DE102012104608A1

DE102012104608A1 - Vielpunkt-Röntgen-Phasenkontrast-Bildgebungsssystem

Info

Publication number: DE102012104608A1
Application number: DE102012104608A
Authority: DE
Inventors: Timothy John Sommerer; Peter Michael Edic; Cristina Francesca Cozzini; Dirk Beque
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2011-05-31
Filing date: 2012-05-29
Publication date: 2012-12-20
Also published as: US20120307970A1; JP2012254294A

Abstract

Phasenkontrast-Bildgebungssystem und -verfahren. Eine Ausführungsform der Erfindung enthält mehrere Röntgenstrahler zur Übertragung von Röntgenstrahlen durch ein Objekt zu einem Detektor. Benachbarte Röntgenstrahler können zu unterschiedlichen Zeiten aktiviert werden, um eine Verwechslung von Röntgenstrahlen, die auf den Detektor auftreffen, zu verhindern. Jeder Röntgenstrahler kann unabhängig betrieben werden, um unterschiedliche Ausgangsflüsse zur Reduktion der gesamten Patientendosis zu erzielen.

Description

GEBIET
Die Erfindung betrifft ein radiographisches Röntgenbildgebungssystem und -verfahren und insbesondere ein radiographisches Röntgenbildgebungssystem und -verfahren, die in der Lage sind, Weichgewebe abzubilden.
HINTERGRUND
Röntgenradiographie ist eine Bildgebungstechnik, bei der eine Röntgenstrahlung auf einen Patienten oder ein Objekt angewandt wird, um Bilder von seinen inneren Strukturen (auf einem Film oder einem digitalen Medium) zu erzeugen. Herkömmliche Röntgenradiographie ist nur von begrenztem Nutzen bei der Unterscheidung zwischen Weichgeweben mit ähnlichen Schwächungskoeffizienten, was sie somit zur Abbildung dieser Gewebeart weniger geeignet macht. Insbesondere tritt dieser Effekt aufgrund der feinsten Unterschiede in den energieabhängigen Massenschwächungskoeffizienten für verschiedene Weichgewebearten auf. Diese Unterschiede nehmen bei höheren Röntgenenergien ab, was es dadurch schwierig gestaltet, diese Unterschiede genau zu messen.
Eine mathematische Modellierung der Wechselwirkung der Röntgenstrahlen mit einer Materie nützt ein Konstrukt, das als der komplexe Brechungsindex bezeichnet wird, das eine reale Komponente, die die Brechungseigenschaften der Röntgenstrahlung modeliert, und eine imaginäre Komponente aufweist, die Absorptionseigenschaften einer Röntgenstrahlung modeliert. In Abhängigkeit von der Materialart, Dicke und dem Spektrum der angewandten Röntgenstrahlung kann die Brechungskomponente des komplexen Brechungsindex mehr und bessere Informationen zur Identifizierung feinster Unterschiede in den Gewebeeigenschaften bei Röntgenenergien als herkömmliche absorptionsbasierte Bildgebungsverfahren liefern. Herkömmliche Radiographie ist für große Unterschiede in den Absorptionseigenschaften von Röntgenstrahlen, wie beispielsweise diejenigen zwischen Knochen und Gewebe, empfindlich. Zum Beispiel wird ein Röntgenbild eines Kopfes klar die Knochen des Schädels aufzeigen, da sie viel Strahlung absorbieren. Das Bild wird jedoch nicht viel von der inneren Gehirnstruktur aufzeigen, die als eine relativ merkmalslose Region auf dem Röntgenbild dargestellt wird. Anders als herkömmliche Radiographie, die auf der Absorption von Röntgenstrahlen basiert, weist eine phasensensitive Bildgebung das Potential auf, verschiedene Arten von Weichgewebe, wie beispielsweise Muskel und Sehnen, voneinander zu unterscheiden, und dies alles bei hohem Kontrast.
Bei einem höheren Weichgewebekontrast, wie er bei der phasensensitiven Bildgebung vorgefunden wird, können abgebildete Merkmale innerhalb des gescannten Volumens, einschließlich jeglicher Gewebeabnormitäten, wie beispielsweise der Gegenwart eines tumorösen Gewebes, klarer erkannt werden. Somit weist eine phasensensitive Bildgebung das Potential auf, die Größe und Position zum Beispiel eines Tumors in einem frühen Stadium aufzuzeigen, was den Ärzten ermöglicht, die richtige Behandlung, einschließlich einer oder mehrerer von Arzneimitteltherapie, Nadelbiopsie und der geeigneten Dosierung einer Strahlungstherapie, festzusetzen.
Da die reale Komponente (Brechungskomponente) des komplexen Brechungsindex von Materialien nahe an 1 liegt, wird sie gewöhnlich durch 1 – δ gekennzeichnet, wobei δ die Differenz zu 1 ist. Für nahezu alle Elemente in dem Periodensystem ist Delta (δ) größer als der imaginäre Teil Beta (β), wobei der komplexe Brechungsindex n als n = 1 – δ – iβ definiert ist. Daten für Brustgewebe sind in 1 veranschaulicht. Lewis et al. „Medical Phase Contrast X-ray Imaging: Current Status and Future Prospects" („Medizinische Phasenkontrast-Röntgenbildgebung: Istzustand und Zukunftsperspektiven"), Phys. Med. Biol., Vol. 49, S. 3573–3583, 2004. Hier ist δ 10³- bis 10⁵-mal größer als der imaginäre Teil β für Röntgenphotonenenergien in dem Bereich von 20–150 keV, die gewöhnlich zur diagnostischen medizinischen Bildgebung verwendet werden. Obwohl versucht wird zu postulieren, dass ein großes Verhältnis von Delta zu Beta eine signifikante Kontrastverstärkung in einem Bild zur Folge haben wird, ist zu erkennen, dass Beta ein Signalabsorptionsausdruck ist. Somit hängt der Gewebekontrast, wie er in einem Bild erzielt wird, von der Gewebeart, die abgebildet wird, der Dicke des Gewebes und dem Spektrum der angewandten Röntgenstrahlung ab. Die große Differenz zwischen δ und β trifft für die meisten Materialien, einschließlich z. B. Brustgewebe, über einen Bereich von Energiespektren von 20 keV bis 150 keV zu. Somit können phasensensitive Bildgebungsverfahren für Weichgewebe empfindlicher sein als abschwächungsbasierte Bildgebungsverfahren. Da phasensensitive Bildgebungsverfahren komplementäre Informationen in Bezug auf standardgemäße abschwächungsbasierte Bildgebungsverfahren erfassen und einen höheren Weichgewebekontrast ergeben können, kann eine phasensensitive Bildgebung die Möglichkeit bieten, Personen einer geringeren Röntgenstrahldosis auszusetzen.
Es ist möglich, gleichzeitig sowohl die Absorption als auch Phasenverschiebungen von Röntgenstrahlen aufgrund der Abschwächung bzw. der Brechung zu messen. Wie sichtbares Licht und jede elektromagnetische Strahlung können Röntgenstrahlen sowohl als Teilchen als auch als Wellen betrachtet werden. Die herkömmliche absorptionsbasierte Radiographie zeichnet das Ausmaß auf, in dem Röntgenstrahlen eine Anatomie durchdringen oder nicht. Eine phasensensitive Bildgebung misst das Maß, in dem die Röntgenstrahlwellenfront in Bezug auf ihre ursprüngliche Position durch Passieren eines Objektes aufgrund von Brechungseigenschaften des Objektes modifiziert wird. Diese Phasenverschiebung ist sehr aufschlussreich, weil sie in Abhängigkeit von der Art des Gewebes, durch das die Strahlung gebrochen wird, variiert. Jedoch sind herkömmliche Röntgenbildgebungsverfahren für die Phasenverschiebung von Röntgenstrahlen sehr unempfindlich; deshalb werden andere Detektionsverfahren benötigt.
Die Phasenkontrastbildgebung (PCI, Phase-Contrast Imaging) ist ein Prozess zur Erzeugung von Bildern auf einem Film oder digitalen Medium unter Verwendung einer Röntgenstrahlung, wodurch die Brechungseigenschaften des abgebildeten Objektes oder Gewebes visualisiert werden. Es sind verschiedene phasensensitive Bildgebungsverfahren entwickelt worden und für Fachleute auf dem Gebiet bekannt, wie beispielsweise das ausbreitungsbasierte Verfahren, das Interferenzverfahren, das beugungsverstärkte Bildgebungsverfahren und das Röntgen-Differenzphasenkontrast-Bildgebungsverfahren. Derartige PCI-Prozesse sind somit bei medizinischen diagnostischen Bildgebungstechniken, wie z. B. der Mammographie, nützlich.
2 und 3 veranschaulichen in schematisierter Weise ein bekanntes PCI-System 10. Das PCI-System 10 enthält eine möglicherweise inkohärente Röntgenquelle 15 mit einer Weite w, die eine Röntgenstrahlung 17 durch ein Objekt 20 hindurch überträgt. Die Röntgenstrahlung 17 breitet sich durch das Objekt 20 und auf einen Bildgebungsdetektor 25 aus. Für filmbasierte PCI-Systeme steht der Bildgebungsdetektor 25 in Kommunikationsverbindung mit einem Prozessor, der den Film verarbeitet. Für digitale PCI-Systeme steht der Bildgebungsdetektor 25 in Kommunikationsverbindung mit einem Prozessor, der die von dem Bildgebungsdetektor 25 erhaltenen Daten verarbeitet, um Bilder von interessierenden Bereichen des Objektes 20 zu gestalten.
Die Röntgenstrahlen von der Röntgenquelle werden teilweise durch ein absorbierendes Gittes 30 übertragen, das durch ein abwechselndes Muster aus Materialien geringer und hoher Abschwächung (als Linien oder Schraffur gekennzeichnet), wie beispielsweise Silizium bzw. Gold, gebildet sein kann. Die Dicke jeder einzelnen Linie oder jedes Strichs hoher Abschwächung reicht aus, um die einfallenden Röntgenstrahlen zu absorbieren. Die Verwendung des absorbierenden Gitters 30 ergibt einen Mechanismus, um pseudo-kohärente Wellenfronten der elektromagnetischen Strahlung zu erzeugen, um dadurch die Verwendung einer standardgemäßen Röntgenquelle anstelle eines Synchrotrons zu ermöglichen.
Das absorbierende Gitter 30 erzeugt eine Reihe von einzeln kohärenten, jedoch gegenseitig inkohärenten sekundären Röntgenquellen. Falls die Weite w der primären Röntgenquelle 15 hinreichend klein ist, so dass die Röntgenquelle 15 selbst kohärent ist, kann das absorbierende Gitter 30 aus dem System 10 entfernt werden. Das Auftreffen der Röntgenstrahlen 17 auf das Objekt 20 ruft eine geringe Brechung α jedes der kohärenten Teilsätze der Röntgenstrahlen 17 hervor. Die Größe der Brechung ist zu dem lokalen differentiellen Phasengradienten des Objektes 20 proportional. Eine kleine Winkelabweichung der übertragenen Röntgenstrahlen, die von der Brechung α herrührt, führt zu einer Veränderung der lokal übertragenen Intensität durch die Kombination der Gitter 35 und 40. Das Gitter 35 ist ein nicht absorbierendes Phasengitter, das aus einzelnen Linien oder Strichen gebildet ist, die Silizium oder Nickel oder sonstiges Material mit geringen Abschwächungseigenschaften aufweisen, während sie große Phasenverschiebungen erzeugen. Alternativ ist das Gitter 35 ein Absorptionsgitter. Obwohl es veranschaulicht ist, wie es zwischen dem Objekt und dem Gitter 40 positioniert ist, kann das Gitter 35 zwischen dem Gitter 30 und dem Objekt 20 positioniert sein. Das Gitter 40 ist ein absorbierendes Gitter, das aus einzelnen Gitterrosten ausgebildet ist, die ein abwechselndes Muster aus stark und schwach abschwächenden Materialien, wie beispielsweise Silizium und Gold, aufweisen. Dieses Gitter ermöglicht ein verbessertes Abtasten des Phasenkontrastsignals unter Verwendung von Detektoren mit relativ grober Auflösung durch wiederholtes schrittweises Durchlaufen des Gitterrostes und Messen des Detektorsignals. Bei Detektoren, die zur vollständigen Auflösung des Phasenkontrastsignals in der Lage sind, kann das Gitter 40 aus dem System 10 entfernt werden, und die schrittweise Durchlaufprozedur wird dann in der Messprozedur nicht benötigt.
Der Abstand von dem Gitter 30 zu dem Gitter 35 ist l, und der Abstand von dem Gitter 35 zu dem Gitter 40 ist d. Das Maß von dem Mittelpunkt einer Linie oder Schraffur hoher Abschwächung des absorbierenden Gitters 30 zu dem Mittelpunkt einer benachbarten Linie oder Schraffur hoher Abschwächung ist der Gitterteilungsabstand p₀. Der Gitterteilungsabstand des nicht absorbierenden Gitters 35 ist p₁; der Gitterteilungsabstand des absorbierenden Gitters 40 ist p₂.
Um hochqualitative Bilder des Objektes 20 an dem Detektor 25 zu erhalten, ist es erforderlich, dass jedes der kohärenten Teilsätze von Röntgenstrahlen 17 konstruktiv zu dem Bildgebungsprozess an dem Detektor 25 beiträgt. Damit dies der Fall ist, sollte eine Geometrie des Systems 10 die Gleichung erfüllen: p₀ = p₂ × l/d.
Ein Nachteil des PCI-System 10 ist seine Größe. Da praktische Gitter und Detektoren eine ebene Gestalt aufweisen, ist das bevorzugte Röntgenstrahlbündel eine ebene Welle. Die ebene Welle wird durch Anordnen einer herkömmlichen Röntgenröhre 15 in einem relativ großen Abstand zu dem Objekt approximiert; ein typischer Quelle-Detektor-Abstand kann zwischen etwa 150 und 200 Zentimetern (cm) betragen. Ein derartiger Abstand ist deutlich länger als der Quelle-Objekt-Abstand von ungefähr 65 cm, der für den Abstand, der in traditionellen Mammographiesystemen vorgefunden wird, typisch ist. Ein weiterer Nachteil des PCI-Systems 10 hinsichtlich des praktischen Einsatzes bei der diagnostischen medizinischen Bildgebung ist das begrenzte Sichtfeld (FOV, Field-of-View). Das FOV des PCI-Systems 10 ist etwa 5 bis 6 cm breit und etwa 2 cm hoch.
Es ist erwünscht, ein verbessertes Phasenkontrast-Bildgebungssystem und -verfahren zu implementieren. Ein derartiges verbessertes PCI-System würde wünschenswerterweise die gesamte Größe des Systems reduzieren sowie das Bildgebungssichtfeld bekannter PCI-Systeme vergrößern.
KURZBESCHREIBUNG
Eine Ausführungsform der Erfindung ergibt ein Phasenkontrast-Bildgebungssystem mit mehreren Röntgenstrahlern.
Ein Aspekt der Erfindung ergibt ein Phasenkontrast-Bildgebungssystem, das einen Detektor und ein nicht absorbierendes Gitter enthält, das zwischen dem abzubildenden Objekt und dem Detektor oder zwischen den mehreren Röntgenstrahlern und dem abzubildenden Objekt positioniert ist.
Eine Ausführungsform der Erfindung ergibt ein Verfahren zur Phasenkontrastabbildung eines Objektes, das ein Übertragen von Röntgenstrahlen von mehreren Röntgenstrahlern durch ein Objekt zu einem Detektor enthält.
Ein Aspekt der Erfindung ergibt ein Verfahren zur Phasenkontrastabbildung, das optional ein Übertragen der Röntgenstrahlen durch das erste absorbierende Gitter in das Objekt hinein, Ausbreitenlassen der Röntgenstrahlen durch das Objekt und Übertragen der Röntgenstrahlen durch ein zentrales nicht absorbierendes oder absorbierendes Gitter und optional durch ein zweites absorbierendes Gitter zu dem Detektor enthält.
Diese und weitere Merkmale, Aspekte und Vorteile der vorliegenden Erfindung können besser verstanden und/oder veranschaulicht werden, wenn die folgende detaillierte Beschreibung gemeinsam mit den beigefügten Zeichnungen betrachtet wird.
BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt eine Grafik, die einen Parameter des realen Teils und des imaginären Teils des komplexen Brechungsindex gegenüber der Energie aufzeigt. Lewis et al., „Medical Phase Contrast x-Ray Imaging: Current Status and Future Prospects," Phys. Med. Biol., Vol. 49, S. 3573–3583, 2004.
2 zeigt eine schematische Ansicht eines bekannten Phasenkontrast-Bildgebungssystems. Pfeiffer et al., „Phase Retrieval and Differential Phase Contrast Imaging with Low-Brilliance X-ray Sources," („Phasenwiedergewinnungs- und Differenzphasenkontrastbildgebung mit Röntgenquellen geringer Helligkeit"), Nature Physics, Vol. 2, S. 258–261, 2006.
3 zeigt eine schematische Draufsicht von oben auf das Phasenkontrast-Bildgebungssystem nach 2. Pfeiffer et al., "Phase Retrieval and Differential Phase Contrast Imaging with Low-Brilliance x-Ray Sources," Nature Physics, Vol. 2, S. 258–261, 2006.
4 zeigt eine schematische Draufsicht von oben auf ein Phasenkontrast-Bildgebungssystem gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
5 zeigt eine Grafik, die eine Bildauswertung gegenüber der mittleren Drüsendosis aufzeichnet.
6 zeigt eine Grafik, die die Absorption und Belastung mit Strahlungsenergie gegenüber der Betriebsenergie aufzeichnet.
7 veranschaulicht ein Verfahren zur Phasenkontrastabbildung eines Objektes gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
Die vorliegende Beschreibung stellt bestimmte Definitionen und Verfahren bereit, um die Ausführungsformen und Aspekte der Erfindung besser zu definieren und um Fachleute auf dem Gebiet bei der Umsetzung ihrer Schaffung zu führen. Das Bereitstellen oder fehlende Bereitstellen einer Definition für einen bestimmten Begriff oder Ausdruck soll nicht irgendeine spezielle Wichtigkeit oder deren Fehlen bedeuten; vielmehr, und solange nicht anders angegeben, sind die Ausdrücke entsprechend dem herkömmlichen Gebrauch durch Fachleute auf dem relevanten Gebiet zu verstehen.
Sofern nicht anders definiert, haben technische und wissenschaftliche Begriffe, wie sie hierin verwendet werden, die gleiche Bedeutung, wie sie von einem Fachmann auf dem Gebiet, zu dem diese Erfindung gehört, üblicherweise verstanden wird. Die Begriffe „erste”, „zweite” und dergleichen, wie sie hierin verwendet werden, bezeichnen keine Reihenfolge, Menge oder Wichtigkeit, sondern werden vielmehr dazu verwendet, ein Element von einem anderen zu unterscheiden. Ferner bezeichnen die Begriffe „ein” und „eine” keine Mengenbeschränkung, sondern bezeichnen vielmehr die Gegenwart wenigstens eines des bezeichneten Elementes, und die Begriffe „vordere”, „hintere”, „untere” und/oder „obere” werden, sofern nicht auch augegeben, lediglich zur Erleichterung der Beschreibung verwendet und sind nicht auf irgendeine Position oder räumliche Orientierung begrenzt. Falls Bereiche offenbart sind, sind die Endpunkte aller Bereiche, die die gleiche Komponente oder Eigenschaft betreffen, mit eingeschlossen und unabhängig kombinierbar (z. B. schließen Bereiche von „bis zu etwa 25 Gew.-%” oder insbesondere etwa 5 Gew.-% bis etwa 20 Gew.-%” die Endpunkte und alle Zwischenwerte der Bereiche von „etwa 5 Gew.-% bis etwa 25 Gew.-%”, etc. mit ein).
Die Modifizierung „etwa”, wie sie in Verbindung mit einer Menge verwendet wird, schließt den angegebenen Wert mit ein und weist die durch den Zusammenhang vorgegebene Bedeutung auf (z. B. enthält den Fehlergrad, der mit der Messung der speziellen Menge verbunden ist). Eine Bezugnahme in der gesamten Beschreibung auf „eine einzelne Ausführungsform”, „eine weitere Ausführungsform”, „eine Ausführungsform” und dergleichen bedeutet, dass ein bestimmtes Element (z. B. Merkmal, Struktur und/oder Eigenschaft), das in Verbindung mit der Ausführungsform beschrieben ist, in wenigstens einer hierin beschriebenen Ausführungsform enthalten ist und in anderen Ausführungsformen vorhanden sein kann oder nicht. Außerdem ist es zu verstehen, dass die beschriebenen erfindungsgemäßen Merkmale in den verschiedenen Ausführungsformen in jeder beliebigen geeigneten Weise miteinander kombiniert werden können.
Ein Phasenkontrast-Bildgebungssystem (PCI-System) 100, das in 4 veranschaulicht ist, enthält eine Röntgenquelle, die Röntgenstrahlen evtl. durch ein absorbierendes Gitter 30 zu einem Objekt 20 aussendet. Nachdem sie sich durch das Objekt 20 ausgebreitet haben, verlaufen die Röntgenstrahlen durch ein nicht absorbierendes oder absorbierendes zentrales Gitter 35 und evtl. durch ein absorbierendes Gitter 40 zu dem Röntgendetektor 25. Alternativ kann das nicht absorbierende Gitter 35 zwischen der Röntgenquelle und dem Objekt 20 angeordnet sein.
Die Röntgenquelle des PCI-Systems 100 enthält eine Anordnung 110 von Röntgenstrahlbrennflecken oder Röntgenstrahlern. Die Röntgenstrahlbrennflecke können eine beliebige Art einer Röntgenstrahlen emittierenden Vorrichtung sein, zu denen einschließlich, jedoch nicht darauf beschränkt, Röntgenstrahlen gehören, die ausgehend von Elektronenstrahlen erzeugt werden, die durch Wolframfäden, Kaltkathoden-Emissionsvorrichtungen, Feldemitter und Kohlenstoffnanoröhrchen, die sowohl Reflektions- als auch Transmissionsquellen aufweisen, geliefert werden. In einer Ausführungsform eines PCI-Systems 100 zur Verwendung in Mammographieeinsätzen können die einzelnen Strahler in der Anordnung 110 eine Weite von etwa 0,3 mm aufweisen. In einer Ausführungsform beträgt der Teilungsabstand zwischen den Strahlern ungefähr 1,3 cm. Für eine lineare Anordnung von zwölf Strahlern mit einer einzelnen Strahlergröße von 0,3 cm und einem Abstand von 1,3 cm zwischen den Brennflecken ergibt sich ein Sichtfeld von ungefähr 20 cm an der Anordnung 110.
In einer Ausführungsform weist die Anordnung 110 einen ersten Satz von Röntgenstrahlbrennflecken 112 auf, der mit einem zweiten Satz von Röntgenstrahlerbrennflecken 114 verschachtelt ist. Jeder Satz 112 enthält eine Anzahl von Röntgenstrahlbrennflecken 112a bis 112n. Die Röntgenstrahlbrennflecke 112a bis 112n emittieren jeweils Röntgenstrahlen 117a bis 117n. Jeder Satz 114 enthält eine Anzahl von Röntgenstrahlbrennflecken 114a bis 114n. Die Röntgenstrahlbrennflecke 114a bis 114n emittieren jeweils Röntgenstrahlen 119a bis 119n. Es sollte verstanden werden, dass der Röntgenstrahlfluss jedes einzelnen Brennfleckes einzeln variiert erden kann, d. h. unterschiedliche Flecke desselben Satzes von Brennflecken können betrieben werden, um unterschiedliche Röntgenstrahlintensitäten auf Abschnitten des Objektes 20 zu erzielen. Dies ermöglicht eine Anpassung der zu dem Patienten emittierten Strahlung, wodurch eine optimale Bildqualität bei der niedrigsten möglichen Patientendosis erreicht wird. Außerdem können einzelne Röntgenstrahlbrennflecke 112a bis 112n oder 114a bis 114n gleichzeitig betrieben werden, oder sie können aufeinanderfolgend betrieben werden. Beide Sätze von Röntgenstrahlbrennflecken sind in 4 identifiziert. Dies stellt lediglich eine mögliche Ausführungsform dar; es können zwei oder mehrere Teilsätze von Röntgenstrahlbrennflecken identifiziert werden.
Obwohl die Anordnung 110 veranschaulicht ist, wie sie in einer einzigen Dimension vorliegt, sollte verstanden werden, dass die Anordnung in zwei Dimensionen eingerichtet sein kann. In einer Ausführungsform weist die Anordnung 110 ein lineares Array von ungefähr 10 Strahlern auf. In einer anderen Ausführungsform weist die Anordnung 110 ein zweidimensionales Array von ungefähr 16 Strahlern auf. Es sollte verstanden werden, dass die Anzahl von Strahlern zwei oder mehr betragen kann. Es sollte ferner verstanden werden, dass eine zweidimensionale Anordnung drei oder mehrere Strahler aufweisen kann und in einer 2×2, 3×3, 4×4, etc. quadratischen Matrix oder einer verschachtelten 1×2 Dreiecksmatrix oder einer verschachtelten 2×3, 2×4, etc. Rechteckmatrix ausgebildet sein kann. Außerdem kann die Anordnung 110 auf eine nicht ebene Weise, z. B. in einer Richtung gekrümmt, gebildet sein.
Ferner kann jeder Strahler einen Mikrobrennpunkt oder eine Anordnung einzelner Unterquellen enthalten. Jede der Unterquellen ist einzeln kohärent, jedoch in Bezug auf die anderen Unterquellen gegenseitig inkohärent. Die Anordnung der Unterquellen kann geschaffen werden, indem eine Anordnung von Schlitzen, d. h. ein zusätzliches Amplitudengitter, nahe an der Quelle platziert wird oder eine Anordnung von Unter-Mikrobrennpunkten (z. B. mit Kohlenstoffnanoröhrchen) erzeugt wird.
Damit ein PCI-System 100 bei der Mammographie eingesetzt wird, werden die stark abschwächenden Linien oder Gitterroste des Gitters 30 aus einem bestimmten Material und mit einer bestimmten Dicke hergestellt, um ungefähr all die Röntgenstrahlen zu blockieren, die auf die Linien auftreffen, wobei eine gesamte Blockade von 50% oder mehr der auf das Gitter 30 auftreffenden Röntgenstrahlen berücksichtigt wird.
Wie in 4 veranschaulicht, liegt eine Überlappung der emittierten Röntgenstrahlen 117, 119 zwischen benachbarten Röntgenstrahlbrennflecken 112, 114 vor. Zum Beispiel überlappen die Röntgenstrahlen 117a und die Röntgenstrahlen 119a einander, und die Röntgenstrahlen 117n und die Röntgenstrahlen 119n überlappen einander. Der sequenzierte Betrieb der Röntgenstrahlbrennflecke 112 und 114 ist nachstehend beschrieben.
Die Verwendung der zahlreichen Röntgenstrahlbrennflecke überwindet die Unzulänglichkeit herkömmlicher PCI-Systeme in Bezug auf ein begrenztes FOV. Bei der Erzeugung eines Phasenkontrastbildes kann jeder Röntgenstrahlbrennfleck unabhängig betrachtet werden. Ferner können Daten an dem Detektor 25 akquiriert werden, wenn verschiedene Röntgenstrahlbrennflecke senden.
Außerdem überwindet das PCI-System 100 die Unzulänglichkeit herkömmlicher PCI-Systeme, wie beispielsweise des PCI-Systems 10, insofern als der Abstand von den Strahlern 110 zu dem Detektor 25 von den 100 bis 200 cm, wie sie in dem PCI-System 10 vorgefunden werden, auf den Abstand, der in herkömmlichen Mammographiesystemen vorgefunden wird, reduziert werden kann. Die seitlichen Dimensionen, wie beispielsweise die Brennfleckweite w und die Gitterteilungsabstände p werden ebenfalls proportional skaliert.
Ein Angrenzen oder Überlappen benachbarter Röntgenstrahlemissionen ist notwendig, um eine vollständige Abdeckung des abgebildeten Objektes sicherzustellen. Um jede mögliche Irritation hinsichtlich der Datensignale an dem Detektor von mehreren Röntgenstrahlemissionen zu verringern, weist jedoch eine Ausführungsform benachbarte Röntgenstrahlbrennflecke auf, die zu unterschiedlichen Zeiten arbeiten. Zum Beispiel strahlen die Röntgenstrahlbrennflecke 112 zu einer ersten Zeit aus, und die Röntgenstrahlbrennflecke 114 strahlen zu einer zweiten Zeit aus, die sich von der ersten Zeit unterscheidet. Insbesondere werden die Röntgenstrahlbrennflecke 112, einschließlich 112a, betrieben, und sie emittieren Röntgenstrahlen 117, einschließlich Röntgenstrahlen 117a. Die Röntgenstrahlen 117a treffen nach der Übertragung durch das Gitter 30, das Objekt 20 und die Gitter 35 und 40 auf den Bereich 25a des Detektors 25 auf. Anhand des Bereichs 25a des Detektors werden durch einen „nicht veranschaulichten” Prozessor Daten akquiriert. Nach dem Auslesen zu dem Prozessor werden die Röntgenstrahlbrennflecke 114, einschließlich des Röntgenstrahlbrennfleckes 114a, betrieben. Röntgenstrahlen 119b treffen auf den Bereich 25b des Detektors 25 auf. Wie veranschaulicht, überlappt der Bereich 25b den Bereich 25a des Detektors 25. Es sollte verstanden werden, dass die Strahler 110 und die Gitter 30, 35, 40 und der Detektor 25 in Bezug aufeinander derart positioniert werden können, dass benachbarte Bereiche des Detektors 25, wie die Bereiche 25a und 25b, anstatt einander zu überlappen, aneinander angrenzen.
Nach einem vollen Betriebszyklus all der Röntgenstrahlbrennflecke kann das Gitter 40 relativ zu dem Detektor 25 versetzt werden, und es wird ein weiterer voller Betriebszyklus der Röntgenstrahlbrennflecke durchgeführt. Die Versetzung des Gitters 40 erfolgt um einen kleinen Abstand auf der Basis der Gleichung p₂/n, wobei n der gewünschten Überabtastung des Phasenkontrastsignals entspricht. Es ist wichtig, dass der Detektor 25 in der Lage ist, die Phasenmodulation zu detektieren, und eine Option hierfür besteht darin, das absorbierende Gitter mit schrittweisem Durchlaufen zu verwenden. Wie früher erwähnt, kann in dem Fall, dass ein Detektor mit einer geeigneten Auflösung, um das Phasenkontrastsignal abzutasten, zur Verfügung steht, das Gitter 40 eliminiert werden, und es wird nur eine einzige Datenerfassung für jeden Satz von Röntgenstrahlbrennflecken benötigt.
Indem nun auf 5 Bezug genommen wird, funktioniert eine herkömmliche Mammographie bei einem niedrigen Röntgenphotonenenergiewert von gewöhnlich 10–40 keV, wo der Absorptionskontrast zwischen unterschiedlichen Weichgeweben größer ist. Auf diesem geringen Energieniveau ist der Absorptionskontrast höher. Da PCI-Systeme, wie beispielsweise das PCI-System 100, nicht auf einer Röntgenstrahlabsorptionsbasis arbeiten, sondern stattdessen auf einer Röntgenstrahl-Phasenkontrastbasis arbeiten, können PCI-Systeme auf höheren Energieniveaus, wie beispielsweise bei 60 keV, arbeiten. Auf einem derartigen Niveau ist die absorbierte Dosis geringer, was zu einer geringeren Belastung durch schädliche Ionisationsstrahlung für einen Patienten führt. Ferner zeigt, wie in 5 angezeigt, Erfahrung mit beugungsverstärkter Bildgebung, die eine spezielle Art einer Phasenkontrastbildgebung ist, an, dass Radiologen in der Lage sind, Merkmale in Bildern von einer Phasenkontrastbildgebung bei einer im Vergleich zu herkömmlichen Absorptions-Röntgenstrahlbildern viel geringeren Röntgenstrahldosis zu detektieren. Die obere Abbildung in 6 zeigt die energieabhängige Absorption verschiedener Gewebearten: Fettgewebe, Brustgewebe, Muskel und Blut. Die untere Abbildung in 6 zeigt die inkrementale Dosis pro Flussdichte als Funktion der Photonenenergie. Bei der unteren Abbildung kann ersehen werden, dass die inkrementale Dosis pro Flussdichte bei einer näherungsweisen Röntgenstrahlenergie von 60 keV minimiert ist.
Indem nun auf 7 Bezug genommen wird, ist ein Verfahren zur Abbildung eines Objektes, beispielsweise eines Patienten, mit einem PCI-Bildgebungssystem, wie beispielsweise dem PCI-System 100, beschrieben. Im Schritt 200 wird das Objekt an einer Stelle zwischen mehreren Röntgenstrahlern und einem zentralen nicht absorbierenden oder absorbierenden Gitter positioniert. Wenn es in dem System vorhanden ist, wird das erste absorbierende Gitter in Bezug auf mehrere Röntgenstrahler positioniert, und die stark abschwächenden Linien oder Gitterroste werden hergestellt, um mehr als 50% der emittierten Röntgenstrahlen zu blockieren. Idealerweise werden alle Röntgenstrahlen, die auf den stark abschwächenden (absorbierenden) Teil des Gitters auftreffen, abgeschwächt, und alle Röntgenstrahlen, die auf die schwach abschwächenden Linien oder Gitterroste auftreffen, werden übertragen.
Im Schritt 205 senden die mehreren Röntgenstrahler Röntgenstrahlen in das Objekt aus, evtl. durch ein erstes absorbierendes Gitter, das einen Teil der Röntgenstrahlen absorbiert und dem Rest ermöglicht, in das Objekt übertragen zu werden. Der Schritt 205 kann mehrere Male durchgeführt werden. Zum Beispiel können die mehreren Röntgenstrahler in einen ersten Satz von Strahlern, die mit einem zweiten Satz von Strahlern verschachtelt sind, unterteilt werden. Der erste Satz Strahler kann in einem ersten Zeitraum feuern, und der zweite Satz Strahler kann in einem zweiten Zeitraum feuern, der sich von dem ersten Zeitraum unterscheidet.
Im Schritt 210 breiten sich die Röntgenstrahlen durch das Objekt aus und verlaufen weiter durch das nicht absorbierende oder absorbierende Gitter und evtl. durch ein zweites absorbierendes Gitter bis zu einem Detektor. Die mehreren Röntgenstrahler sind derart in Bezug aufeinander und in Bezug auf die Gitter und den Detektor positioniert, dass auftreffende Röntgenstrahlen von benachbarten Strahlern an dem Detektor wenigstens aneinander angrenzen. Insbesondere streifen die Röntgenstrahlen von einem Strahler den Detektor an einem ersten Detektorabschnitt, und die Röntgenstrahlen von einem benachbarten Strahler streifen den Detektor in einem zweiten Detektorabschnitt. Der erste und der zweite Detektorabschnitt grenzen wenigstens aneinander an, können jedoch einander überlappen. Da eine Irritation an dem Detektor über den Ursprung der Signale zu vermeiden ist, sollten benachbarte Strahler wahrscheinlich in unterschiedlichen Zeiträumen feuern, falls die jeweiligen Röntgenstrahl-Auftreffbereiche an dem Detektor einander überlappen. Wie der Schritt 205 kann der Schritt 210 mehrere Male durchgeführt werden.
Im Schritt 215 kann das zweite absorbierende Gitter, wenn es in dem System vorhanden ist, in Bezug auf den Detektor versetzt werden, und die Schritte 205 und 210 können erneut durchgeführt werden. Alternativ kann stattdessen das zentrale Gitter oder das Quellengitter, wenn es in dem System vorhanden ist, versetzt werden, und anschließend können die Schritte 205 und 210 erneut durchgeführt werden. Es sollte erkannt werden, dass es im Prinzip mehrere Alternativen zu diesem Schritt gibt, die das gleiche Ziel erfüllen. Der Schritt 215, wie beschrieben, soll nicht beschränkend sein, sondern weist einen Mechanismus zur Abtastung des Phasenkontrastsignals auf, wie dies für Fachleute auf dem Gebiet bekannt ist. Die mehreren Bildgebungsschritte werden durchgeführt, um an dem Detektor gebildete Daten zu sammeln, die verwendet werden, um das Bild aufzubauen, das dem Radiologen dargeboten wird. Die obigen Schritte können ferner für unterschiedliche Positionen des Systems in Bezug auf den Patienten wiederholt werden, um eine Tomosynthese oder Tomographie durchzuführen. Zum Beispiel kann der Prozess bei mehreren Winkeln der Quelle 15, mehreren Winkeln der Gitter 30, 35, 40 und mehreren Winkeln des Detektors 25 in Bezug auf das Objekt 20 wiederholt werden, um volumetrische Phasenkontrast-Computertomographiebilder zu rekonstruieren. Wie bei den Schritten 205 und 210 kann der Schritt 215 mehrere Male durchgeführt werden. Schließlich werden die Signale von dem Detektor im Schritt 220 zu einem Prozessor weitergeleitet, um die Phasenkontrastbilder des Objektes zu gestalten.
Während die Erfindung im Einzelnen in Verbindung mit lediglich einer begrenzten Anzahl von Ausführungsformen beschrieben worden ist, sollte ohne weiteres verstanden werden, dass die Erfindung nicht auf derartige offenbarte Ausführungsformen beschränkt ist. Vielmehr kann die Erfindung modifiziert werden, um eine beliebige Anzahl von Veränderungen, Modifikationen, Ersetzungen oder äquivalenten Anordnungen aufzunehmen, die hier vorstehend nicht beschrieben sind, die jedoch dem Rahmen und Umfang der Erfindung entsprechen. Während zum Beispiel Ausführungsformen anhand von Ausdrücken beschrieben worden sind, die zunächst Singularität bedeuten können, sollte erkannt werden, dass mehrere Komponenten verwendet werden können. Außerdem ist es zu verstehen, dass, während verschiedene Ausführungsformen der Erfindung beschrieben worden sind, Aspekte der Erfindung lediglich einige der beschriebenen Ausführungsformen enthalten können. Demgemäß ist die Erfindung nicht als durch die vorstehende Beschreibung beschränkt anzusehen, sondern ist nur durch den Umfang der beigefügten Ansprüche beschränkt.
Was als neu beansprucht ist und durch ein Patent (der Vereinigten Staaten) geschützt werden soll, ist in den Ansprüchen angegeben.
Phasenkontrast-Bildgebungssystem und -verfahren. Eine Ausführungsform der Erfindung enthält mehrere Röntgenstrahler zur Übertragung von Röntgenstrahlen durch ein Objekt zu einem Detektor. Benachbarte Röntgenstrahler können zu unterschiedlichen Zeiten aktiviert werden, um eine Verwechslung von Röntgenstrahlen, die auf den Detektor auftreffen, zu verhindern. Jeder Röntgenstrahler kann unabhängig betrieben werden, um unterschiedliche Ausgangsflüsse zur Reduktion der gesamten Patientendosis zu erzielen.
Bezugszeichenliste

10: PCI-System
15: Röntgenquelle
w: Weite
17: Röntgenstrahlung
20: Objekt
25: Bildgebungsdetektor
25a, 25b: Detektorbereiche
30: Absorbierendes Gitter
α: Brechung
35: Gitter
40: Gitter
l: Abstand vom Gitter 30 zu 35
d: Abstand vom Gitter 35 zu 40
p₀: Gitter-Mittelpunkt-Teilungsabstand
p₁: Gitter-Teilungsabstand des Gitters 35
p₂: Gitter-Teilungsabstand des Gitters 40
100: PCI-System
110: Anordnung
112, 112a–112n: Erster Satz von Röntgenstrahlbrennflecken
114, 114a–114n: Zweiter Satz von Röntgenstrahlbrennflecken
117a–117n: Röntgenstrahlen
119a–119n: Röntgenstrahlen

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur

Lewis et al. „Medical Phase Contrast X-ray Imaging: Current Status and Future Prospects” („Medizinische Phasenkontrast-Röntgenbildgebung: Istzustand und Zukunftsperspektiven”), Phys. Med. Biol., Vol. 49, S. 3573–3583, 2004 [0005]
Lewis et al., „Medical Phase Contrast x-Ray Imaging: Current Status and Future Prospects,” Phys. Med. Biol., Vol. 49, S. 3573–3583, 2004 [0020]
Pfeiffer et al., „Phase Retrieval and Differential Phase Contrast Imaging with Low-Brilliance X-ray Sources,” („Phasenwiedergewinnungs- und Differenzphasenkontrastbildgebung mit Röntgenquellen geringer Helligkeit”), Nature Physics, Vol. 2, S. 258–261, 2006 [0021]
Pfeiffer et al., ”Phase Retrieval and Differential Phase Contrast Imaging with Low-Brilliance x-Ray Sources,” Nature Physics, Vol. 2, S. 258–261, 2006 [0022]

Claims

Phasenkontrast-Bildgebungssystem (100), das mehrere Röntgenstrahler (110) aufweist.
Phasenkontrast-Bildgebungssystem nach Anspruch 1, wobei die mehreren Röntgenstrahler auf eine lineare Weise angeordnet sind.
Phasenkontrast-Bildgebungssystem nach Anspruch 1 oder 2, wobei die mehreren Röntgenstrahler auf zweidimensionale Weise angeordnet sind.
Phasenkontrast-Bildgebungssystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das aufweist: einen Detektor (25); und ein nicht absorbierendes oder absorbierendes Gitter (35, 40), das zwischen dem abzubildenden Objekt (20) und dem Detektor oder (30) zwischen den mehreren Röntgenstrahlern und dem abzubildenden Objekt positioniert ist.
Phasenkontrast-Bildgebungssystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die mehreren Röntgenstrahler wenigstens zwei Sätze von Strahlern (112, 114) mit wenigstens einem ersten Satz von Strahlern (112) aufweisen, der mit einem zweiten Satz von Strahlern (114) verschachtelt ist.
Phasenkontrast-Bildgebungssystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der erste Satz von Strahlern Röntgenstrahlen zu einer ersten Zeit aussendet und der zweite Satz Strahler Röntgenstrahlen zu einer zweiten Zeit aussendet, die sich von der ersten Zeit unterscheidet.
Phasenkontrast-Bildgebungssystem nach Anspruch 5, wobei die Röntgenstrahlintensität von dem wenigstens ersten Satz von Strahlern und dem zweiten Satz von Strahlern variabel ist und angepasst ist, um die Patientendosis zu minimieren.
Phasenkontrast-Bildgebungssystem nach Anspruch 5, 6 oder 7, wobei die mehreren Röntgenstrahler in Bezug auf den Detektor derart positioniert sind, dass aus dem ersten Satz von Strahlern emittierte Röntgenstrahlen auf einen ersten Detektorabschnitt (25a) auftreffen und aus dem zweiten Satz von Strahlern emittierte Röntgenstrahlen auf einen zweiten Detektorabschnitt (25b) auftreffen, wobei der erste und der zweite Detektorabschnitt wenigstens aneinander angrenzen.
Phasenkontrast-Bildgebungssystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das ferner ein absorbierendes Gitter aufweist, das zwischen den mehreren Röntgenstrahlern und dem Objekt positioniert ist.
Phasenkontrast-Bildgebungssystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Bildgebungssystem ein Mammographiesystem, ein allgemeines Radiographiesystem, ein Tomosynthesesystem oder ein Computertomographiesystem ist.