DE102012211146A1

DE102012211146A1 - Verfahren und Röntgensystem zur Erzeugung einer Phasenkontrastdarstellung

Info

Publication number: DE102012211146A1
Application number: DE201210211146
Authority: DE
Inventors: Thomas Flohr; Rainer Raupach
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2012-06-28
Filing date: 2012-06-28
Publication date: 2014-01-02
Also published as: CN104427938A; US20150117595A1; WO2014000996A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und ein Röntgensystem zur Erzeugung einer Phasenkontrastdarstellung eines Untersuchungsobjektes (P), wobei die Verteilung einer Elektronendichte im Untersuchungsobjekt (P) mit Hilfe einer Bestimmung energieabhängiger Schwächungswerte für Röntgenstrahlung mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (2, 3; 4, 5) ermittelt wird, Phasenverschiebungswerte aus der zuvor ermittelten Elektronendichteverteilung bestimmt werden und eine Phasenkontrastdarstellung aus den berechneten Phasenverschiebungswerten erzeugt wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung einer Phasenkontrastdarstellung eines Untersuchungsobjektes und ein Röntgensystem zur Durchführung dieses Verfahrens.
Materialen sind im Hinblick auf die röntgenoptischen Eigenschaften charakterisiert durch den sogenannten komplexen Brechungsindex. Während die konventionelle Röntgenbildgebung mit einem festen Spektrum den imaginären Anteil des komplexen Brechungsindex direkt misst, ermöglicht sie keinen Zugriff auf den Realteil, der eine Phasenverschiebung der Röntgenstrahlung beschreibt. Es besteht die Meinung, dass die Phaseninformation für die medizinische Diagnose im Sinne einer besseren Trennung von Weichteilgeweben genutzt werden könnte.
In der Vergangenheit sind diverse Verfahren entwickelt worden, die es ermöglichen, die Wirkung eines Untersuchungsobjektes auf die Phasenlage eines das Untersuchungsobjekt durchdringenden elektromagnetischen Welle, speziell eines Röntgenstrahls einer bestimmten Energie, darstellen zu können. Allgemein werden solche Darstellungen als Phasenkontrastaufnahmen oder tomographische Phasenkontrastdarstellungen bezeichnet. Eine Übersicht über solche bekannte Techniken ist beispielsweise in der Druckschrift Raupach R., Flohr T.; „Analytical evaluation of the signal and noise propagation in X-ray differential phase-contrast computed tomography"; Phys. Med. Biol. 2011, 56: 2219–2244, und den dort angegebenen weiteren Verweisen angegeben. Bei diesen Verfahren wird durchgehend versucht die Phasenverschiebung, die beim Durchtritt der Strahlung auftritt, unmittelbar zu messen und bildlich darzustellen.
Es hat sich allerdings bisher gezeigt, dass die bisher vorgeschlagenen Verfahren zwar zum Teil labortechnisch und unter Verwendung hoher Dosen realisierbar sind und gute Bilddaten liefern, allerdings scheint eine Realisierung in einem für lebende Objekte als verträglich angesehenen Bereich einer Dosisbelastung zu ungenügenden und zu sehr rauschbehafteten Bildergebnissen zu führen.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zur bildlichen Wiedergabe eines Untersuchungsobjektes auf der Basis von Phasenverschiebungswerten durchtretender elektromagnetischer Strahlung zu finden, welches im Rahmen einer Untersuchung mit einer für lebende Untersuchungsobjekte als verträglich angesehenen Dosisbelastung möglichst rauscharme Bildergebnisse liefert.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Die Erfinder haben Folgendes erkannt:
Die Phaseninformation kann mit phasensensitiven Röntgenverfahren (phase contrast imaging = PCI) gemessen werden. Es sind hierzu zahlreiche Möglichkeiten bekannt, die neben der Signalabschwächung auch die Phase der Röntgenstrahlung auswerten. Allen Verfahren ist jedoch gemein, dass die Messung zunächst eine räumliche Ableitung der Phaseninformation, also ein differentielles Signal liefert. Selbstverständlich lässt sich daraus die absolute Phase durch Integration rekonstruieren, jedoch mit der Folge, dass das Rauschleistungsspektrum in ungünstiger Weise beeinträchtigt wird: der Rauschanteil bei niedrigen Frequenzen wird verstärkt. Dies verschlechtert insbesondere die quantitative Bedeutung und Stabilität von Intensitätswerten in Projektionen oder von Absorptionskoeffizienten bei einer CT-Rekonstruktion. Bei identischem Signalzu-Rausch-Verhältnis (SNR) ist mit einer schlechteren Detektionsrate von Strukturen zu rechnen. Erst bei sehr hohen räumlichen Auflösungen – und damit verbunden hohen Dosiswerten – hat die differentielle Messung im Bezug auf das erreichbare SNR bei gleicher Dosis relativ zur Absorption einen Vorteil.
Bei einem CT-System beispielsweise kann jedoch nicht einfach die räumliche Auflösung gesteigert werden, ohne dass die Dosis entsprechend angehoben wird, um ein minimal erforderliches SNR für Diagnosen zu erhalten. Deswegen könnte ein potentieller Mehrwert der Phaseninformation bei der Computertomographie in dosisneutraler Weise nur dann genutzt werden, wenn es kompakte Röntgenquellen mit erheblich verbesserter räumlicher Kohärenz gäbe.
Ferner sind die erforderlichen PCI-Anlagen verglichen mit konventionellen bildgebenden Anlagen technisch kompliziert, mechanisch eine enorme Herausforderung und damit deutlich teurer. Eine direkte Messung der Phase würde bei vielen PCI-Anlagen die Messzeit erheblich verlängern, was vor allem durch einen reduzierten Röntgenfluss aufgrund der Maßnahmen zur Steuerung der Kohärenz der Strahlung, zum Beispiel durch ein Gitter am Fokus (Quellengitter), sowie durch die Technik zur eigentlichen Beobachtung der Interferenz bei interferometrischen Methoden, zum Beispiel der „Phase Stepping Scans“, begründet ist.
Es ist weiterhin grundsätzlich bekannt, dass die Absorption von Röntgenstrahlung – im Energiebereich unter 511keV – durch zwei dominierende physikalische Prozesse, nämlich den Photoeffekt und den Compton-Effekt (μ = μ_Photo + μ_Compton), bestimmt
wird, wobei der Compton-Effekt im Wesentlichen direkt proportional zur Elektronendichte des betrachteten Materials ist (μ_Compton ~ Z/E ~ ρ_e) und der Photoeffekt eine starke Energieabhängigkeit aufweist (μ_Photo = Z^3.8/E³ ~ ρ_e(Z/E)³). Aus mindestens zwei Absorptionsmessungen mit jeweils unterschiedlichem Energiespektrum oder jeweils unterschiedlicher Energie kann der Anteil des jeweiligen Effektes an der Schwächung bestimmt werden, so dass über den Anteil des Compton-Effektes die Elektronendichte des durchstrahlten Materials bestimmbar ist.
Alternativ kann mit Hilfe mindestens zweier Schwächungsmessungen mit unterschiedlichen Energien auch eine Materialzerlegung des untersuchten Objektes in zwei oder mehr dominierende Basismaterialien erfolgen. Kennt man die daraus sich ergebenden Basismaterialanteile, so kann – da die Elektronendichte für das jeweilige Material bekannt ist – auch aus solchen Schwächungsmessungen die vorliegende Elektronendichte im Untersuchungsobjekt bestimmt werden.
Bekannt ist allerdings auch, dass der Einfluss eines Materials auf eine durchtretende elektromagnetische Welle bezüglich der Phasenveränderung beim Durchtritt durch die Elektronendichte des Materials bestimmt wird. Somit lässt sich eine zu erwartende oder vorliegende Phasenverschiebung aus der Kenntnis der Elektronendichte im Material bestimmen. Grundsätzlich hat eine solche Methode auch gegenüber den direkten Messungen der Phasenverschiebung den Vorteil, dass auch Phasenverschiebungen, die über π hinausgehen, eindeutig bestimmbar sind. Bei den direkten Phasenkontrastmessmethoden ist eine Phasenverschiebung von mehr als π nicht mehr eindeutig erkennbar, da bei Phasenverschiebungen, die das ganzzahlige Vielfache von π überschreiten, die Information wie oft eine Phasenverschiebung von π überschritten wurde, verloren geht. Gemessen wird dabei lediglich der Phasenunterschied zweier stehenden Wellen im Bereich +/–π, nicht reale Laufzeitunterschiede bestimmter Wellenpositionen.
Dazu wird ein Verfahren mit folgenden Schritten vorgeschlagen beziehungsweise ein Röntgengerät, das die folgende Prozedur durchführt:

– Messung der Absorption mit zwei oder mehr Röntgenspektren beziehungsweise Röntgenenergien. Dies ist als „Dual-Energy-Aufnahme“ hinreichend bekannt und kann auf vielfältige Weise erfolgen. Eine bevorzugte Variante ist die Verwendung eines CTs mit zwei Strahlern – ein Dual-Source-CT –, bei dem die spektrale Trennung durch dedizierte Vorfilterung der Röntgenspektren optimiert werden kann.
– Ermittlung von lokalen Elektronendichten im Untersuchungsobjekt bei tomographischen Messungen beziehungsweise von Elektronendichte-Linienintegralen in Projektionsdaten aus den spektralen Absorptions-CT-Bildern beziehungsweise Absorptions-Projektionsdaten. Dazu können bekannte Methoden, wie eine Entwicklung nach den beteiligten Absorptionsprozessen oder eine Basismaterialzerlegung, genutzt werden. Für klinisch relevante Gewebe sind hierbei Genauigkeiten von < 1% erreichbar.
– Berechnung der Phaseninformation der das Untersuchungsobjekt durchdringender Röntgenstrahlen durch die Verwendung des physikalischen Zusammenhangs zwischen der Elektronendichte im Untersuchungsobjekt und dem Realteil des komplexen Brechungsindex gemäß der Formel:

Hierbei beschreibt N_A die Avogadro-Zahl, r_e der klassische Elektronenradius, ρ die Massendichte, A die Atommasse, Z die Kernladung, f' eine atomspezifischer Korrekturfaktor, λ die Wellenlänge der Röntgenstrahlung und δ die Phasenverschiebung.
Der atomspezifische Korrekturfaktor f' liegt für in biologischen Objekten relevante Elemente im Bereich von f'/Z < ~ 1%, für leichte Elemente im Bereich von nur 0.1%, so dass vereinfachend mit hoher Genauigkeit gilt:
wobei ρ_e die Elektronendichte beschreibt.
Bei chemischen Verbindungen ist zur Berechnung der Phasenverschiebung δ entsprechend der stöchiometrischen Anteile und der Gesamtdichte der Verbindung geeignet zu gewichten. Somit lässt sich der Realteil beziehungsweise das Phasenbild (= δ – Bild) für beliebige Energien/Spektren mit hoher Genauigkeit aus der Elektronendichte gemäß der folgenden Formel berechnen:
Grundsätzlich lässt sich diese Berechnung sowohl auf projektive als auch auf tomographische Bildgebung anwenden. Im Falle einer projektiven Bildgebung werden Linienintegrale der Elektronendichte bestimmt, so dass mit Hilfe der Gleichung (3) auch Linienintegrale der Phasenverschiebung δ ermittelt werden. Wird das Verfahren auf tomographische Bildgebung angewendet, so werden über die spektrale Absorptionsbestimmung lokale Elektronendichten ermittelt, die über die Gleichung (3) zu lokalen Phasenverschiebungswerten δ führen.
Das oben beschriebene Verfahren funktioniert grundsätzlich wegen der Kramers-Kronig-Relation, die besagt, dass bei vollständiger Kenntnis der Energieabhängigkeit des Imaginärteils des Brechungsindex auch der Realteil als Funktion der Energie bekannt ist. Während dies im allgemeinen Fall die Kenntnis der Absorption bei allen Energien erfordert, so ist die Situation bei harter Röntgenstrahlung komfortabler: Da die Absorption im Wesentlichen durch zwei physikalische Effekte, nämlich den Photo-Effekt und die Compton-Streuung, vermittelt wird, genügt die Messung der Absorption bei mindestens zwei Energien beziehungsweise Energiespektren. Kommen zusätzliche Absorptionsanteile durch Materialien, wie zum Beispiel Jod mit K-Kanten im Bereich der verwendeten Röntgenenergien hinzu, so kann eine Messung mit einer dritten Energie oder einem dritten Spektrum von Nutzen sein, um die Genauigkeit der Berechnung der Elektronendichte und damit der Phaseninformation zu verbessern.
Ein wesentlicher Vorteil des hier beschriebenen Verfahrens besteht darin, dass das durch das hier beschriebene Verfahren berechnete Phasenbild dasselbe Rauschleistungsspektrum wie die Absorptionsbilder aufweist, was die quantitative Bedeutung der verallgemeinerten CT-Werte erhält. Bei räumlichen Auflösungen, die für klinische CT typisch sind, ist ferner das SNR bei gleicher Dosis besser als bei der Messung mit aktuell verfügbaren kompakten PCI-Aufbauten.
Entsprechend dieser Erkenntnis schlagen die Erfinder ein Verfahren zur Erzeugung einer Phasenkontrastdarstellung eines Untersuchungsobjektes vor, bei dem zunächst die Verteilung einer Elektronendichte im Untersuchungsobjekt mit Hilfe einer Bestimmung energieabhängiger Schwächungswerte für Röntgenstrahlung mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren ermittelt wird, darauf Phasenverschiebungswerte aus der zuvor ermittelten Elektronendichteverteilung berechnet werden und schließlich eine Phasenkontrastdarstellung aus den berechneten Phasenverschiebungswerten erzeugt wird.
Mit diesem Verfahren kann in einer ersten Variante die Verteilung der Elektronendichte aus Linienintegralen der Elektronendichte entlang der Röntgenstrahlen zwischen einem Fokus und einem Detektor bestimmt werden. Das heißt es werden also aus projektiven energieabhängigen Absorptionsaufnahmen projizierte „Flächenbelegungen“ der Elektronendichte im jeweiligen Strahlengang, also aufintegrierte Elektronendichten entlang des jeweils messenden Röntgenstrahls, bestimmt und daraus die gesamte Phasenverschiebung – die gegebenenfalls auch über die π – Grenze hinausgehen kann – bestimmt. Daraus kann als Phasenkontrastdarstellung eine projektive Darstellung der integrierten Phasenverschiebung entlang der messenden Röntgenstrahlen durch das Untersuchungsobjektes erzeugt werden.
Gegenüber den direkt messenden Phasenkontrastbildgebungsverfahren, bei denen nur Phasenunterschiede im Bereich von +/–π bestimmt werden können, hat diese Messung den Vorteil, dass auch Werte außerhalb des π – Bereiches eindeutig bestimmt sind. Somit führen strahlweise Phasenverschiebungen größer π bei der Rekonstruktion nicht zu Berechnungsfehlern und es kann ohne solche Fehler aus einer Vielzahl der projektiven Phasenkontrastdarstellungen aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen tomographische Phasenkontrastdarstellung rekonstruiert werden.
Alternativ kann auch zunächst eine Rekonstruktion der Absorptionsdaten stattfinden, so dass lokale Elektronendichten und deren Verteilung im Untersuchungsobjekt bestimmt werden können. Damit werden als Verteilung der Elektronendichte lokale Werte der Elektronendichte im Untersuchungsobjekt bestimmt. Zur Phasenkontrastdarstellung wird dann eine tomographische Darstellung der lokalen Phasenverschiebungswerte im Untersuchungsobjekt erzeugt.
Zur Bestimmung der Elektronendichteverteilung im Untersuchungsobjekt kann beispielsweise strahlweise bei projektiven Bilddarstellungen oder voxelweise bei tomographischen Bilddarstellungen der Anteil des Compton-Effektes an den gemessenen Schwächungswerten bestimmt werden.
Gemäß einer anderen Alternative kann die Ermittlung der Verteilung der Elektronendichte im Untersuchungsobjekt auch mit Hilfe eines Basismaterial-Zerlegungsverfahrens erfolgen. Bei einem solchen Materialzerlegungsverfahren werden die Partialdichten zweier bekannter typischer im Untersuchungsobjekt auftretender Materialien bestimmt. Liegen die Partialdichten der Materialien entlang jedes Messstrahls vor beziehungsweise die Partialdichten je Voxel im Untersuchungsobjekt vor, so lassen sich auch die dort vorliegenden Elektronendichten leicht aus den an sich bekannten Materialeigenschaften der betrachteten Materialien bestimmen.
Günstig bezüglich der Bestimmung der Elektronendichte ist es auch, wenn als Untersuchungsobjekt ein biologisches Untersuchungsobjekt, vorzugsweise ein Patient, verwendet wird. Bei einem biologischen Untersuchungsobjekt, also in klinisch relevantem Gewebe, kommen naturgemäß nur Elemente vor, deren atomspezifischer Korrekturfaktor f’ – siehe Gleichung (1) – im Bereich von f'/Z < 1% liegt, so dass die vereinfachende Annahme, die zur Gleichung (2) führte besonders gut gilt und somit der Übergang von der Elektronendichte auf die Phasenverschiebung gemäß Gleichung (3) mit guter Genauigkeit beschrieben wird.
Entsprechend schlagen die Erfinder auch vor, zur Bestimmung der Phasenverschiebung aus der Elektronendichte die Formel
zu verwenden, wobei δ die Phasenverschiebung, N_A die Avogadro-Zahl, r_e den klassischen Elektronenradius, ρ_e die Elektronendichte und λ die Wellenlänge der Röntgenstrahlung, beschreiben.
Zum Rahmen der Erfindung zählt nicht nur das oben beschriebene Verfahren, sondern auch ein Röntgensystem zur bildgebenden Phasenkontrastdarstellung eines Untersuchungsobjektes, welches ein Computersystem zur Steuerung aufweist, wobei in einem Speicher des Computersystems mindestens ein Programm gespeichert ist, welches im Betrieb die Verfahrensschritte des oben beschriebenen Verfahrens ausführt.
Bei einem solchen Röntgensystem kann es sich sowohl um ein System zur Erzeugung projektiver als auch zur Erzeugung tomographischer Röntgenbilder handeln. Vorzugsweise können für die Durchführung des Verfahrens bezüglich ihrer mechanischen und elektrotechnischen Ausstattung bekannte Dual-Energy-CT-Systeme verwendet werden, die bei der Abtastung eines Untersuchungsobjektes zwei unterschiedliche, vorzugsweise möglichst wenig überlappende, Röntgenenergiespektren verwenden. Alternativ kann allerdings auch ein CT-System mit energieselektiven Detektoren verwendet werden, mit denen sich gezielt das Absorptionsverhalten ausgewählter Energiebereiche bestimmen lassen.
Im Folgenden wird die Erfindung mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen verwendet: 1: Dual-Energy-CT-System; 2: erste Röntgenröhre; 3: erster Detektor; 4: zweite Röntgenröhre; 5: zweiter Detektor; 6: Gantrygehäuse; 8: Patientenliege; 9: Systemachse; 10: Computersystem; P: Patient; Prg₁–Prg_n: Computerprogramme.
Es zeigen im Einzelnen:
1 ein Dual-Energy-CT-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens,
2 eine Phasenkontrast-CT-Aufnahme eines medizinischen Phantoms durch interferometrische Methode mit biologisch verträglicher Dosis,
3 eine Absorptions-CT-Aufnahme des Phantoms aus 2 mit gleicher Dosis wie 2,
4 eine Phasenkontrast-CT-Aufnahme des Phantoms durch interferometrische Methode mit 10-fach höherer Auflösung und 1000-fach höherer Dosis gegenüber 2,
5 eine Absorptions-CT-Aufnahme des Phantoms mit 10-fach höherer Auflösung und 1000-fach höherer Dosis gegenüber 2;
6 ein Diagramm zur Darstellung des erforderlichen SNR für Phasenkontrast-CT als Funktion der Strukturgröße,
7 eine Phasenkontrast-CT-Aufnahme eines Phantoms durch interferometrische Messmethode mit typischer Auflösung entsprechend aktueller medizinischer CT-Untersuchungen und
8 eine Phasenkontrast-CT-Aufnahme des Phantoms aus 7 durch das erfindungsgemäße Verfahren mit Auflösung entsprechend 7.
Die 1 zeigt ein Dual-Energy-CT-System 1 mit einem Gantrygehäuse 6, in dem sich auf der nicht näher dargestellten Gantry zwei Strahler-Detektor-Systeme 2, 3 und 4, 5 mit jeweils einer Röntgenröhre 2 beziehungsweise 4 und je einem gegenüberliegend angeordneten Detektor 3 beziehungsweise 5 befinden. Mit diesen beiden Strahler-Detektor-Systemen werden von dem Patienten P, der zur Untersuchung mit Hilfe der entlang der Systemachse 9 verfahrbaren Patientenliege 8 durch das Messfeld zwischen den Strahler-Detektor-Systemen geschoben wird, CT-Aufnahmen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren erzeugt. Die Steuerung des Systems erfolgt durch das Computersystem 10, welches über entsprechende Programme verfügt.
Erfindungsgemäß liegen im Speicher des Computersystems 10 auch Programme Prg₁–Prg_n vor, die im Betrieb das erfindungsgemäße Verfahren ausführen, indem aus den zuvor ermittelten Absorptionsaufnahmen, zum Beispiel über eine Basismaterialzerlegung oder Bestimmung des Absorptionsanteils durch Compton-Effekt, die lokale Elektronendichte im Patienten bestimmt wird. Aus der Elektronendichte wird dann eine zu erwartende beziehungsweise bei der Messung stattgefundene Phasenverschiebung beim Durchgang der Röntgenstrahlung durch den Patienten berechnet und diese als tomographische Phasenkontrastaufnahme dargestellt, ausgedruckt und/oder für eine weitere Verwendung gespeichert.
Es wird darauf hingewiesen, dass mit Hilfe des hier abgebildeten CT-Systems auch projektive Aufnahmen – zum Beispiel in Form eines Übersichtscans, mit zwei unterschiedlichen Energien oder Energiespektren aufgenommen werden können. Auch mit diesen projektiven Aufnahmen kann eine Elektronenbelegung für jeden Strahl beziehungsweise jedes Pixel bestimmt werden, aus der sich wieder die gesamte Phasenverschiebung, vorteilhafter Weise auch über den Bereich von π hinweg, beim Durchgang des Strahls durch das Untersuchungsobjekt bestimmen lässt.
Werden bereits aufgenommene Sinogrammdaten aus mehreren Energien in Datensätze aus strahlweisen Elektronenbelegungen und diese in Phasenverschiebungsinformationen umgewandelt, so können aus diesen Phasenverschiebungsinformationen tomographische Phasenkontrastaufnahmen rekonstruiert werden.
Zur Verdeutlichung der Erfindung werden mit den 2 und 3 eine Phasenkontrast-CT-Aufnahme (2), die mit der interferometrischen Methode aufgenommen wurde, und eine Absorptions-CT-Aufnahme (3) gegenübergestellt. Beide Aufnahmen wurden mit derselben, für in-vivo CT typischer Auflösung und gleicher Strahlungsdosis erstellt. Hierbei ist leicht zu erkennen, dass die interferometrisch erstellte Phasenkontrastaufnahme in 2 ein wesentlich geringeres SNR aufweist.
Die 4 und 5 zeigen die entsprechenden Aufnahmen wie die 2 und 3, wobei allerdings eine 10-fach höhere Auflösung verbunden mit einer 1000-fach höheren Dosis vorliegt. Hierbei ist zu erkennen, dass die interferometrisch erstellte Phasenkontrastaufnahme in 4 wesentlich höheres SNR aufweist als die Absorptions-Aufnahme in 5.
Das Diagramm in der folgenden 6 zeigt das erforderliche SNR (Ordinate) für eine Phasenkontrast-CT-Aufnahme in Abhängigkeit von der Strukturgröße (Abszisse), um abhängig von der Größe eines Testobjekts (z.B. eine Läsion in der diagnostischen Bildgebung) dieselbe Detektionsrate zu erreichen wie bei einer Absorptions-CT-Aufnahme.
Schließlich sind mit den 7 und 8 eine konventionell über interferometrische Methoden erstellte Phasenkontrast-CT-Aufnahme (7) und eine nach dem erfindungsgemäßen Verfahren mit gleicher Dosis erzeugte Phasenkontrast-CT-Aufnahme eines gleichen Phantoms dargestellt. Es zeigt sich offensichtlich, dass das SNR und der Detailreichtum wesentlich verbessert sind.
Das erfindungsgemäße Verfahren ermittelt also Phaseninformationen auf Basis der konventionellen auf Absorption basierenden Bildgebung. Auf diese Weise können komplizierte und teure, technologische Hürden sowie Risiken umgangen werden, die mit einem Umstieg auf das phasensensitive PCI-Verfahren nötig wären.
Bei CT-typischer Auflösung ist ferner zu erwarten, dass das vorgestellte Verfahren eine bessere Dosiseffizienz aufweist. Dies liegt zum einen am besseren SNR der Phaseninformation selbst, aber auch an der Tatsache, dass bei vielen PCI-Methoden hinter dem Patienten bis zu 50% der Röntgenquanten verloren gehen und nicht zur Bildgebung genutzt werden können, wodurch die Dosiseffizienz bei PCI-Verfahren reduziert ist.
Die Rauschtextur (= Rauschleistungsspektrum) von der aus Dual-Energy-CT-Aufnahmen ermittelten Phaseninformation ist im Gegensatz zu PCI identisch zu einem klassischen CT-Bild und damit leichter für Mediziner zu interpretieren.
Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Nicht-Patentliteratur

Raupach R., Flohr T.; „Analytical evaluation of the signal and noise propagation in X-ray differential phase-contrast computed tomography“; Phys. Med. Biol. 2011, 56: 2219–2244 [0003]

Claims

Verfahren zur Erzeugung einer Phasenkontrastdarstellung eines Untersuchungsobjektes (P), aufweisend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. Ermittlung der Verteilung einer Elektronendichte im Untersuchungsobjekt (P) mit Hilfe einer Bestimmung energieabhängiger Schwächungswerte für Röntgenstrahlung mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (2, 3; 4, 5), 1.2. Bestimmung von Phasenverschiebungswerten aus der zuvor ermittelten Elektronendichteverteilung und 1.3. Erzeugung einer Phasenkontrastdarstellung aus den berechneten Phasenverschiebungswerten.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Verteilung der Elektronendichte aus Linienintegralen der Elektronendichte entlang der Röntgenstrahlen zwischen einem Fokus und einem Detektor bestimmt werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass als Phasenkontrastdarstellung eine projektive Darstellung der integrierten Phasenverschiebung entlang der messenden Röntgenstrahlen durch das Untersuchungsobjektes (P) erzeugt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass aus einer Vielzahl der projektiven Phasenkontrastdarstellungen aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen mindestens eine tomographische Phasenkontrastdarstellung rekonstruiert wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass als Verteilung der Elektronendichte lokale Werte der Elektronendichte im Untersuchungsobjekt (P) bestimmt werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass als Phasenkontrastdarstellung eine tomographische Darstellung der lokalen Phasenverschiebung im Untersuchungsobjekt (P) erzeugt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Ermittlung der Verteilung einer Elektronendichte im Untersuchungsobjekt (P) unter Bestimmung des Anteils des Compton-Effektes an den gemessenen Schwächungswerten erfolgt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Ermittlung der Verteilung einer Elektronendichte im Untersuchungsobjekt (P) mit Hilfe eines Basismaterial-Zerlegungsverfahrens erfolgt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass als Untersuchungsobjekt ein biologisches Untersuchungsobjekt, vorzugsweise ein Patient, verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bestimmung der Phasenverschiebung aus der Elektronendichte die Formel
verwendet wird, wobei δ die Phasenverschiebung, N_A die Avogadro-Zahl, r_e den klassischen Elektronenradius, ρ_e die Elektronendichte und λ die Wellenlänge der Röntgenstrahlung, beschreiben.
Röntgensystem zur bildgebenden Phasenkontrastdarstellung eines Untersuchungsobjektes (P) mit einem Computersystem (10) zur Steuerung, dadurch gekennzeichnet, dass in einem Speicher des Computersystems (10) mindestens ein Programm (Prg₁–Prg_n) gespeichert ist, welches im Betrieb das Verfahren gemäß einem der Verfahrensansprüche 1 bis 10 ausführt.
Röntgensystem gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass es zur Erzeugung projektiver Röntgenbilder ausgestaltet ist.
Röntgensystem gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass es zur Erzeugung tomographischer Röntgenbilder ausgestaltet ist.