (23) ist.
Röntgendetektor nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei die Bildrecheneinheit (27) zum Berechnen des Röntgenstrahl-Phasenwerts den mindestens drei Gruppensignalwerten (6) einen relativen Abstand zueinander zuordnet und eine, durch den Röntgenstrahl-Phasenwert beschriebene, trigonometrische Funktion berechnet, die den Gruppensignalwert als Funktion des relativen Abstandes und damit den Röntgenstrahl-Phasenwert beschreibt.
Röntgendetektor nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei die Bildrecheneinheit (27) das ortsaufgelöste Abbild derart berechnet, dass es eine Bildauflösung (9) entlang der ersten Richtung (A) besitzt, die niedriger als die erste Ortsauflösung ist.
Röntgendetektor nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei das Kombinationselement die Signalwerte von Detektorelementen (3) einer Detektorelement-Gruppe kombiniert, bei denen ein als Abstand von zwei zueinander nächstgelegenen Detektorelementen (3) derselben Detektorelement-Gruppe entlang der ersten Richtung (A) definierte Detektorelement-Auswerteabstand (8) gleich einem ganzzahligen Vielfachen einer örtlichen Periodizität (4c) des Röntgensignals ist.
Röntgendetektor nach Anspruch 7, wobei der Detektorelement-Auswerteabstand größer als die erste Ortsauflösung ist.
Röntgendetektor nach Anspruch 7 oder 8, wobei der Abstand zweier benachbarter Detektorelemente (3) entlang der ersten Richtung gleich einem ganzzahligen Bruchteil der örtlichen Periodizität (4c) des Röntgensignals ist.
Röntgendetektor nach einem der Ansprüche 7 bis 9, wobei der Detektorelement-Auswerteabstand (8) gleich der örtlichen Periodizität (24c) des Röntgensignals ist.
Röntgendetektor nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei das Kombinationselement (24) derart die Signalwerte von Detektorelementen (3) kombiniert, dass benachbarte Detektorelemente (3) zu unterschiedlichen Detektorelement-Gruppen gehören.
Röntgendetektor nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei das Kombinationselement (24) die Signalwerte von Detektorelementen (3) summiert.
Röntgendetektor nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei das Kombinationselement (24) nur die Signalwerte von Detektorelementen (3) kombiniert, die entlang der ersten Richtung (A) angeordnet sind.
Röntgendetektor nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei die erste Ortsauflösung höher als die zweite Ortsauflösung ist.
Röntgendetektor nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei die erste Ortsauflösung Merkmale bis 10 µm aufzulösen vermag, vorzugsweise Merkmale bis 1 µm.
Röntgendetektor nach einem der voranstehenden Ansprüche, weiterhin umfassend: ein Gruppierglied, welches die Anzahl der Detektorelemente (3), die zu einer Detektorelement-Gruppe gehören, basierend auf mindestens einem der folgenden Kriterien bestimmt: Bildauflösung des Abbilds (9), Signalintensität, Dauer zum Erstellen des Abbilds.
Röntgendetektor nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei das ortsaufgelöste Abbild des Röntgenstrahl-Phasenwerts durch die Bildrecheneinheit aus einer einzelnen Messung berechnet wird.
Röntgendetektor nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei der Röntgendetektor (1) ein CCD oder ein CMOS Detektor ist und wobei die Detektorelemente (3) die Pixel des CDD oder CMOS Sensors sind.
Röntgendetektor nach einem der Ansprüche 2–4, wobei die Periodizität des Phasengitters mindestens um einen Faktor sechs größer ist als gemäß der ersten Ortsauflösung aufgelöste Merkmale.
Verfahren zum Betreiben einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung und zum Auswerten von zu einem Röntgensignal zugehörigen Signalwerten aus in einer Detektorebene flächig angeordneten Detektorelementen (3) eines Röntgendetektors (1), die Schritte umfassend: – Erfassen (1102, 1208) der Signalwerte in jedem Detektorelement, – Kombinieren (1103, 1209) der Signalwerte von Detektorelementen die jeweils einer von mindestens zwei Detektorelement-Gruppen zugehörig sind zu Gruppensignalwerten, wobei die Detektorelement-Gruppen entlang einer örtlichen Periodizität des Röntgensignals, die eine erste Richtung (A) definiert, angeordnet sind, so dass jeder Gruppe mindestens zwei Detektorelemente (3) zugehörig sind, wobei der Abstand nächstliegender Detektorelemente (3) einer Detektorelement-Gruppe einen Detektorelement-Auswerteabstand (8) definiert, der größer als der Abstand benachbarter Detektorelemente in der ersten Richtung (A) ist, – Berechnen (1104, 1210) eines Abbildes eines Röntgenstrahl-Phasenwerts, wobei aus mindestens drei Gruppensignalwerten ein Röntgenstrahl-Phasenwert berechnet wird.
Verfahren nach Anspruch 20, wobei zur Berechnung des Röntgenstrahl-Phasenwerts den mindestens drei Gruppensignalwerten (6) ein relativen Abstand zueinander zugeordnet wird und eine, durch den Röntgenstrahl-Phasenwert beschriebene, trigonometrische Funktion berechnet wird, die den Gruppensignalwert (6) als Funktion des relativen Abstandes und damit den Röntgenstrahl-Phasenwert beschreibt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 20 oder 21, weiterhin den Schritt umfassend: Festlegen des Detektorelement-Auswerteabstandes (8) basierend auf der örtlichen Periodizität (4c) des Röntgensignals.
Verfahren nach einem der Ansprüche 20–22, weiterhin den Schritt umfassend: Festlegen (1203) der zu einer Gruppe gehörigen Detektorelemente.
Verfahren nach einem der Ansprüche 20–23, wobei der Detektorelement-Auswerteabstand (8) gleich der örtlichen Periodizität des Röntgensignals ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 20–24, wobei das Kombinieren der Signalwerte aus Summation der Signalwerte besteht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 20–25, wobei der Detektorelement-Auswerteabstand (8) anhand einer Referenzmessung festgelegt wird.
Verfahren nach Anspruch 26, wobei in der Referenzmessung Gruppensignalwerte (6) als Funktion des Detektorelement-Auswerteabstandes (8) minimiert oder maximiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 20–27, wobei die Zugehörigkeit der Detektorelemente (3) zu Detektorelement-Gruppen oder der Detektorelement-Auswerteabstand fest vorgegeben ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 20–28, wobei die Anzahl der zu einer Gruppe gehörigen Detektorelemente gemäß mindestens einem der folgenden Kriterien festgelegt wird: Bildauflösung des ortsaufgelösten Abbilds (9), Signalintensität, Dauer bis zum Berechnen des ortsaufgelösten Abbilds, Gitterperiodizität (23a) eines Phasengitters (23), welches im Strahlengang der Röntgenstrahlen vor dem Detektor angeordnet ist, Abstand des Phasengitters (23) der Detektorebene (7).
Verfahren zum Betreiben einer Röntgenvorrichtung mit einem Röntgendetektor (1), der in einer Detektorebene (7) flächig angeordnete und gruppierte Detektorelemente (3) beinhaltet, umfassend einen – ersten Betriebsmodus, zum Betreiben der Röntgenvorrichtung als gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung gemäß Ansprüchen 21–29, – zweiten Betriebsmodus, zum Betreiben der Röntgenvorrichtung als Absorptions-Röntgenvorrichtung.
Verfahren nach Anspruch 30, wobei der zweite Betriebsmodus die Schritte umfasst: – Erfassen der Signalwerte in jedem Detektorelement, – Kombinieren der Signalwerte von gruppierten und zueinander benachbarten Detektorelementen entlang einer ersten Richtung in der Detektorebene zu Gruppensignalwerten, – Berechnen eines ortsaufgelösten Abbilds eines Röntgenstrahlen-Absorptionswerts, wobei aus jeweils einem Gruppensignalwert ein Röntgenstrahlen-Absorptionswert berechnet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 30 oder 31, wobei die Anzahl von kombinierten Signalwerten basierend auf einem der folgenden Kriterien festgelegt wird: Bildauflösung des ortsaufgelösten Abbilds, Amplitude des Röntgensignals, Dauer zum Erstellen des Abbilds.
Verfahren nach einem der Ansprüche 30–32, wobei die Bildauflösung des Abbilds kleiner ist als eine Ortsauflösung des Detektors in der ersten Richtung.
Verfahren nach einem der Ansprüche 30–33, weiterhin umfassend: einen Gruppierschritt (1203), zum Gruppieren der Detektorelemente zum späteren Kombinieren gemäß erstem oder zweitem Betriebsmodus.
Verfahren nach Anspruch 34, wobei der Gruppierschritt (1203) zum Gruppieren der Detektorelemente gemäß erstem Betriebsmodus eine örtliche Periodizität des Röntgensignals aus mindestens einem der folgenden Parameter bestimmt: Periodizität (23a) eines Phasengitters (23), welches im Strahlengang der Röntgenstrahlen zwischen einer Röntgenstrahlenquelle (20) und Detektorebene (7) angeordnet ist, Abstand des Phasengitters (23) zur Detektorebene (7), Maximierung eines Signalwertes in einer Referenzmessung, Minimierung eines Signalwertes in einer Referenzmessung.