DE102006015356A1 - Verfahren zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen mit einem Röntgen-System - Google Patents
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Abstract
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen von einem Untersuchungsobjekt, vorzugsweise einem Patienten (P), mit einem Röntgen-System (1), und ein entsprechendes Röntgen-System (1) zur Durchführung dieses Verfahrens, wobei auf unterschiedliche Energiebereiche abgestimmte röntgenoptische Gittersätze (G<SUB>xy</SUB>) zur Bestimmung von energieabhängigen Phasenverschiebungen (phi(Ex)) beim Durchtritt durch ein Untersuchungsobjekt verwendet werden, aus diesen energieabhängigen Phasenverschiebungen (phi(Ex)) ein Unterschiedswert u(phi(E1)), (phi(E2) gebildet und daraus tomographische oder projektive Bilder erzeugt werden.
Description
- Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen von einem Untersuchungsobjekt, vorzugsweise einem Patienten, mit einem Röntgen-System, außerdem betrifft die Erfindung auch ein entsprechendes Röntgen-System zur Durchführung dieses Verfahrens.
- In der allgemeinen Computertomographie werden tomographische Aufnahmen eines Untersuchungsobjektes, insbesondere eines Patienten, mit Hilfe von Absorptionsmessungen von Röntgenstrahlen, die das Untersuchungsobjekt durchdringen, vorgenommen, wobei in der Regel eine Strahlungsquelle kreisförmig oder spiralförmig um das Untersuchungsobjekt bewegt wird und auf der, der Strahlungsquelle gegenüberliegenden Seite ein Detektor, meistens ein mehrzeiliger Detektor mit einer Vielzahl von Detektorelementen, die Absorption der Strahlung beim Durchtritt durch das Untersuchungsobjekt misst. Zur tomographischen Bilderstellung werden aus den gemessenen Absorptionsdaten aller gemessenen räumlichen Strahlen tomographische Schnittbilder oder Volumendaten rekonstruiert. Mit diesen computertomographischen Aufnahmen lassen sich sehr schön Absorptionsunterschiede in Objekten darstellen, allerdings werden Gebiete ähnlicher chemischer Zusammensetzung, die naturgemäß auch ein ähnliches Absorptionsverhalten aufweisen, nur ungenügend detailliert dargestellt.
- Es ist weiterhin bekannt, dass der Effekt der Phasenverschiebung beim Durchtritt eines Strahls durch ein Untersuchungsobjekt wesentlich stärker ist als der Absorptionseffekt der von der Strahlung durchdrungenen Materie. Derartige Phasenverschiebungen werden bekannter Weise durch die Verwendung von zwei interferometrischen Gittern gemessen. Bezüglich dieser interferometrischen Messmethoden wird beispielsweise auf „X ray phase imaging with a grating interferometer, T. Weitkamp at all, 8. August 2005/Vol. 12, No. 16/OPTICS EXPRESS" hingewiesen. Bei dieser Methode wird ein Untersuchungsobjekt von einer kohärenten Röntgenstrahlung durchstrahlt, anschließend durch ein Gitterpaar geführt und unmittelbar nach dem zweiten Gitter die Strahlungsintensität gemessen. Das erste Gitter erzeugt ein Interferenzmuster, das mit Hilfe des zweiten Gitters auf dem dahinterliegenden Detektor ein Moiré-Muster abbildet. Wird das zweite Gitter geringfügig verschoben, so ergibt sich hieraus ebenfalls eine Verschiebung des Moiré-Musters, also eine Änderung der örtlichen Intensität im dahinter liegenden Detektor, welche relativ zur Verschiebung des zweiten Gitters bestimmt werden kann. Trägt man für jedes Detektorelement dieses Gitters, das heißt für jeden Strahl, die Intensitätsänderung in Abhängigkeit vom Verschiebungsweg des zweiten Gitters auf, so lässt sich die Phasenverschiebung des jeweiligen Strahls bestimmen. Problematisch, und daher für die Praxis der Computertomographie größerer Objekte nicht anwendbar, ist, dass dieses Verfahren eine sehr kleine Strahlungsquelle fordert, da zur Ausbildung des Interferenzmusters eine kohärente Strahlung notwendig ist.
- Das in der oben genannten Schrift gezeigte Verfahren erfordert entweder eine Strahlungsquelle mit einem extrem kleinen Fokus, so dass ein ausreichender Grad an räumlicher Kohärenz in der verwendeten Strahlung vorliegt. Bei der Verwendung eines derart kleinen Fokus ist dann jedoch wiederum die zur Untersuchung eines größeren Objektes ausreichende Dosisleistung nicht gegeben. Es besteht aber auch die Möglichkeit, eine monochrom kohärente Strahlung, beispielsweise eine Synchrotron-Strahlung als Strahlenquelle zu verwenden, hierdurch wird jedoch das CT-System im Aufbau sehr teuer, so dass eine breitgefächerte Anwendung nicht möglich ist.
- Dieses Problem lässt sich dadurch umgehen, dass innerhalb der Fokus/Detektor-Kombination im Strahlengang, unmittelbar im Anschluss an den Fokus, ein erstes Absorptionsgitter angeord net wird. Die Ausrichtung der Gitterlinien ist hierbei parallel zu den Gitterlinien des nach dem Untersuchungsobjekt folgenden Interferenz-Gitters.
- Die Schlitze des ersten Gitters erzeugen ein Feld von individuell kohärenten Strahlen, welches ausreicht, um mit Hilfe des in Strahlrichtung hinter dem Objekt angeordneten Phasengitter das an sich bekannte Interferenzmuster zu erzeugen.
- Auf diese Weise ist es möglich, Strahlenquellen zu verwenden, die Ausdehnungen besitzen, die normalen Röntgenröhren in CT-Systemen beziehungsweise Durchlicht-Röntgensystemen entsprechen, so dass zum Beispiel im Bereich der allgemeinen medizinischen Diagnostik nun mit Hilfe von Röntgen-Geräten auch gut differenzierte Weichteilaufnahmen gemacht werden können.
- Es hat sich allerdings gezeigt, dass es trotz dieser beschriebenen Verbesserung günstig wäre eine weiter verbesserte Differenzierung der Struktur eines Untersuchungsobjektes, insbesondere der Weichstruktur eines Patienten zu erhalten.
- Es ist Aufgabe der Erfindung, die Methode der Phasenkontrastaufnahme sowohl verfahrenstechnisch als auch apparativ dahingehend zu verbessern, dass die Aufnahmeergebnisse eine stärkere Differenzierung chemisch ähnlich aufgebauter Strukturen ermöglicht werden.
- Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
- Die Erfinder haben erkannt, dass es möglich ist, die Differenzierung von im chemischen Aufbau ähnlichen Strukturen dadurch zu verbessern, dass die Phasenverschiebung von Röntgenstrahlen beim Durchtritt durch ein Objekt in Abhängigkeit von unterschiedlichen Röntgenenergien gemessen wird, und anschließend zur Differenzierung des abgetasteten Gewebes aus den gemessenen Phasenverschiebungen differenzierende Funktio nen erstellt werden. So kann in einfachster Weise die Differenz der mit unterschiedlichen Energien gemessenen Phasenverschiebungen gebildet werden, es kann ein Quotient aus den beiden energieabhängigen, gemessenen Phasenverschiebungen gebildet werden oder es kann für jedes gemessene Pixel oder Voxel einer projektiven oder tomographischen Aufnahme aus diesen Werten eine Art normierter Kontrastindex bestimmt werden, wie er später beschrieben ist. Anstelle der Phasenverschiebung selbst kann auch der Absorptionsindex n, der linear mit der Phasenverschiebung zusammenhängt, verwendet werden und entsprechende typische Differenzierungswerte gebildet werden. Wird dieses grundsätzliche Verfahren beispielsweise auf eine computertomographische Aufnahme angewandt, so besteht die Möglichkeit, diese Differenzierungswerte schon vor der eigentlichen Rekonstruktion zu bilden, so dass also die später rekonstruierten Projektionen bereits aus den Differenzierungswerten bestehen. Es besteht jedoch auch die Möglichkeit, die Phasenverschiebungen beziehungsweise Brechungsindizes zur Rekonstruktion energieabhängiger tomographischer Aufnahmen zu verwenden und im Anschluss an die erfolgte Rekonstruktion die einzelnen Bildvoxel beziehungsweise Pixel von Schnittaufnahmen des jeweils gleichen Ortes zu nehmen und daraus erst die Differenzierungswerte zu bilden.
- Entsprechend dem Grundgedanken der Erfindung, schlagen die Erfinder somit einerseits ein Verfahren zur Erzeugung projektiver Aufnahmen, also Durchlicht-Röntgenaufnahmen, auf der Basis von Phasenkontrastmessungen vor, andererseits wird auch ein Verfahren zur Erzeugung tomographischer Aufnahmen mit Hilfe von mindestens zwei Phasenkontrastmessungen, unter Verwendung unterschiedlicher Energiebereiche, vorgeschlagen. Ebenso werden durch die Erfinder entsprechende Röntgen-Systeme zur Erzeugung der vorgenannten projektiven Aufnahmen und auch Röntgen-Computertomographie-Systeme zur Erzeugung derartiger Aufnahmen auf der Basis tomographischer Rekonstruktionen vorgeschlagen.
- Das vorgeschlagene Verfahren zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Aufnahmen von einem Untersuchungsobjekt, vorzugsweise einem Patienten, mit einem Röntgen-System, mit örtlichen Aufnahmewerten mit Hilfe der Messung von Phasenverschiebungen einer das Untersuchungsobjekt durchdringenden Röntgenstrahlung, umfasst daher erfindungsgemäß die Messung der Phasenverschiebung energiespezifisch bezüglich mindestens zwei unterschiedlicher Energiebereiche und die Bildung von Aufnahmewerte als Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebung.
- Hierdurch ist es nun möglich, mit Hilfe einer besonders empfindlichen „Sonde" bereits kleine Unterschiede im chemischen Aufbau des untersuchten Objektes zu detektieren. Die Selektivität dieses Verfahrens ist besonders dann groß, wenn die verwendeten Energiebereiche der Röntgenstrahlung, im Bezug auf das untersuchte Material oder untersuchte Gewebe, die an sich bekannten Absorptionskanten übergreift, also, wenn die mindestens zwei verwendeten Energiebereiche der Röntgenstrahlung beidseits einer Kante bezüglich des energiespezifischen Brechungsindex des untersuchten Materials liegen.
- Obwohl das Verfahren sich damit auch grundsätzlich zur Messung einer Vielzahl von unterschiedlichen Energiebereichen eignet, wird doch vornehmlich vorgeschlagen, genau zwei energiespezifischen Phasenverschiebungen für genau zwei Energiebereiche zu bestimmen.
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- Wie bereits zuvor erwähnt ist es auch möglich, aus den gemessenen energiespezifischen Phasenverschiebungen jeweils den energiespezifischen Brechungsindex zu berechnen und diese Werte für die Aufnahmewerte zu verwenden. Die Umrechnung der energiespezifischen Brechungsindizes kann gemäß der Beziehung bestimmt werden, wobei λ die Wellenlänge der Röntgenstrahlung des betrachteten Energiebereiches und ν die Ausdehnung eines Voxels darstellt.
- Es wird in diesem Zusammenhang darauf hingewiesen, dass im Rahmen dieser Erfindung meist nicht von einer spezifischen Energie, sondern einem spezifischen Energiebereich gesprochen wird, da selbstverständlich durch die gegebenen Messverfahren nicht die Phasenverschiebung bezüglich einer exakten und punktgenauen Energie ermittelt wird, sondern dass es sich hierbei im praktischen Bereich tatsächlich um Energiebereiche, also ein Energieintervall, handelt.
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- Bezüglich der Verwendung dieses Verfahrens zur Erzeugung der tomographischen Röntgenphasenkontrastaufnahmen wird weiterhin vorgeschlagen, zumindest die folgenden Verfahrensschritte durchzuführen:
- – das Untersuchungsobjekt wird mit mindestens einem Fokus/Detektor-System kreis- oder spiralförmig abgetastet, wobei das Detektorsystem eine Vielzahl von nebeneinander angeordneten Detektorelementen aufweist, die mindestens eine Detektorzeile, vorzugsweise mehrere Detektorzeilen, bilden,
- – zur Messung wird zwischen dem mindestens einen Fokus und dem mindestens einen Detektor ein Satz röntgenoptischer Gitter angeordnet, der von der Röntgenstrahlung durchstrahlt wird, wobei
- – mit mindestens einem Quellengitter zwischen Fokus und Untersuchungsobjekt ein Feld von Strahlenquellen mit individuell kohärenten Strahlung erzeugt wird,
- – das Untersuchungsobjekt von der Röntgenstrahlung durchdrungen und die Röntgenstrahlung je nach durchdrungener Materie einer unterschiedlichen Phasenverschiebung unterworfen wird,
- – mit einem ersten, auf einen ersten Energiebereich (E1) abgestimmten Phasengitter ein Interferenzmuster der Strahlung diesen Energiebereich erzeugt wird,
- – mit mindestens einem zweiten, auf einen anderen Energiebereich (E2) abgestimmten Phasengitter mindestens ein weiteres Interferenzmuster der Strahlung dieses Energiebereiches erzeugt wird,
- – die Strahlung wird durch ein Analysengitter zum Detektor geführt, und durch mindestens drei Intensitätsmessungen des gleichen räumlichen Strahls bei jeweils unterschiedlich versetztem Analysengitter die Phasenverschiebung jedes Strahls beim Durchtritt durch das Untersuchungsobjekt ermittelt wird, und
- – aus den gemessenen Phasenverschiebungen der Strahlen oder daraus ermittelten Brechungsindizes tomographische Phasenkontrastdaten des Untersuchungsobjektes rekonstruiert werden.
- Die Messungen der Phasenverschiebungen können je Energiebereich durch ein eigenes Fokus/Detektor-System mit jeweils energiespezifisch angepasstem Gittersatz durchgeführt werden, wobei vorzugsweise die Fokus/Detektor-Systeme winkelversetzt auf einer Gantry angeordnet werden können.
- Es besteht jedoch auch die Möglichkeit, für die Messungen der Phasenverschiebungen je Energiebereich lediglich unterschiedliche Phasengitter im gleichen Fokus/Detektor-System zu ver wenden. Hierzu können die unterschiedlichen Phasengitter an unterschiedlichen Entfernungen zum Fokus entweder manuell eingesetzt werden, oder es kann eine Vorrichtung vorgesehen werden, durch welche sie seitlich in Systemachsenrichtung oder auch in Umfangsrichtung verschoben werden.
- Es wird weiterhin vorgeschlagen, dass für mindestens einen Energiebereich, auf den mindestens ein Analysengitter abgestimmt ist, die Energie eines Peaks der charakteristischen Strahlung des verwendeten Anodenmaterials genutzt wird. Beispielsweise kann es sich hierbei um die Kα-Linie und die Kβ-Linie des Anodenmaterials, vorzugsweise von Wolfram als Anodenmaterial, handeln.
- Es besteht allerdings auch die Möglichkeit, die Röntgenstrahlung für mindestens zwei unterschiedliche Energiebereiche mit unterschiedlichen Anodenmaterialien zu erzeugen.
- Betrachtet man das Verfahren zur Erzeugung projektiver Phasenkontrastaufnahmen, dass heißt von Phasenkontrastaufnahmen bei denen keine Rekonstruktionsverfahren, sondern lediglich die bei der Durchstrahlung des Untersuchungsobjektes gemessenen Phasenverschiebungen zur Bildung einer Projektionsaufnahme, verwendet werden, so schlagen die Erfinder insbesondere die Anwendung der folgenden Merkmale vor:
- – das Untersuchungsobjekt wird einem Strahlenbündel ausgehend vom Fokus einer Röntgenröhre durchstrahlt,
- – mit einem Detektor wird die empfangene Strahlungsintensität gemessen, wobei zwischen der mindestens einen Röntgenröhre und dem Detektor ein Satz röntgenoptischer Gitter, bestehend aus mindestens einem Quellengitter, mindestens zwei wechselweise in den Strahlengang eingebrachter unterschiedlicher Phasengitter und einem Analysengitter, angeordnet ist,
- – für jeden im Raum zwischen Fokus und Detektor liegenden Strahl, der das Untersuchungsobjekt durchdringt, werden mindestens drei Intensitätsmessungen mit jeweils unterschiedlich versetzt angeordnetem Analysengitter die Pha senverschiebung dieses Strahls beim Durchtritt durch das Objekt ermittelt,
- – es werden für jeden Strahl aus den gemessenen Phasenverschiebungen für unterschiedliche Energiebereiche (φ(E1), φ(E2)) jedes Strahls die Pixelwerte als Funktion als Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) berechnet.
- Auch hierbei wird vorgeschlagen, für mindestens einen Energiebereich, auf den mindestens ein Analysengitter abgestimmt ist, die Energie eines Peaks der charakteristischen Strahlung des verwendeten Anodenmaterials zu nutzen. Beispielsweise können auch hier die Kα-Linie und Kβ-Linie des Anodenmaterials, vorzugsweise von Wolfram als Anodenmaterial, verwendet werden. Ebenso kann die Röntgenstrahlung für mindestens zwei unterschiedliche Energiebereiche mit unterschiedlichen Anodenmaterialien erzeugt werden. Es wird in diesem Zusammenhang darauf hingewiesen, dass nicht unbedingt unterschiedliche Röntgenröhren verwendet werden müssen, um mit unterschiedlichen Anodenmaterialien zu arbeiten. Beispielsweise besteht die Möglichkeit, eine Anode, insbesondere eine Drehanode, so aufzubauen, dass ein Springfokus vorliegt, der jeweils auf unterschiedliche Bereiche der Anode, die mit unterschiedlichen Materialien belegt sind, springt. Alternativ kann auch eine Drehanode verwendet werden, die segmentweise mit unterschiedlichen Anodenmaterialien belegt ist, so dass beispielsweise durch eine entsprechende Zeitsteuerung des Röhrenstroms das jeweils gewünschte Anodenmaterial zur Erzeugung der Röntgenstrahlung benutzt wird.
- Entsprechend dem oben geschilderten Verfahren, schlagen die Erfinder auch ein Röntgen-CT-System zur Erzeugung tomographischer Phasenkontrastaufnahmen vor, welches mindestens ein, drehbar um ein Untersuchungsobjekt auf einer Gantry oder einem C-Bogen angeordnetes, Fokus/Detektor-System und einen Satz durchstrahlter röntgenoptischer Gitter zwischen dem Fokus und Detektor, bestehend aus mindestens einem Quellengit ter, mindestens zwei wechselweise in den Strahlengang einfahrbaren Phasengittern und einem Analysengitter, aufweist.
- Alternativ hierzu wird auch ein Röntgen-CT-System vorgeschlagen, welches mindestens zwei, drehbar um ein Untersuchungsobjekt auf einer Gantry oder einem C-Bogen angeordneten, Fokus/Detektor-Systeme aufweist und je Fokus/Detektor-System einen Satz energiespezifisch dimensionierter durchstrahlter röntgenoptischer Gitter zwischen Fokus und Detektor, bestehend aus einem Quellengitter, einem Phasengitter und einem Analysengitter, besitzt.
- Anzumerken ist hierbei, dass die beiden oben genannten Varianten auch kombiniert werden können, so dass beispielsweise zwei winkelversetzt auf einer Gantry angeordnete Fokus/Detektor-Systeme jeweils mit zwei oder mehreren unterschiedlichen Gittersätzen ausgerüstet sind und somit eine größere Variabilität bei der Auswahl der verwendeten untersuchten Energiebereiche für die Messung der Phasenverschiebung besteht.
- Bevorzugt weisen diese erfindungsgemäße CT-Systeme eine Vorrichtung zur Relativverschiebung des Analysengitters gegenüber dem Phasengitter senkrecht zur Strahlenrichtung und senkrecht zur Längsrichtung der Gitterlinien auf.
- In einer zusätzlichen Variante kann auch vorgesehen werden, dass zumindest ein weiteres Fokus/Detektor-System winkelversetzt auf der Gantry angeordnet ist, welches frei von röntgenoptischen Gittern ist und ausschließlich zur Absorptionsmessung dient.
-
- px = Gitterperiode des Gitters Gx,
- pxy = Gitterperiode des Gitters Gxy,
- lx = Abstand des Quellengitters G0 zum Phasengitter G1x für den Energiebereich Ex,
- dx = Abstand des Phasengitters G1x für den Energiebereich Ex zum Analysengitter G2 in Fächerstrahlgeometrie,
- d ≡ / 1 = Abstand des Phasengitters G1x für den Energiebereich Ex zum Analysengitter G2 unter Parallelgeometrie,
- λx = Wellenlänge der Strahlung im Energiebereich Ex,
- h1x = Steghöhe des Gitters G1x für den Energiebereich Ex in Strahlungsrichtung,
- n = Brechungsindex des Gittermaterials.
- Aufgrund der gegebenen Gitteranordnung kann diese der geometrischen Bedingung l1 + d1 = l2 + d2 genügen, womit sich dann zwangsweise ergibt, dass die Perioden der verwendeten Quellengitter unterschiedlich sind, also p01 ≠ p02 ist. Alternativ können die Perioden der verwendeten Quellengitter identisch gewählt werden, also p01 = p02 ist, womit dann die Gitteranordnung der geometrischen Bedingung l1 + d1 ≠ l2 + d2 genügen kann.
- Gemäß einer weiteren Alternative kann sowohl die Quellengitter eine unterschiedlicher Periode aufweisen als auch der Abstand zwischen Quellengitter und Analysengitter unterschiedlich gewählt werden.
- Ein derartiges Röntgen-CT-System kann außerdem eine Rechen- und Steuereinheit aufweisen, die Programmcode enthält, welcher im Betrieb das oben beschriebene Verfahren durchführt.
- Außerdem gehören zum Umfang der Erfindung ein Speichermedium eines CT-Systems oder für ein CT-System, welches den zuvor genannten Programmcode enthält.
- Zur Erfindung zählt außerdem ein Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur mindestens bestehend aus:
- – einer Strahlenquelle mit einem Fokus und einem gegenüberliegenden flächigen Detektor mit einer Vielzahl von Detektorelementen,
- – einem Satz von durchstrahlten röntgenoptischen Gittern mit paralleler Ausrichtung, der zwischen Fokus und Detektor angeordnet ist, durch welchen die Phasenverschiebung der Strahlung beim Durchdringen des Untersuchungsobjektes strahlweise aufgelöst gemessen werden kann, wobei der Gittersatz aufweist:
- – mindestens ein Quellengitter, welches zwischen dem mindestens einen Fokus und dem Untersuchungsobjekt angeordnet ist,
- – mindestens zwei Phasengitter, die zwischen dem Untersuchungsobjekt und dem Detektor angeordnet und wechselweise in den Strahlengang eingebracht werden können,
- – ein Analysengitter, welches vor dem Detektor angeordnet ist, und
- – eine Vorrichtung zur Relativverschiebung des Analysengitters gegenüber den Phasengittern senkrecht zur Strahlenrichtung und senkrecht zur Längsrichtung der Gitterlinien.
- Entsprechend schlagen die Erfinder auch eine Röntgen-System mit dem zuvor beschriebenen Fokus/Detektor-System vor, wobei zusätzlich Mittel, vorzugsweise eine Recheneinheit, zur Berechnung der Phasenverschiebung aus mehreren Intensitätsmessungen des gleichen Strahls mit unterschiedlich versetztem Phasengitter vorgesehen sind/ist.
- Auch für ein derartiges Röntgen-System beziehungsweise ein entsprechendes Fokus/Detektor-System wird vorgeschlagen, dass die Gitter entsprechend den zuvor genannten geometrischen Bedingungen angeordnet sind.
- Des Weiteren wird auch ein Röntgen-System zur Erzeugung projektiver Aufnahmen vorgeschlagen, welches eine Rechen- und Steuereinheit aufweist, die Programmcode enthält, welcher im Betrieb das oben beschriebene Verfahren ausführt. Ebenso gehört zur Erfindung, ein Speichermedium eines solchen Röntgen-Systems oder für ein solches Röntgen-System, welches entsprechenden Programmcode gespeichert enthält.
- Im Folgenden wird die Erfindung anhand bevorzugter Ausführungsbeispiele mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Hierbei werden die folgenden Bezugszeichen verwendet:
1 : CT-System;2 : erste Röntgenröhre;3 : erster Detektor;4 : zweite Röntgenröhre;5 : zweiter Detektor;6 : Gantrygehäuse;7 : Patient;8 : Patientenliege;9 : Systemachse;10 : Steuer- und Recheneinheit;11 : Speicher;12 : schematische Darstellung des erfindungsgemäßen Verfahrens; A: Pfad A; B: Pfad B; D1, D2: Detektor; d1, d2: Abstand Phasengitter-Analysengitter; E1: erster Energiebereich; E2: zweiter Energiebereich; Ei: i-tes Detektorelement; F1, F2: Fokus; G0, G01, G02: Quellengitter; G11, G12: Phasengitter; G2 G21, G22: Analysengitter; h0, h11, h12, h2: Höhe der Gitterstege; Iph: Phasenkontrastaufnahme; IA: Absorptionsaufnahme; I (Ei(xG)): gemessene Intensität am Detektorelement Ei beim Gitterversatz xG; Kα, Kβ: charakteristische Röntgenpeaks; l1, l2: Abstand Quellengitter-Phasengitter; P: Patient; p01, p02, p11, p12, p2: Pe riode der Gitterlinien; Prgx: Programme; S: Systemachse; xG: Versatz des Analysengitters; w: Ausdehnung des Fokus; x,y,z: kartesische Koordinaten; ν: Ausdehnung eines Voxels; u(φ(E1), φ(E2)): Unterschiedsfunktion der Phasenverschiebung der Voxel eines CT-Bilddatensatzes; φ: Phasenverschiebung; φ(Ex): Phasenverschiebung der Strahlung mit Energie Ex; λ: Wellenlänge der betrachteten Röntgenstrahlung. - Die Figuren zeigen im Einzelnen:
-
1 : schematische 3D-Darstellung eines Fokus/Detektor-Systems eines Röntgen-CT's; -
2 : Längsschnitt durch ein Fokus/Detektor-System mit Darstellung von Quellengitter, Phasengitter und Analysengitter und deren Gitterstruktur; -
3 : Längsschnitt durch ein Fokus/Detektor-System eines CT's mit Phasengitter, Analysengitter und Detektor zur Darstellung der Interferenzerscheinung; -
4 : Bremsspektrum einer Wolframanode mit charakteristischen Linien bei unterschiedlichen Beschleunigungsspannungen und Verwendung eines Aufhärtungsfilters; -
5 : schematische Schnittdarstellung zweier um 90° versetzter Fokus/Detektor-Systeme eines CT's mit unterschiedlichen Gittersätzen; -
6 : schematische Schnittdarstellung eines geteilten Fokus/Detektor-Systems eines CT's mitgeteilt unterschiedlichen Gittersätzen; -
7 : schematische Schnittdarstellung eines anderen geteilten Fokus/Detektor-Systems eines CT's mitgeteilt unterschiedlichen Gittersätzen; -
8 : 3D-Darstellung eines erfindungsgemäßen CT-Systems. - Die
1 zeigt eine schematische 3D-Darstellung eines Fokus/Detektor-Systems eines Röntgen-CT's mit einem im Strahlengang liegenden Patienten P als Untersuchungsobjekt. Der Fokus F1 und der Detektor D1 sind auf einer hier nicht näher dargestellten Gantry angeordnet und bewegen sich kreisförmig um die Systemachse S. Wird zusätzlich während der Rotation des Fokus/Detektor-Systems eine Linearbewegung des Patienten P in Systemachsenrichtung durchgeführt, so entsteht eine an sich bekannte spiralförmige Abtastung des Patienten P. Im Strahlengang des Fokus/Detektor-Systems sind drei röntgenoptische Gitter G0x, G1x und G2 angeordnet, wobei das erste Gitter G0x, welches auch Quellengitter genannt wird, in unmittelbarer Nähe des Fokus F1 angebracht ist und von der Röntgenstrahlung durchstrahlt wird. In Ausbreitungsrichtung der Röntgenstrahlung folgt danach das eigentliche Untersuchungsobjekt oder der Patient P. Vor dem auf der anderen Seite der Systemachse S liegenden Detektor D1 folgt zunächst das zweite Gitter G1x, genannt Phasengitter. Danach folgt in Strahlungsrichtung das dritte Gitter G2, genannt Analysengitter, welches vorteilhaft unmittelbar vor dem Detektor D1 angeordnet ist. Der Detektor D1 verfügt über mindestens eine Zeile mit einer Vielzahl von Detektorelementen, vorzugsweise ist der Detektor D1 als Mehrzeilen- oder Vielzeilendetektor aufgebaut, der mit einer Vielzahl von parallel angeordneten Detektorzeilen mit jeweils einer Vielzahl von Detektorelementen ausgestattet ist. Die Verbindungslinien zwischen dem Fokus F1 und den einzelnen Detektorelementen repräsentieren bei der Abtastung jeweils einen im Raum angeordneten Röntgenstrahl, dessen Intensitätsänderung durch das jeweilige Detektorelement gemessen wird. - Es wird darauf hingewiesen, dass im Fall von sogenannten C-Bogen-Geräten, die auch unter die Klasse der hier erwähnten CT-Systeme fallen, der Detektor D1 nicht, wie gezeigt, als Zylindersegment um den Fokus F1 ausgebildet ist, sondern eine ebene Form aufweist. Bei projektiven Röntgensystemen, die keine Bewegung um das Untersuchungsobjekt während der Abtastungen durchführen, ist in der Regel der Detektor D1 ebenfalls eben ausgebildet.
- Die Linienorientierung der Gitter G0x bis G2 ist so, dass die Gitterlinien aller drei Gitter parallel zueinander verlaufen und außerdem parallel zur Systemachse S orientiert sind, wobei die Gitter G0x bis G2 meist eben ausgebildet sein werden und senkrecht zur Mittellinie zwischen Fokus- und Detektormittelpunkt ausgerichtet sind. Grundsätzlich besteht jedoch auch die Möglichkeit, die Oberfläche der Gitter dem Strahlenverlauf des Strahlkegels so anzupassen, dass in jedem Ort die Gitter von der Strahlverbindung zwischen dem Fokus und dem jeweiligen Detektorelement senkrecht geschnitten werden, woraus sich eine entsprechende Krümmung der Gitter ergibt.
- Die bisher beschriebene Anordnung kann lediglich für die Messung der Phasenverschiebung in einem bestimmten Energiebereich, auf den die Gitteranordnung ausgerichtet ist, verwendet werden. Es besteht somit die Möglichkeit, entweder mehrere solcher Fokus/Detektoranordnungen winkelversetzt auf einer Gantry anzuordnen, wobei jedes einzelne Fokus/Detektor-System dann bezüglich ihrer Gitteranordnungen auf unterschiedliche Energiebereiche ausgerichtet ist. Alternativ besteht jedoch auch die Möglichkeit, ein einziges Fokus/Detektor-System – wie es in der
1 gezeigt ist – zu verwenden und lediglich die Quellengitter und Phasengitter, hier die Gitter G01, G02 und G11, G12, austauschbar zu gestalten, wobei beide Gitter entsprechend der Energie auf die sie abgestimmt sind unterschiedliche Positionen beziehungsweise unterschiedliche Perioden aufweisen, wobei jeweils die zuvor beschriebenen geometrischen Bedingungen der Gittersätze zu erfüllen sind. Eine solche Variante ist in der1 dargestellt, in der sowohl das zweite Quellengitter G01 als auch das zweite Gitter G11 außerhalb des Strahlenganges angeordnet sind, so dass zur Messung mit der zweiten gewünschten Energie, das Quellengitter G02 und das Phasengitter G12 aus dem Strahlengang herausgenommen wird und das Quellengitter G01 und das Phasengitter G11 eingesetzt wird. - In der
2 ist nochmals schematisch ein erfindungsgemäßes Fokus/Detektor-System mit zwei Gittersätzen G01, G11, G2 und G02, G12, G2 dargestellt. Vor dem ersten Gitter G02 befindet sich der Fokus F1, dessen größte Ausdehnung mit w bezeichnet ist. Das erste Gitter G02 verfügt über einen Linienabstand oder Gitterperiode p02 und eine Höhe h02 der Gitterstege. Ent sprechend sind auch die Gitter G01, G12 und G2 mit einer Höhe h12 beziehungsweise h2 und einer Periode p01, p11, beziehungsweise p2 ausgestattet. - Zur Funktion des erfindungsgemäßen Verfahrens ist es wichtig, dass der Abstand zwischen dem Quellengitter und dem Phasengitter und der Abstand zwischen dem Phasengitter und dem Analysengitter in einem bestimmten Verhältnis zueinander stehen. Es gilt hierbei:
Für den ersten Gittersatz: und für den zweiten Gittersatz: mit: - px = Gitterperiode des Gitters Gx,
- pxy = Gitterperiode des Gitters Gxy,
- lx = Abstand des Quellengitters G0 zum Phasengitter G1x für den Energiebereich Ex,
- dx = Abstand des Phasengitters G1x für den Energiebereich Ex zum Analysengitter G2 in Fächerstrahlgeometrie,
- d ≡ / 1 = Abstand des Phasengitters G1x für den Energiebereich Ex zum Analysengitter G2 unter Parallelgeometrie,
- λx = Wellenlänge der Strahlung im Energiebereich Ex,
- h1x = Steghöhe des Gitters G1x für den Energiebereich Ex in Strahlungsrichtung,
- n = Brechungsindex des Gittermaterials.
- In der Darstellung ist eine Situation gezeigt, in der aktuell mit dem zweiten Phasengitter G12 gemessen wird und das erste Phasengitter G11 aus dem Strahlengang herausgenommen ist. In der Praxis wird das jeweils verwendete Fokus/Detektor-System eine Vorrichtung aufweisen, welche die Phasengitter je nach Notwendigkeit automatisch in den Strahlengang einsetzt beziehungsweise das nicht gewünschte Gitter herausnimmt. Hierbei können auch mehr als zwei Phasengitter an jeweils unterschiedlichen Abständen vom Fokus im Strahlengang angeordnet werden.
- Der Abstand des Detektors D1 mit seinen Detektorelementen E1 bis En vom jeweiligen Analysengitter G2 ist unkritisch, dieses sollte jedoch möglichst nahe am Detektor angeordnet sein.
- In einer vorteilhaften Variante können die Phasengitter G11 und G12 jeweils auf eine Energie eingestellt sein, die einer charakteristischen Linie im Röntgenspektrum der verwendeten Anode entspricht. Bei den derzeit üblichen Wolfram-Anoden können beispielsweise vorteilhaft deren Kα-Linie und die daneben liegende Kβ-Linie genutzt werden. Bei der Wahl anderer Anodenmaterialien werden entsprechend andere Energien und damit andere Dimensionierungen des Phasengitters notwendig.
- Die Höhe h2 des Analysengitters muss ausreichend sein, um effektive Absorptionsunterschiede zwischen den von der Röntgenstrahlung durchstrahlten Stegen und den weitgehend freien Stellen des Gitters zu erzeugen, um auf der Rückseite ein entsprechendes Moiré-Muster zu schaffen.
- Zum besseren Verständnis ist in der
3 nochmals – am Beispiel einer Situation mit nur einem einzigen verwendeten Analysengitter G11 – die vom Gitter G0 ankommende individuell kohärente Strahlung, die den Patienten P durchdringt, gezeigt, wobei es nach dem Durchdringen des Patienten P zu Phasenverschiebungserscheinungen kommt. Hierdurch wird beim Durchtritt durch das Gitter G11 ein Interferenzmuster, welches durch die Grauschattierung dargestellt ist, erzeugt, das mit Hilfe des Gitters G2 auf den anschließenden Detektor D1 und dessen Detektorelementen zu unterschiedlichen Strahlungsintensitäten je Detektorelement führt, wobei sich dort ein sogenanntes Moiré-Muster ausbildet. Betrachtet man beispielsweise das Detektorelement Ei in Abhängigkeit eines Versatzes xG des Analysengitters G2 und trägt die Intensität I(Ei(xG)) als Funktion des Versatzes xG über die Intensität I, so erhält man einen sinusförmigen An- und Abstieg der Intensität I an diesem Detektorelement Ei. Trägt man diese gemessenen Strahlungsintensitäten I für jedes Detektorelement Ei beziehungsweise Ej in Abhängigkeit vom Versatz xG auf, so ergibt sich für die verschiedenen Detektorelemente, die ja letztendlich den räumlichen Röntgenstrahl zwischen dem Fokus und dem jeweiligen Detektorelement darstellen, so lässt sich für jedes Detektorelement die Phasenverschiebung φ relativ zueinander bestimmen. Es gilt: wobei v der Größe eines Voxels beziehungsweise Pixels im untersuchten Objekt entspricht, n dessen Brechungsindex ist und λ die Wellenlänge der Röntgenstrahlung darstellt. - Es lässt sich also auf diese Weise für jeden Strahl im Raum durch mindestens drei Messungen mit jeweils versetztem Analysengitter die Phasenverschiebung je Strahl und für eine engen Energiebereich der Strahlung bestimmen. Wird dies gleichermaßen mit Hilfe einer weiteren Gitteranordnung, die auf einen anderen Energiebereich abgestimmt ist, für jeden Strahl im Raum durchgeführt, so kann für jeden Strahl aus der Kenntnis von zwei unterschiedlichen Phasenverschiebungen φ(E1) und φ(E2) bei unterschiedlicher Energie eine Unterschiedsfunktion u(φ(E1), φ(E2)) bestimmt werden, woraus entweder im Fall von projektiven Röntgenaufnahmen direkt Pixelwerte einer projek tiven Aufnahme berechnet werden können oder im Fall einer CT-Untersuchung Projektionen erstellt werden, deren Pixelwerte den strahlweise berechneten Unterschiedsfunktionen entsprechen. Hieraus lässt sich mit Hilfe an sich bekannter Rekonstruktionsmethoden berechnen, welches Volumenelement im Untersuchungsobjekt welchen Anteil an der gemessenen Unterschiedsfunktionen zuzusprechen ist. Hieraus errechnen sich damit entweder Schnittbilder oder Volumendaten, die die örtliche Wirkung des untersuchten Objektes auf die Unterschiedsfunktionen widerspiegelt. Als bevorzugte Unterschiedsfunktion kann die Funktionverwendet werden, die eine Art normierten energieabhängigen Phasenverschiebungsgradienten darstellt. Entsprechendes gilt für die Funktiondie sich lediglich durch die Umrechnungder Werte linear unterscheidet.
- Da bereits geringe Unterschiede in der Zusammensetzung einen starken Effekt auf die Energieabhängigkeit der Phasenverschiebung ausüben, lassen sich hierdurch sehr detailreiche und kontraststarke Volumendaten von an sich relativ ähnlichen Materialien, insbesondere von Weichteilgewebe, darstellen.
- Anstelle der oben genannten Unterschiedsfunktionen können beispielsweise auch einfache Quotienten oder Differenzen gebildet werden.
- Soll nun zusätzlich durch die Summe der Intensitätsmessungen an den einzelnen Detektorelementen eines Detektors zur Bestimmung der Phasenverschiebung auch ein Absorptionsbild erstellt werden, so besteht die Möglichkeit, durch Aufsummation der einzelnen Messungen bei unterschiedlich versetzten Analysengittern die Wirkung des Analysengitters heraus zu mitteln und damit ein direktes Maß für die Absorptionswerte des jeweiligen Strahls zu erhalten, dass heißt es kann auf der Basis der Messdaten für die Phasenverschiebung auch ein Daten satz errechnet werden, der für jeden Strahl einen Absorptionswert wieder gibt, so dass diese Absorptionswerte in an sich bekannter Weise entweder zu direkten Projektionsabsorptionsbildern oder mit Hilfe von bekannten Rekonstruktionen in tomographische Absorptionsbilder umgewandelt werden können. Zu beachten ist hierbei, dass bei der Verwendung des gleichen Energiespektrums bei beiden Messungen die Energieabhängigkeit verschwindet. Werden jedoch unterschiedliche Energiespektren verwendet, so kann auch die Energieabhängigkeit der Absorption beobachtet werden und gegebenenfalls auch entsprechende Unterschiedsfunktionen gebildet und für die Darstellung genutzt werden.
- Da das oben beschriebene Verfahren zur Bestimmung der Phasenverschiebung von Röntgenstrahlen die ein Objekt durchlaufen sehr energieselektiv ist, sollte das Phasengitter bezüglich seiner Dimensionen auf Energiebereiche der verwendeten Strahlung eingestellt werden, in der eine möglichst hohe Photonenanzahl vorliegt.
- Wird beispielsweise eine Wolfram-Anode verwendet, so ergeben sich Energiespektren in Abhängigkeit von der Beschleunigungsspannung, wie sie in der
4 dargestellt sind. Hier ist in den Energiespektren links und rechts jeweils ein starker Peak gezeigt, der die charakteristische Strahlung des hier verwendeten Wolframmaterials darstellt. Links ist die Kα-Linie und rechts die Kβ-Linie des Wolframs gezeigt. Erfindungsgemäß ist es besonders günstig, wenn die Phasengitter bezüglich ihrer Steghöhe genau auf diese charakteristischen Linien ausgerichtet sind. - In der
5 ist, schematisch dargestellt, noch eine beispielhafte Ausführung eines CT-Systems mit zwei Fokus/Detektor-Systemen F1, D1 und F2, D2 im Querschnitt gezeigt. Beide Fokus/Detektor-Systeme befinden sich auf einer gemeinsamen Gantry und werden entsprechend mit gleicher Geschwindigkeit um das Untersuchungsobjekt, hier ein Patient P, rotiert, während vorzugsweise der Patient P in Richtung der Systemachse S vorgeschoben wird, so dass eine spiralartige Abtastung entsteht. In den beiden Fokus/Detektor-Systemen F1, D1 und F2, D2 sind jeweils unterschiedliche Gittersätze G01 G11, G2 und G02, G12, G2 angeordnet, die auch unterschiedliche Abstände d1, l1 und d2, l2 aufweisen. Selbstverständlich sind auch die Steghöhen der Phasengitter ebenfalls entsprechend der gewünschten unterschiedlichen Strahlungsenergie, bei der die Phasenverschiebung gemessen wird, angepasst. Auf diese Weise kann der Patient P gleichzeitig bezüglich unterschiedlicher energieabhängiger Phasenverschiebungen abgetastet werden, wobei keine Beschränkung bezüglich der Verwendung unterschiedlicher Beschleunigungsspannungen in den beiden Fokus/Detektor-Systemen F1, D1 und F2, D2 besteht. - Eine andere Variante des Aufbaus eines erfindungsgemäßen Fokus/Detektor-Systems eines CT's mit einem Fokus F1 und einem Detektor D1 ist in der
6 gezeigt. Hier wird ein einziges Fokus/Detektor-System mit zwei energiespezifischen Gitteranordnungen G0, G11, G21 und G0, G12, G22 ausgestattet, die auch unterschiedliche Abstände d1, l1 und d2, l2 aufweisen, wobei jede Gitteranordnung lediglich eine Hälfte des Fächerwinkels des Fokus/Detektor-Systems abdeckt. In diesem Beispiel ist zur Anpassung an die unterschiedliche Energie, bei der die Phasenverschiebung gemessen werden soll, nicht das Quellen- und Phasengitter unterschiedlich, sondern es werden unterschiedliche Phasen- und Analysengitterverwendet, wobei die Quellengitter den gleichen Abstand zum Analysengitter, jedoch unterschiedliche Periode aufweisen. Für den Strahlkegel wird ein gemeinsames Quellengitter verwendet. - Eine weitere Variante des Aufbaus eines erfindungsgemäßen Fokus/Detektor-Systems eines CT's mit einem Fokus F1 und einem Detektor D1 ist in der
7 gezeigt. Auch hier wird ein einziges Fokus/Detektor-System mit zwei energiespezifischen Gitteranordnungen G0, G11, G21 und G0, G12, G22 ausgestattet, wobei jede Gitteranordnung ebenfalls nur eine Hälfte des Fächerwinkels des Fokus/Detektor-Systems abdeckt. In dieser Variante werden zur Anpassung an die unterschiedliche Energie, bei der die Phasenverschiebung gemessen werden soll, unterschiedliche Phasengitter verwendet, wobei die beiden Analysengitter bezüglich ihrer Periode identisch sind, jedoch unterschiedliche Abstände zum Phasengitter aufweisen. Auch hier bleibt das Quellengitter gleich. Ergänzend könnte es bei dieser Ausführung geraten sein, den Detektor ebenfalls zu teilen und in jeweils möglichst kurzem Abstand zum Analysengitter anzuordnen. - Bei den Varianten der
6 und7 reduziert sich zwar die Anzahl der messbaren Projektionen auf die Hälfte mit entsprechenden Konsequenzen auf Auflösung und „Rausch zu Signal"-Verhältnis, jedoch kann auf diese Weise auch ein herkömmliches CT mit einem einzigen Fokus/Detektor-System mit einem Durchgang die Phasenverschiebung bei zwei unterschiedlichen gleichzeitig Energien messen und es bleibt der Austausch der Gitter erspart. - Ein vollständiges Computer-CT-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist in der
8 dargestellt. Diese zeigt das CT-System1 , welches über ein erstes Fokus/Detektor-System mit einer Röntgenröhre2 und einem gegenüber liegenden Detektor3 verfügt, die auf einer nicht näher dargestellten Gantry in einem Gantrygehäuse6 angeordnet sind. Im Strahlengang des ersten Fokus/Detektor-Systems2 ,3 ist ein Gittersystem gemäß den1 bis3 angeordnet, so dass der Patient7 , der sich auf einer längs der Systemachse9 verschiebbaren Patientenliege8 befindet, in den Strahlengang des ersten Fokus/Detektor-Systems geschoben werden kann und dort abgetastet wird. Die Steuerung des CT-Systems wird durch eine Rechen- und Steuereinheit10 durchgeführt, in der in einem Speicher11 Programme Prg1 bis Prgn gespeichert sind, die die zuvor beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahren durchführen und aus den gemessenen strahlenabhängigen Phasenverschiebungen und Absorptionen entsprechende tomographische Bilder rekonstruieren. Die Durchführung dieser erfindungsgemäßen Verfahren wird im gestrichelt dargestellten Kasten12 angedeutet. - Optional kann anstelle des einzigen Fokus/Detektor-Systems ein zweites Fokus/Detektor-System im Gantrygehäuse angeordnet werden. Dieses ist in der
8 durch die gestrichelt gezeigte Röntgenröhre4 und den gestrichelt dargestellten Detektor5 angedeutet. - Im Kasten
12 wird eine schematischen Fließdarstellung des erfindungsgemäßen Verfahrens gezeigt. Das links dargestellte Energiespektrum einer Wolfram-Anode, welches zwei charakteristische Röntgenlinien aufweist, zeigt das hier verwendete Energiespektrum. In einem ersten Pfad A wird unter Ausnutzung dieser charakteristischen Linie und der dort vorkommenden großen Anzahl an Photonen die Phasenkontrastmessung durchgeführt, während im unteren Pfad B die gleiche Messung, jedoch im Bereich der anderen charakteristischen Strahlung, durchgeführt wird. Sobald für jeden Strahl durch den Patienten P bei den beiden Energiebereichen E1 und E2 die energiespezifische Phasenverschiebung φ(E1) und φ(E2) bestimmt ist, werden über die oben beschriebene Unterschiedsfunktion u(φ(E1), φ(E2)) die Projektionen berechnet und der Rekonstruktion von tomographischen Aufnahmen zugeführt. Auf diese Weise entstehen mit Hilfe von Röntgenstrahlung tomographische Aufnahmen, welche sehr detailliert Strukturen auch in Gebieten ähnlicher Zusammensetzung, wie beispielsweise Weichteilgewebe, darstellen. - Es wird ausdrücklich darauf hingewiesen, dass die beschriebene Technik in einfacherer Ausführung auch auf die Erstellung projektiver Aufnahmen anwendbar ist. Bei der Erstellung projektiver Aufnahmen kann auf die rotierende Abtastung des Untersuchungsobjektes und die Rekonstruktion aus Projektionsdaten verzichtet werden.
- Ergänzend ist noch darauf hinzuweisen, dass mit den gezeigten Fokus/Detektor-Systemen nicht nur Phasenverschiebungen der Röntgenstrahlung gemessen werden können, sondern diese weiterhin auch zur konventionellen Messung der Strahlungsabsorp tion und Rekonstruktipn von entsprechenden Absorptionsaufnahmen geeignet sind. Gegebenenfalls können auch kombinierte Absorptions- und Phasenkontrastaufnahmen erzeugt werden.
- Weiterhin wird darauf hingewiesen, dass in der praktischen Ausführung bei den verwendeten Gittern zur Kontrastverbesserung die Lücken zwischen den Gitterlinien mit einem hochabsorbierenden Material gefüllt sein können. Beispielsweise kann hierfür Gold verwendet werden. Grundsätzlich sollten zumindest die als Absorptionsgitter fungierenden Quellen- und Analysengitter so ausgestaltet werden, dass sie einen Kontrastfaktor von mindestens e–1 erreichen.
- Insgesamt wird in dieser Schrift ein Verfahren zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen von einem Untersuchungsobjekt, vorzugsweise einem Patienten, mit einem Röntgen-System, und ein entsprechendes Röntgen-System zur Durchführung dieses Verfahrens beschrieben, wobei auf unterschiedliche Energiebereiche abgestimmte röntgenoptische Gittersätze zur Bestimmung von energieabhängigen Phasenverschiebungen beim Durchtritt durch ein Untersuchungsobjekt verwendet werden, aus diesen energieabhängigen Phasenverschiebungen ein Unterschiedswert gebildet und daraus tomographische oder projektive Bilder erzeugt werden.
- Es versteht sich, dass die vorstehend genannten Merkmale der Erfindung nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen.
Claims (39)
- Verfahren zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Aufnahmen von einem Untersuchungsobjekt, vorzugsweise einem Patienten (P), mit einem Röntgen-System oder Röntgen-CT-System (
1 ), mit örtlichen Aufnahmewerten mit Hilfe der Messung von Phasenverschiebungen (φ) einer das Untersuchungsobjekt durchdringenden Röntgenstrahlung (Si), dadurch gekennzeichnet, dass die Phasenverschiebung (φ(E1), φ(E2)) energiespezifisch bezüglich mindestens zwei unterschiedlicher Energiebereiche (E1, E2) gemessen wird und die Aufnahmewerte als Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) gebildet werden. - Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) für genau zwei Energiebereiche (E1, E2) bestimmt werden.
- Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass in der Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) der Wert φ(E1) – φ(E2) verwendet wird.
- Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass aus den gemessenen energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) ein energiespezifischer Brechungsindex (n(E1), n(E2)) berechnet und für die Aufnahmewerte verwendet wird.
- Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass in der Funktion der energiespezifischen Brechungsindizes (n(E1), n(E2)) der Wert n(E1) – n(E2) verwendet wird.
- Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung der tomographischen Röntgenphasenkontrastaufnahmen zumindest die folgenden Verfahrensschritte durchgeführt werden: 11.1. das Untersuchungsobjekt (P) wird mit mindestens einem Fokus/Detektor-System (
2 ,3 ) kreis- oder spiralförmig abgetastet, wobei das Detektorsystem (3 ) eine Vielzahl von nebeneinander angeordneten Detektorelementen (Ex) aufweist, die mindestens eine Detektorzeile, vorzugsweise mehrere Detektorzeilen, bilden, 11.2. zur Messung wird zwischen dem mindestens einen Fokus (F1) und dem mindestens einen Detektor (D1) ein Satz röntgenoptischer Gitter (Gxy) angeordnet, der von der Röntgenstrahlung (Si) durchstrahlt wird, wobei 11.2.1. mit mindestens einem Quellengitter (G0x) zwischen Fokus (F1) und Untersuchungsobjekt (P) ein Feld von Strahlenquellen mit individuell kohärenten Strahlung (Si) erzeugt wird, 11.2.2. das Untersuchungsobjekt (P) von der Röntgenstrahlung (Si) durchdrungen und die Röntgenstrahlung je nach durchdrungener Materie einer unterschiedlichen Phasenverschiebung (φ) unterworfen wird, 11.2.3. mit einem ersten, auf einen ersten Energiebereich (E1) abgestimmten Phasengitter (G11) ein Interferenzmuster der Strahlung diesen Energiebereich erzeugt wird, 11.2.4. mit mindestens einem zweiten, auf einen anderen Energiebereich (E2) abgestimmten Phasengitter (G12) mindestens ein weiteres Interferenzmuster der Strahlung dieses Energiebereiches erzeugt wird, 11.2.5. die Strahlung wird durch ein Analysengitter (G2x) zum Detektor geführt, und durch mindestens drei Intensitätsmessungen des gleichen räumlichen Strahls bei jeweils unterschiedlich versetztem Analysengitter (G2x) die Phasenverschiebung (φ) jedes Strahls beim Durchtritt durch das Untersuchungsobjekt (P) ermittelt wird, und 11.3. aus den gemessenen Phasenverschiebungen (φ) der Strahlen oder daraus ermittelten Brechungsindizes (n) tomographische Phasenkontrastdaten des Untersuchungsobjektes (P) rekonstruiert werden. - Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass für die Messungen der Phasenverschiebungen (φ) je Energiebereich (Ex) ein eigenes Fokus/Detektor-System (
2 ,3 ;4 ,5 ) mit jeweils energiespezifisch angepasstem Gittersatz (G0x, G1x, G2x) verwendet wird, wobei vorzugsweise die Fokus/Detektor-Systeme (2 ,3 ;4 ,5 ) winkelversetzt auf einer Gantry angeordnet sind. - Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass für die Messungen der Phasenverschiebungen je Energiebereich (φ; Ex) ein anderes Phasengitter (G1x) im gleichen Fokus/Detektor-System (
2 ,3 ) verwendet wird. - Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass für mindestens einen Energiebereich (Ex), auf den mindestens ein Analysengitter (G2x) abgestimmt ist, die Energie eines Peaks der charakteristischen Strahlung des verwendeten Anodenmaterials genutzt wird.
- Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Kα-Linie und Kβ-Linie des Anodenmaterials, vorzugsweise von Wolfram als Anodenmaterial, für zwei Energiebereiche (E1, E2) genutzt wird.
- Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenstrahlung für mindestens zwei unterschiedliche Energiebereiche (E1, E2) mit unterschiedlichen Anodenmaterialien erzeugt werden.
- Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung der projektiver Phasenkontrastaufnahmen zumindest die folgenden Verfahrensschritte durchgeführt werden: 17.1. das Untersuchungsobjekt (P) wird mit einem Strahlenbündel ausgehend vom Fokus (F1) einer Röntgenröhre (
2 ) durchstrahlt, 17.2. mit einem Detektor (D1) wird die empfangene Strahlungsintensität gemessen, wobei zwischen der mindestens einen Röntgenröhre (2 ) und dem Detektor (D1) ein Satz röntgenoptischer Gitter, bestehend aus mindestens einem Quellengitter (G0x), mindestens zwei wechselweise in den Strahlengang eingebrachter unterschiedlicher Phasengitter (G11, G12) und einem Analysengitter (G2), angeordnet ist, 17.3. für jeden im Raum zwischen Fokus (F1) und Detektor (D1) liegenden Strahl, der das Untersuchungsobjekt (P) durchdringt, werden mindestens drei Intensitätsmessungen mit jeweils unterschiedlich versetzt angeordnetem Analysengitter (G2) die Phasenverschiebung dieses Strahls beim Durchtritt durch das Objekt (P) ermittelt, 17.4. es werden für jeden Strahl aus den gemessenen Phasenverschiebungen für unterschiedliche Energiebereiche (φ(E1), φ(E2)) jedes Strahls die Pixelwerte als Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) berechnet. - Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass für mindestens einen Energiebereich (Ex), auf den mindestens ein Analysengitter (G2x) abgestimmt ist, die Energie eines Peaks der charakteristischen Strahlung des verwendeten Anodenmaterials genutzt wird.
- Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Kα-Linie und Kβ-Linie des Anodenmaterials, vorzugsweise von Wolfram als Anodenmaterial, für zwei Energiebereiche (E1, E2) genutzt wird.
- Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenstrahlung für mindestens zwei unterschiedliche Energiebereiche (E1, E2) mit unterschiedlichen Anodenmaterialien erzeugt werden.
- Röntgen-CT-System (
1 ) zur Erzeugung tomographischer Phasenkontrastaufnahmen mit: 21.1. mindestens einem, drehbar um ein Untersuchungsobjekt (P) auf einer Gantry oder einem C-Bogen angeordneten, Fokus/Detektor-System (2 ,3 ), und 21.2. einem Satz durchstrahlter röntgenoptischer Gitter zwischen Fokus (F1) und Detektor (D1), bestehend aus mindestens einem Quellengitter (G0), mindestens zwei wechselweise in den Strahlengang einfahrbaren Phasengittern (G11, G12) und einem Analysengitter (G2). - Röntgen-CT-System (
1 ) zur Erzeugung tomographischer Phasenkontrastaufnahmen mit: 22.1. mindestens zwei, drehbar um ein Untersuchungsobjekt auf einer Gantry oder einem C-Bogen angeordneten, Fokus/Detektor-Systemen (2 ,3 ;4 ,5 ), und 22.2. je Fokus/Detektor-System (2 ,3 ;4 ,5 ) einen Satz energiespezifisch dimensionierter durchstrahlter röntgenoptischer Gitter zwischen Fokus (F1) und Detektor (D1), bestehend aus einem Quellengitter (G0x), einem Phasengitter (G1x) und einem Analysengitter (G2x). - Röntgen-CT-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 21 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass eine Vorrichtung zur Relativverschiebung des Analysengitters (G2x) gegenüber den Phasengitter (G1x) senkrecht zur Strahlenrichtung und senkrecht zur Längsrichtung der Gitterlinien vorgesehen ist.
- Röntgen-CT-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 21 bis 23, dadurch gekenn zeichnet, dass zumindest ein weiteres Fokus/Detektor-System (
4 ,5 ) winkelversetzt auf der Gantry angeordnet ist, welches frei von röntgenoptischen Gittern ist und ausschließlich zur Absorptionsmessung dient. - Röntgen-CT-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 21 bis 24, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung den folgenden geometrischen Bedingungen genügt: Für den ersten Gittersatz: Für den zweiten Gittersatz: wobei gilt: px = Gitterperiode des Gitters Gx, pxy = Gitterperiode des Gitters Gxy, lx = Abstand des Quellengitters G0 zum Phasengitter G1x für den Energiebereich Ex, dx = Abstand des Phasengitters G1x für den Energiebereich Ex zum Analysengitter G2 in Fächerstrahlgeometrie, d ≡ / 1 = Abstand des Phasengitters G1x für den Energiebereich Ex zum Analysengitter G2 unter Parallelgeometrie, λx = Wellenlänge der Strahlung im Energiebereich Ex, h1x = Steghöhe des Gitters G1x für den Energiebereich Ex in Strahlungsrichtung, n = Brechungsindex des Gittermaterials.
- Röntgen-CT-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 25, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung zusätzlich der geometrischen Bedingung l1 + d1 = l2 + d2 genügt und damit p01 ≠ p02 ist.
- Röntgen-CT-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 25, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung zusätzlich der geometrischen Bedingung p01 = p02 genügt und damit l1 + d1 ≠ l2 + d2 ist.
- Röntgen-CT-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 25, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung sowohl der geometrischen Bedingung p01 ≠ p02 als auch der geometrischen Bedingung l1 + d1 ≠ l2 + d2 genügt.
- Röntgen-CT-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 21 bis 28, dadurch gekennzeichnet, dass das CT-System eine Rechen- und Steuereinheit (
10 ) aufweist, die Programmcode (Prgx) enthält, welcher im Betrieb das Verfahren gemäß mindestens einem der vorstehenden Verfahrensansprüche 1 bis 16 ausführt. - Speichermedium eines oder für ein CT-System(s), dadurch gekennzeichnet, dass das Speichermedium (
11 ) Programmcode (Prgx) enthält, welcher im Betrieb des CT-Systems (1 ) mindestens einen der vorstehenden Verfahrensansprüche ausführt. - Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur mindestens bestehend aus: 31.1. einer Strahlenquelle mit einem Fokus (F1) und einem gegenüberliegenden flächigen Detektor (D1) mit einer Vielzahl von Detektorelementen (Ex), 31.2. einem Satz von durchstrahlten röntgenoptischen Gittern (G0x, G1x, G2x) mit paralleler Ausrichtung, der zwischen Fokus (F1) und Detektor (D1) angeordnet ist, durch welchen die Phasenverschiebung (φ) der Strahlung beim Durchdringen des Untersuchungsobjektes (P) strahlweise aufgelöst gemessen werden kann, wobei der Gittersatz aufweist: 31.3. mindestens ein Quellengitter (G0x), welches zwischen dem mindestens einen Fokus (F1) und dem Untersuchungsobjekt P) angeordnet ist, 31.4. mindestens zwei Phasengitter (G1x), die zwischen dem Untersuchungsobjekt (P) und dem Detektor (D1) angeordnet und wechselweise in den Strahlengang eingebracht werden können, 31.5. ein Analysengitter (G2), welches vor dem Detektor angeordnet ist, und 31.6. eine Vorrichtung zur Relativverschiebung des Analysengitters gegenüber den Phasengittern senkrecht zur Strahlenrichtung und senkrecht zur Längsrichtung der Gitterlinien.
- Röntgen-System mit mindestens einem Fokus/Detektor-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 31.
- Röntgen-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 32, dadurch gekennzeichnet, dass Mittel, vorzugsweise eine Recheneinheit, zur Berechnung der Phasenverschiebung aus mehreren Intensitätsmessungen des gleichen Strahls mit unterschiedlich versetztem Phasengitter vorgesehen sind/ist.
- Röntgen-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 31 bis 33, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung den folgenden geometrischen Bedingungen genügt: Für den ersten Gittersatz: Für den zweiten Gittersatz: wobei gilt: px = Gitterperiode des Gitters Gx, pxy = Gitterperiode des Gitters Gxy, lx = Abstand des Quellengitters G0 zum Phasengitter G1x für den Energiebereich Ex, dx = Abstand des Phasengitters G1x für den Energiebereich Ex zum Analysengitter G2 in Fächerstrahlgeometrie, d ≡ / 1 = Abstand des Phasengitters G1x für den Energiebereich Ex zum Analysengitter G2 unter Parallelgeometrie, λx = Wellenlänge der Strahlung im Energiebereich Ex, h1x = Steghöhe des Gitters G1x für den Energiebereich Ex in Strahlungsrichtung, n = Brechungsindex des Gittermaterials.
- Röntgen-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 34, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung zusätzlich der geometrischen Bedingung l1 + d1 = l2 + d2 genügt und damit p01 ≠ p02 ist.
- Röntgen-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 34, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung zusätzlich der geometrischen Bedingung p01 = p02 genügt und damit l1 + d1 ≠ l2 + d2 ist.
- Röntgen-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 34, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung sowohl der geometrischen Bedingung p01 ≠ p02 als auch der geometrischen Bedingung l1 + d1 ≠ l2 + d2 genügt.
- Röntgen-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 32 bis 37, dadurch gekennzeichnet, dass das es eine Rechen- und Steuereinheit (
10 ) aufweist, die Programmcode (Prgx) enthält, welcher im Betrieb das Verfahren gemäß mindestens einem der vorstehenden Verfahrensansprüche 1 bis 10 oder 17 bis 20 ausführt. - Speichermedium eines Röntgen-Systems oder für ein Röntgen-System, dadurch gekennzeichnet, dass das Speichermedium (
11 ) Programmcode (Prgx) enthält, welcher im Betrieb des Röntgen-Systems mindestens einen der nachfolgenden Verfahrensansprüche 1 bis 10 oder 17 bis 20 ausführt.
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