Entwicklung und Realisierung eines optischen Computertomographen

Entwicklung und Realisierung eines optischen Computertomographen Diplomarbeit Fachhochschule Gießen-Friedberg Fachbereich Krankenhaus- und Medizintechnik, Umwelt- und Biotechnologie Studiengang Medizintechnik angefertigt von Maximilian Völker am Institut für medizinische Physik und Strahlenschutz Referent: Prof. Dr. rer. nat. K. Zink Korreferent: Dipl. Ing. (FH) B. Keil Gießen, 01.02.2008

Inhaltsverzeichnis 2 Inhaltsverzeichnis 1 Einleitung... 3 2 Theorie... 5 2.1 Optik und Abbildungsfehler... 5 2.1.1 Abbildungen an Linsen... 5 2.1.2 Lichtstreuung und Absorption... 9 2.2 Optische Tomographie... 11 3 Material und Methoden... 13 3.1 Messaufbau und Beschreibung der verwendeten Einzelkomponenten... 13 3.1.1 Erzeugung und Leitung des Lichtes zum Objekt... 15 3.1.2 Objektpositionierung und Bewegung... 17 3.1.3 Detektion des Lichtes... 18 3.1.4 Kalibrier- und Messphantome... 20 3.2 Software, Programmierung und Programmablauf... 21 3.2.1 Allgemein/Aufbau... 21 3.2.2 Normierung... 26 3.2.3 Berechnung der Projektionsprofile... 27 3.2.4 Kalibrierung des Messaufbaus... 28 3.2.5 Bildbearbeitungsmöglichkeiten... 34 3.2.6 Bildrekonstruktion... 36 4 Ergebnisse und Diskussion... 39 4.1 Analyse des Messsystems und seiner Fehlerquellen... 39 4.1.1 Modell Strahlengang... 39 4.1.2 Evaluierung der Lichtdetektion... 42 4.1.3 Evaluierung der Lichtquelle und der Lichtleitung... 48 4.2 Analyse der Methoden... 52 4.2.1 Normierung und Kalibrierung... 52 4.2.2 Bildrekonstruktion... 63 4.3 Messergebnisse... 69 5 Zusammenfassung und Ausblick... 78 Anhang... 81 Abbildungsverzeichnis... 85 Literaturverzeichnis... 87 Eidesstattliche Erklärung... 88

1 Einleitung 3 1 Einleitung Die optische Tomographie hat in den letzten Jahren zunehmend an Bedeutung für die Forschung und Entwicklung gewonnen. Gründe dafür sind die ständige Verbesserung der Detektionssysteme für sichtbares und nahes infrarotes Licht sowie die Weiterentwicklung der Bildverarbeitungsalgorithmen von diffusem Licht. Es existieren mittlerweile hochempfindliche CCD- und CMOS-Chips, welche die Detektion von sehr geringen Lichtsignalen, die auch durch dünnes Gewebe dringen, ermöglichen. Besonders für die Forschung an Kleintieren existieren unterschiedliche tomographische Prototypen. Für die Medizin werden diese optischen Computertomographen interessant, weil sich dadurch zusätzliche diagnostische Informationen gewinnen lassen. Es ist zum Beispiel möglich durch spezifische fluoreszierende Marker (aus der Fluoreszenzmikroskopie) diagnostisch relevante Bereiche im Schnittbild zu betonen. Dies kann beispielsweise für die Verlaufskontrolle bei einer Tumortherapie interessant sein, da hier anders als bei konventionellen bildgebenden Systemen molekülspezifische Marker existieren. Diese erlauben eine frühere Diagnostik von Veränderungen, als zum Beispiel gewebespezifische Kontrastmittel in der Computertomographie. Außerdem ist die eingesetzte Strahlung sowohl für den Anwender als auch für das Untersuchungsobjekt im Gegensatz zur ionisierenden Strahlung der konventionellen Computertomographen ungefährlich. Durch die damit verbunden geringe Energie der Lichtstrahlung hingegen treten eine hohe Absorption und Streuung des Lichtes im Messobjekt auf. Daher ist die Eindringtiefe begrenzt und es müssen besondere technische Maßnahmen ergriffen werden, um die entstehende Streustrahlung unter Kontrolle zu bekommen. Grundsätzlich kann man hier zwei Ansätze zur Lösung dieses Problems unterscheiden: Im ersten Ansatz konzentriert man sich darauf, die Streustrahlung zu identifizieren und zu eliminieren. Sofern dies gelingt können die Projektionsaufnahmen mit den bekannten Algorithmen aus der konventionellen Computertomographie (gefilterte Rückprojektion) ausgewertet werden. Im zweiten Ansatz wird versucht direkt aus dem Streulicht Bildgebung zu betreiben. Dieser Ansatz geht auf die Strahlungstransportgleichung zurück. Es wird hier sozusagen versucht den Weg des Lichtstrahls durch das Messobjekt zum Detektor zurückzuverfolgen und so Aussagen über das Messobjekt treffen zu können.

1 Einleitung 4 Mit dieser Arbeit wird ein erster Aufbau eines optischen Computertomographen realisiert. Das Gerät soll nach den Regeln der konventionellen Computertomographie erstellt werden und Schnittbilder von einfachen geometrischen Objekten erzeugen. Die Arbeit ist wie folgt gegliedert: Im folgenden Kapitel werden die theoretischen Grundlagen erläutert, auf welche diese Arbeit aufbaut. Hier soll ein Überblick gegeben werden, nach welchen Gesichtspunkten der Messaufbau kreiert wurde und auf welche Grundlagen das Messverfahren zurückgreift. Zusätzlich werden die Hauptpunkte aufgezeigt, welche die optische Computertomographie von der konventionellen Computertomographie unterscheiden. Es werden mehrere Lösungen, die dem Stand der Forschung und Entwicklung entsprechen, kurz vorgestellt. Im Kapitel Material und Methoden wird der Messaufbau vorgestellt. Es wird erklärt, wie die Messdaten aufgenommen und verarbeitet werden. Im Kapitel Ergebnisse und Diskussion erfolgt zunächst eine Analyse des Messaufbaus auf Stärken und Fehlerquellen. Danach werden die angewandten Methoden evaluiert. Anhand von typischen Messergebnissen werden schließlich die Möglichkeiten des Messsystems aufgezeigt und bewertet. Im letzten Kapitel erfolgt eine Zusammenfassung der wichtigsten Erkenntnisse. Es werden Möglichkeiten aufgezeigt, durch welche sich das Messsystem erweitern und verbessern lassen könnte.

2 Theorie 5 2 Theorie 2.1 Optik und Abbildungsfehler 2.1.1 Abbildungen an Linsen Aus der geometrischen Optik können einfache Regeln übernommen werden, die für die Dimensionierung der optischen Komponenten im Messaufbau ausreichend sind. Den Zusammenhang zwischen der radialen Krümmung einer Linse und ihrer Brennweite stellt die Linsenmachergleichung her (vgl. Oldenburg [1]): 1 f 1 = ( n 1) * R1 1 R 2 Dabei ist: n: Brechungsindex (Brechzahl) des Linsenglases; n hängt von der Wellenlänge λ des Lichtes ab. R1: Krümmungsradius der linken Linsenoberfläche. R2: Krümmungsradius der rechten Linsenoberfläche. Allgemein wird in der geometrischen Optik der Strahlengang von links nach rechts betrachtet, wobei links immer die Lichtquelle angeordnet ist. Es gilt: R > 0 wenn die Oberfläche nach links gewölbt ist (d.h. der auf der optischen Achse liegende Linsenoberflächenpunkt wird vom einfallenden Licht eher getroffen als die Randpunkte). R < 0 wenn die Oberfläche nach rechts gewölbt ist (d.h. der auf der optischen Achse liegende Linsenoberflächenpunkt wird vom einfallenden Licht später getroffen als die Randpunkte). Die Newtonsche Form der Abbildungsgleichung lautet(vgl. Lehn [2]): z * z = f² mit: z = g - f z = b - f Grafik Wikipedia Opensource: http://de.wikipedia.org/wiki/newtonsche_abbildungsgleichung Abbildung 1: Abbildungen an dünnen Sammellinsen

2 Theorie 6 Will man einen parallelen Lichtstrahl aufweiten, so positioniert man links eine starke Sammellinse oder eine starke Zerstreulinse. In deren bildseitigen Fokus wird der Fokalpunkt der rechten schwächeren Sammellinse geschoben, um ein paralleles Strahlbündel am Ausgang zu erhalten: Abbildung 2: Keplersche Strahlaufweitung. Prinzip der Aufweitung eines parallelen Strahlenbündels. Der Vergrößerungsfaktor (v) der abbildenden Systems ergibt sich dann aus: v = f 2 / f 1 Bei Abbildungen entstehen in der geometrischen Optik auch immer Abbildungsfehler. Diese können meist durch zusätzliche Korrekturlinsen korrigiert werden. In diesem Messaufbau treten zwei Arten von Abbildungsfehlern auf, die hier aus Platzgründen nur durch bildverarbeitende Maßnahmen korrigiert werden können.

2 Theorie 7 Es tritt die sphärische Linsenaberration auf. Bei normalen Sammellinsen (es gibt auch Asphärische Kondensorlinsen) und Zerstreulinsen ist die Brennweite eines Lichtstrahls abhängig von der Entfernung zur optischen Achse, welche in welcher dieser auf eine radial gekrümmte Linse trifft: Abbildung 3: Sphärische Linsenaberration. Abbildungsfehler durch den Linsenkrümmungsradius am Beispiel einer plankonvexen Linse. Man kann delta f minimieren, indem die Linse (hier plankonvex) so angeordnet wird, dass die Lichtbrechung auf beide Seiten verteilt wird. Den Unterschied in der Brennweite kann man berechen mit (vgl. Krücken [3]): h² s = + 8 f * n( n 1)² [ n³ + (3n + 2)( n 1)² p² + 4( n 1)² pq + ( n 2) q² ] mit: p = 1- f q = R R 1 2 + R R 1 1 s=1/ f s: Brechkraft h: Entfernung zur optischen Achse Für eine Plankonvexlinse mit der Brennweite 100 mm aus Kronglas (mit n = 1,51), welche die Lichtbrechung auf beide Seiten verteilt beträgt die Abweichung der Brennweite in 10 mm Abstand von der optischen Achse etwa +1,8 mm. Diese Linse wird zur Fokussierung im Messaufbau verwendet.

2 Theorie 8 Die Bildfeldwölbung beschreibt die Verzerrung eines Bildes auf einer ebenen Abbildungsfläche durch eine Linse: Abbildung 4: Bildfeldwölbung. Abbildungsfehler, der beim Bild einer Linse auf einer ebenen Fläche entsteht. Ein Objekt wird verzerrt abgebildet, wenn die Bildebene nicht der radialen Krümmung der Brennweite f folgt. Das Bild eines Objektes wird auf einer geraden Ebene verzerrt dargestellt. Um ein scharfes Abbild zu erhalten müsste die Bildebene der radialen Brennweite der Linse folgend gekrümmt sein. Es existieren noch weitere bekannte Abbildungsfehler (vgl. Thöniß [4]). Diese sind für den hier realisierten Messaufbau aber nicht relevant (z.b. chromatische Aberrationen ).

2 Theorie 9 2.1.2 Lichtstreuung und Absorption Sobald ein Lichtstrahl auf Materie trifft, wird er durch Wechselwirkungen mit der Materie geschwächt. Man kann für sichtbares Licht grundsätzlich zwei Arten von Wechselwirkungen des Lichtes mit der Materie unterscheiden. Die Lichtstreuung beinhaltet die Wechselwirkungen mit Materie, bei der es zu einer Richtungsänderung und / oder zu einer Energieänderung der primären Lichtstrahlung kommt. Die Lichtabsorption beschreibt die Wechselwirkungen mit Materie bei der ein Photon von einem Atom oder Molekül absorbiert wird. Die Anzahl und die Arten der Wechselwirkungen sind hierbei grundsätzlich abhängig von der Energie der Lichtstrahlung, der Zusammensetzung der Materie und der Dichte der Materie. Zur Berechnung dieser Streu- und Absorptionsprozesse sind lineare Schwächungskoeffizienten definiert. Den Zusammenhang zwischen den Dicken eines illuminierten Materials und den Verlusten an Primärphotonen durch Lichtschwächung stellt folgende Gleichung her (vgl. Zink [5]): φ = φ Mit µ * x 0 * e = φ0 * e µ * ρ* x ρ Φ: Photonenfluenz (Einheit: 1/cm²) µ: linearer Schwächungskoeffizient (Einheit: 1/cm) ρ: Dichte Material x: Dicke Material In biologischen Geweben tritt bei sichtbarem Licht eine viel stärkere Streuung auf, als bei der Belichtung mit Röntgenstrahlung. Ein typischer Streukoeffizient für sichtbares Licht in Gewebe ist 100/cm. Bei Röntgenstrahlung, welche in der medizinischen Diagnostik angewandt werden, liegt dieser lineare Streukoeffizient bei ungefähr 0,2/cm (vgl. WANG[6]). Diese Streukoeffizienten sind im Spektralbereich von sichtbarem und nahem infrarotem Licht relativ konstant. Die Streuung von sichtbarem Licht in Geweben ist weiterhin stark anisotrop, der vorwärtsgerichtete Teil der Streuung überwiegt dabei (Anisotropiefaktor 0,9). Die linearen Absorptionskoeffizienten schwanken im Bereich von sichtbarem und nahem infraroten Licht. Bei Wellenlängen kleiner als 600 nm sind die Absorptionskoeffizienten wesentlich höher (µ a >>1/cm) als bei Wellenlängen im nahen infraroten Spektralbereich. In diesem Spektralbereich (600 900 nm) liegen die Absorptionskoeffizienten, wegen der geringen Absorption durch Wasser ( Wasser- Fenster ), welches der Hauptbestandteil im Gewebe ist, im Bereich 0,1 bis 0,5 /cm (vgl. Schulz [7]). Dies ist der Grund dafür, warum in der optischen Tomographie Lichtwellenlängen im nahen infraroten Bereich zum Einsatz kommen. Der Anteil der Lichtstreuung an der Lichtschwächung ist also um drei bis vier Größenordnungen höher als der Anteil der Absorption. Die mittlere freie Weglänge eines Photons, also die Strecke, welche ein Photon im Mittel im Gewebe überwinden kann ohne eine Wechselwirkung mit dem Gewebe einzugehen, beträgt etwa 0,1 mm (nach Key [8]).

2 Theorie 10 Man kann die Lichtstrahlung, welche ein Gewebe durchdringt, in ballistisch, quasi- ballistisch und diffus einteilen. Ballistisches Licht erfährt keine Streuung im Messobjekt und trägt so direkte Bildinformationen an einen Detektor. Quasi- ballistisches Licht erfährt nur minimale Streuung im Messobjekt und bringt damit auch noch geringe Informationen über das Messobjekt zum Lichtdetektor. Mehrfachgestreutes Licht ist diffus, es enthält kaum noch direkte Bildinformationen über das Messobjekt und überlagert das ballistische und quasi- ballistische Licht am Detektor (nach Wang [6]).

2 Theorie 11 2.2 Optische Tomographie Um die starke Lichtstreuung von Geweben unter Kontrolle zu bekommen und optische Computertomographen für die Medizin nutzbar zu machen müssen spezielle Techniken eingesetzt werden. Wie oben bereits erwähnt, gibt es hier zwei unterschiedliche Ansätze. Wenn man aus der Lichtstrahlung am Detektor den ballistischen und den quasi- ballistischen Anteil vom diffusen trennen kann, kann die Bildverarbeitung nach dem bekannten Weg der konventionellen Computertomographie erfolgen. Vorteil dieser Methode ist, dass die Algorithmen zur Bildverarbeitung relativ einfach zu handhaben und allgemein verfügbar sind. Nachteil dieser Methode ist, dass die Lichtleistung von ballistischem und quasiballistischen Licht schon nach wenigen Millimetern in Geweben so gering ist, dass äußert empfindliche Detektionssysteme benötigt werden. Wang [6] gibt die Dicke eines so untersuchbaren Gewebes mit höchstens 1,4 mm oder 42 mittlere freie Weglängen an. Die Unterscheidung, ob Licht welches am Detektor aufgefangen wird ballistisch oder diffus ist, kann zum Beispiel über die Lichtlaufzeit im Messobjekt erfolgen. Idee dahinter ist, dass der Lichtanteil, welcher keine oder nur wenige Wechselwirkungen mit dem Messobjekt eingeht als erstes am Detektor ankommt. Das mehrfachgestreute diffuse Licht hat einen längeren Weg durch das Messobjekt und benötigt so mehr Zeit um am Detektor anzukommen. Für einen solchen Messaufbau benötigt man eine sehr schnelle hochgenaue und damit teure Triggerung der Belichtung und der Detektion. Die Belichtung muss hier mit gepulsten Lasern (Pulsbreiten im ps- Bereich) erfolgen. Der diffuse Ansatz zur Rekonstruktion von Schnittbildern geht von der Strahlungstransportgleichung aus. Diese beschreibt anhand der Wechselwirkungen von Photonen mit einem Medium die Ausbreitung des Lichtes im Medium(nach Schulz [7]): + w* + µ a ( r) + µ s ( r) u( r, w, t) = µ s ( r) p( r, w, w') u( r, w', t) dw' + q( r, w, t) v t Mit u: Flussdichte (Photonen/s) r: Ort w: Raumrichtung v: Ausbreitungsgeschwindigkeit im Medium µ a : Absorbtionskoeffizient µ s : Streukoeffizient p ist die Wahrscheinlichkeit am Ort r für die Streuung eines Photons aus der Richtung w in Richtung w. q ist die Verteilung von Quellen innerhalb der betrachteten Domäne. Aufgrund der Komplexität dieser Gleichung und der aufwendigen mathematischen Lösung dieses Modells, geht man hier meist von einer sogenannten Diffussionsnäherung aus. Dazu wird die Winkelabhängigkeit der Flussdichte vereinfacht und die Streuprozesse als isotrop angenommen. Bei einer zeitinvarianten Lichtquelle (kontinuierlicher Laser) vereinfacht sich obige Gleichung zudem um ihre Zeitkomponente. Letztlich muss man sich noch weitere Anfangsbedingungen und Randbedingungen schaffen um 4π

2 Theorie 12 diese Gleichung zu lösen (z.b. die Domäne muss bestimmt werden und der Teil der Lichtstrahlung der die Domäne verlässt abgezogen werden ). Ein Messaufbau der nach diesem Prinzip arbeitet, wäre zum Beispiel eine Maske in der Lichtleiter regelhaft angebracht werden. Unter dieser Maske befindet sich das Messobjekt. Die Belichtung und die Detektion von Licht könnten über diese Maske erfolgen. Zur Lösung der Gleichung müssten hier Objektgröße und Ort der Lichtquelle bekannt sein. Skizze: Abbildung 5: Diffuse optische Tomographie. Skizze eines möglichen Messaufbaus. Die Belichtung und Detektion könnte über regelhaft in einer halbkugelförmigen Maske angebrachte Lichtleiter erfolgen. Über einen optischen Multiplexer könnten hier die Lichtleiter als Lichtquelle und Lichtdetektor genutzt werden. Ähnliche Aufbauten werden in Forschungslabors eingesetzt. Die Auflösung eines Gerätes, das nach der Diffusionsnäherung rekonstruiert, kann aufgrund der Abschätzungen der Strahlungstransportgleichung etwa im Bereich von einem Millimeter liegen (vgl. Schulz [7]). Eine weiterer Ansatz ist die optische Kohärenz- Tomographie (optical coherence tomography: OCT). Dieses Messprinzip funktioniert ähnlich wie ein B- Scannverfahren beim Ultraschall. Es wird also eine Laufzeitanalyse mit Licht in einem Messobjekt gemacht. Man kann OCT betreiben, indem man einen Lichtleiter an ein Messobjekt hält, mit diesem einen Lichtpuls in das Messobjekt überträgt, und das rückgestreute Licht mit dem Lichtleiter wieder detektiert (dann wie beim Ultraschall verschieben). Über die Laufzeit des Lichtes lässt sich der Ort der Rückstreuung identifizieren. Als zusätzliche Informationsquelle wird die Kohärenz von Licht ausgenutzt, dadurch ist es möglich, mehrfach gestreutes Licht von wenig gestreutem Licht zu unterscheiden. Mit OCT- Geräten lassen sich Auflösungen von 5-30 µm bei Eindringtiefen von 1 3 mm erreichen (vgl. Splinter [9]).

3 Material und Methoden 13 3 Material und Methoden 3.1 Messaufbau und Beschreibung der verwendeten Einzelkomponenten Ausgehend von den Computertomographen der ersten und zweiten Generation (Translation- Rotations- Scanner) wurde folgendes Modell als Grundlage für den Aufbau gewählt: Abbildung 6: Skizze Strahlengang von oben. Als Lichtquelle soll ein Diodenlaser im nahen infraroten Spektralbereich dienen. Dessen Strahlung wird mittels geeigneter Optiken auf Objektgröße aufgeweitet und hinter diesem auf die Größe des Detektors einer CCD-Flächenkamera fokussiert. Anders als bei den ersten Konzepten der Computertomographie, bei denen Röntgenröhre und Detektor um das belichtete Objekt rotieren bzw. verschoben werden, soll hier nur das Objekt mittels geeigneter Stellmotoren bewegt werden. Der ganze Aufbau soll möglichst variabel bleiben, um zum Beispiel durch Austausch oder Entfernen der Optiken den Betriebsmodus des Gerätes vom Flächen- bzw. mehrzeiligen Betrieb auf punktuelles Abtasten des Objektes wechseln zu können.

3 Material und Methoden 14 Folgender Aufbau wurde realisiert: Abbildung 7: Realisierter Messaufbau. Erstes Foto: Ansicht von oben; Zweites Foto: Ansicht von vorne. Als mechanisches Grundsystem wurde das Profilschienensystem SYS 65 (OWIS, Staufen, Deutschland) der installiert. Das ganze System ist auf einer Bodenplatte variabel montierbar und befindet sich in einem schwarzen Kasten aus Aluminium und Plexiglas, welcher das Tageslicht abhalten soll. Zur genaueren Betrachtung der verwendeten Komponenten wird der Messaufbau in drei funktionelle Abschnitte unterteilt: - Erzeugung und Leitung des Lichtes zum Objekt - Objektpositionierung und Bewegung - Leitung und Detektion des Lichtes hinter dem Objekt

3 Material und Methoden 15 3.1.1 Erzeugung und Leitung des Lichtes zum Objekt Abbildung 8: Lichterzeugung und Lichtleitung zum Messobjekt. Messaufbau von der Vorderseite. Als Lichtquelle dient der Diodenlaser xldm 650-3 (LINOS Photonics GmbH, Göttingen, Deutschland) mit einer Wellenlänge von 650 nm und einer Lichtleistung von 3 mw. Optional steht ein Diodenlaser der gleichen Bauart mit einer Wellenlänge von 785 nm und einer optischen Leistung von 1 mw zur Verfügung. Der Diodenlaser emittiert einen elliptischen Strahl (3,5 x 1,5 mm), welcher sich durch integrierte Optiken fokussieren lässt. Die Stromversorgung (DC) des Lasers erfolgt über ein Labornetzgerät (alpha +- electronica, Parma, Italien). Zur Verdrahtung und zum Anschluss des Lasers ist ein Steckkasten auf der Bodenplatte angebracht. Der Laser ist mittels geeigneter Adapter in einen Aufspannbock fixiert. Dieser ist auf dem Prismentisch PR80 (Owis, Staufen, Deutschland) montiert, welcher eine Justierung des Winkels gegenüber der Horizontalen und der Richtung des Laserstrahls erlaubt. Die Höhe des Lasers lässt sich der Höhe der Optischen Bank mittels der Stift Säulenkombination angleichen. Abbildung 9 zeigt die Implementierung des Diodenlasers in das Messsystem

3 Material und Methoden 16 Abbildung 10: Die Lichtleitung zum Messobjekt. Von links nach rechts: Plankonvexe Zylinderlinse, Neutralfilter, Spaltblende, Plankonvexe Zylinderlinse, Umlenkwürfel Auf der 50 cm langen Profilschiene befinden sich ein Umlenkwürfel, zwei Linsen, eine Blende und ein Polarisationsfilter. Die Profilschiene ist mittels Reiter und Adapterplatten (Anpassung der Höhe der optischen Achse an die Höhe des Motorblocks) fest mit der Bodenplatte verschraubt. Die Höhe der optischen Achse ist somit auf 17,5 bis 18 cm über der Bodenplatte festgelegt. Der Umlenkwürfel dreht/spiegelt den Laserstrahl in die optische Achse um 90. Er ist wie alle auf der Schiene montierten Komponenten mittels Reiter verschiebbar. Die Stahlaufweitung besteht aus zwei plankonvexen Zylinderlinsen (Brennweiten: 25mm und 200mm). Die Zylinderlinsen weiten den Lichtstrahl in der horizontalen Achse um den Faktor 8 auf. Sie sind mittels geeigneter Aufnahmeplatten an sogenannten Transjustierungen montiert. Eine Transjustierung erlaubt es, den Winkel der Linse horizontal und vertikal zur optischen Achse zu verstellen. Zur Änderung des Betriebsmodus vom Zeilenscanner zum Flächenscanner können die Zylinderlinsen durch Bikonvexlinsen (Brennweiten: 50 und 200mm) ersetzt werden. Die Spaltblende SP60 weist eine Apertur von maximal 12 x 12 mm auf und dient der Unterdrückung von Streulicht. Es können bis zu drei Filter hintereinander auf einem Filterhalter angebracht werden. Zur Verfügung stehen zwei Neutralfilter mit einer Transmission von 0,1% und ein Neutralfilter mit einer Transmission von 1%. Der Polarisationsfilter (nicht auf der Abbildung) kann über einen Adapter in die Fassung der Sammellinsen geschraubt und mittels einer Transjustierung auf dem Profil befestigt.

3 Material und Methoden 17 3.1.2 Objektpositionierung und Bewegung Der Objektpositionierung dienen drei Stellmotoren der Firma Owis (Owis GmbH, Staufen, Deutschland). Die Höhe des Motorblocks bestimmt die Höhe des Messobjekts über der Bodenplatte und somit auch die Höhe der Optischen Achse des Messsystems. Sie beträgt bei Nullstellung des Hubmotors 15 cm. Diese sind über die LSTEP-PCI Interfacekarte mit dem PC verbunden. Die Motorsteuerung erfolgt über das mitgelieferte Software Development Kit (SDK) direkt in der verwendeten Programmierumgebung (Delphi 2007 s. u.). Direkt auf der Bodenplatte ist der Höhenverstelltisch HVM 100 montiert. Dieser erlaubt eine maximale Höhenverstellung von 30 mm und dient der Schichtselektion am Messobjekt. Er hebt die auf der 120 x 100 mm großen Plattform montierten Motoren und das Messobjekt bis zu einer Gewichtskraft von 150 N bei einem Positionierfehler von weniger als 60 µm und einem Wiederholfehler von weniger als 6 µm. Abbildung 11: Stellmotoren. Unten: Hubtisch, Mitte: Lineartisch, Oben: Rotationstisch Auf der Plattform des Höhenverstelltisches ist der Präzisionslineartisch LTM 80-75 montiert. Dieser hat einen maximalen Stellweg von 70 mm und verschiebt das Messobjekt horizontal durch die optische Achse. Er dient somit der Translationsbewegung beim Scannen größerer Objekte. Der Positionierfehler wird vom Hersteller mit maximal 25 µm pro 100 mm Fahrweg angegeben. Der Wiederholfehler beträgt weniger als 15 µm. Über eine 1 cm breite Adapterplatte ist der Drehmesstisch DMT 65-25 auf der Plattform des Linearmotors montiert. Der Rotationswinkel des Drehmotors ist unbegrenzt. Der Wiederholfehler des Motors beträgt laut Herstellerangaben maximal 0,02. Die Tragkraft des DMT beträgt 100 N. Somit kann die Belastung auf den gesamten Motorblock durch das Messobjekt theoretisch bis zu 100 N betragen. Auf der Drehachse des Motors ist ein zusätzlicher Drehteller montiert. Dieser ist 0,5 cm breit und erlaubt eine komfortablere Positionierung des Messobjektes.

3 Material und Methoden 18 3.1.3 Detektion des Lichtes Abbildung 12: Lichtfokussierung und -Detektion. Links: Digitalkamera, Mitte: Spaltblende, Rechts: Plankonvexe Zylinderlinse (Strahlfokussierung) In der Detektorseite des Aufbaus befinden sich die Digitalkamera, eine Fokussierlinse, ein Polarisationsfilter und eine Spaltblende. Diese Komponenten sind auf einem Profilschienensystem montiert. Hier wird der Lichtstrahl gefiltert, eingeblendet und auf den CCD- Chip der Kamera fokussiert. Das Profilschienensystem hat eine Länge von 30 cm und ist über Adapterplatten zur Anpassung der Höhe mit der Bodenplatte verschraubt. Das Polarisationsfilter 80 (nicht auf der Abbildung, LINOS Photonics GmbH, Göttingen, Deutschland) kann über eine Stift-Säulen-Kombination direkt auf der Bodenplatte zwischen Profilschiene und Motorblock montiert werden. Der Durchmesser des Filters beträgt 80 mm. Die Richtung der Polarisation lässt sich durch drehen der Filterfolie einstellen. Der maximale Polarisationsgrad des Filters liegt bei über 99,99%. Dies entspricht einem Auslöschungsverhältnis für senkrecht zur Polarisationsachse linear polarisiertes Licht von etwa 1:10000. Der Fokussierung des Lichtstrahles dient eine Plankonvex- Zylinderlinse mit einer Brennweite von 100 mm. Um den Betriebsmodus vom Zeilenscanner zum Flächen-

3 Material und Methoden 19 scanner zu ändern kann diese Zylinderlinse durch eine Bikonvexlinse derselben Brennweite ersetzt werden. Die Linse wird über die oben beschriebene Transjustierung mit der optischen Bank verbunden. Über den Abstand der Linse zur Detektorfläche lässt sich die Fokussierung des Lichtstrahls je nach Fokusgröße am Objekt passend zur Breite der Detektorfläche einstellen. Zwischen Fokussierlinse und Kamera befindet sich eine Spaltblende SP 60(s. 3.1.1). Sie dient der Einblendung und der Unterdrückung von Streustrahlung. Der Lichtdetektor des Messsystems ist die Digitalkamera Scout SC 640-70f (Basler AG, Ahrensburg, Deutschland). Die Kamera ist über eine 1,5 cm breite Adapterplatte - zur Anpassung der Höhe der Detektorfläche an die Höhe der optischen Achse auf einen Reiter des Profilschienensystems montiert. Der Detektor der Kamera ist der CCD Chip Sony ICX 424. Dessen optische Größe liegt bei 5,79 x 4,89 mm. Die Pixelgröße beträgt 7,4 x 7,4 µm, bei 659 x 494 Pixel auf dem Chip. Der Chip arbeitet nach dem Interline Transfer Prinzip im Progressive Scan Modus. Das bedeutet, dass für jeden Pixel auf dem Chip eine Fotodiode und eine Speicherzelle in der optischen Fläche angebracht sind. Diese sind zeilen- und spaltenweise parallel zueinander angeordnet. Dadurch wird der Füllfaktor der Anteil des eintreffenden Lichtstrahles, welcher auf eine lichtempfindliche Stelle trifft deutlich geringer (keine Herstellerangaben!). Vorteile hat dies für die Auslesegeschwindigkeit (bis zu 71 Vollbilder pro Sekunde) und die Auslesegenauigkeit sowie durch die Möglichkeit gezielt eine Region auf dem Chip auslesen zu können. Die Kamera ist über eine Firewire-Schnittstelle mit dem PC verbunden. Das mitgelieferte Software Development Kit ermöglicht die Bedienung der Kamera in der Programmiersprache C++.

3 Material und Methoden 20 3.1.4 Kalibrier- und Messphantome Als Kalibrierphantom dient ein Gewindestift: Abbildung 13: Kalibrierphantom. Oben: liegend, links: verschraubt im Drehteller Dieser Kalibrierstift hat ein 4mm- Gewinde und kann so in die Zentralbohrung des Drehtellers des Rotationstisches geschraubt werden. Die Länge des Stiftteiles beträgt 23 mm und der Durchmesser 1,8 mm. Für die Kalibriermessungen ist es besonders wichtig, dass dieser Stift gerade und gleichmäßig rund ist. Es kommen unterschiedliche Messphantome zum Einsatz. Zunächst werden zur Evaluierung einfache geometrische Objekte (Schattenmessungen z.b. runde Schrauben und Nägel oder eckige Würfel) eingesetzt. Für die Messung unterschiedlicher Schwächungen wurde folgendes Phantom erstellt: Dieses Messphantom ist ein Quader mit quadratischer Grundfläche aus Plexiglas. Die Kantenlänge beträgt 1,5 cm und die Höhe 1 cm. In der Mitte liegt eine zentrale Bohrung von 5 mm Durchmesser. Die Seiten des Quaders und das Bohrloch haben eine raue Oberfläche. Abbildung 14: Messphantom.

3 Material und Methoden 21 3.2 Software, Programmierung und Programmablauf 3.2.1 Allgemein/Aufbau Die komplette Bedien- und Auswertesoftware ist mittels Code Gear RAD Studio (CodeGear, Scotts Valley, CA, USA) in der Programmiersprache Delphi Version 2007 geschrieben. Bei der Bildverarbeitung und Diagrammdarstellung kommen die Open- Source- Komponenten Graphics32 1 und XYGraph 2 zum Einsatz. Zur Bedienung der Motoren wird auf das mitgelieferte Software Developement Kit (SDK) direkt in Delphi zugegriffen. Die Kamera hingegen verfügt über ein SDK, welches nur die Programmiersprache C++ unterstützt. Um im Hauptprogramm direkt auf die Kamera zugreifen zu können, sind die wichtigsten Funktionen der Kamera über Programmbibliotheken steuerbar. Diese Programmbibliotheken (Dynamic Link Libraries) wurden im Microsoft Visual Studio 2007 (Microsoft Corporation, USA) in C++ erstellt und exportiert. In Delphi stehen somit die Befehle Anmelden, Abmelden, Kameraeinstellungen ändern und Foto machen zur Verfügung. Das Hauptformular dient der Verknüpfung der verschiedenen Funktionen des ganzen Messsystems, man hat die Möglichkeit auf die verschiedenen Unterformulare zuzugreifen. Diese sind funktionell in die Bereiche Aufnahme, Auswertung und Testen gegliedert. Die Hierarchie der verschiedenen Formulare stellt sich folgendermaßen dar: Abbildung 15: Übersicht Software.Dunkelgrau: Hauptformulare, Hellgrau: Unterformulare. Die Pfeile stellen die Verknüpfungen der verschiedenen Formulare dar. 1 http://www.graphics32.org/wiki/ 2 http://www.torry.net/vcl/charts/charts/xygrph23.zip