DE102013213244A1

DE102013213244A1 - Röntgenaufnahmesystem zur hochaufgelösten differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts

Info

Publication number: DE102013213244A1
Application number: DE201310213244
Authority: DE
Inventors: Martin Hoheisel; Klaus Klingenbeck
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2013-07-05
Filing date: 2013-07-05
Publication date: 2015-01-08
Also published as: CN104274198B; CN104274198A

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts (6) mit zumindest einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung (12), einem Röntgenbilddetektor (4) mit einer strahlungsempfindlichen, für die Röntgenbildgebung wirksamen Eingangsfläche und in einer Matrix angeordneten Pixeln, einem Beugungs- oder Phasengitter (17), welches zwischen dem Untersuchungsobjekt (6) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist, einem dem Phasengitter (17) zugeordneten Analysatorgitter (18) und einem Bildsystem (8) zur Steuerung des Röntgenbilddetektors (4) und Empfang sowie Verarbeitung der Bildsignale des Röntgenbilddetektors (4). Erfindungsgemäß weisen das Phasengitter (17) und das Analysatorgitter (18) eine derartige Größe auf, dass sie nur einen Teil der Eingangsfläche des Röntgenbilddetektors (4) abdecken, und das Bildsystem (8) ist derart ausgebildet, dass es den von den Gittern (17) und (18) abgedeckten Teil der Eingangsfläche des Röntgenbilddetektors (4) als Teilbereich zur Phasenkontrast-Bildgebung und dass der übrige Bereich des Röntgenbilddetektors (4) zur auf Absorption von Röntgenstrahlung basierenden Bildgebung ausgelesen und verarbeitet wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts mit zumindest einem Röntgenstrahler zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung, einem Röntgenbilddetektor mit einer strahlungsempfindlichen, für die Röntgenbildgebung wirksamen Eingangsfläche und in einer Matrix angeordneten Pixeln, einem Beugungs- oder Phasengitter, welches zwischen dem Untersuchungsobjekt und dem Röntgenbilddetektor angeordnet ist, einem dem Phasengitter zugeordneten Analysatorgitter und einem Bildsystem zur Steuerung des Röntgenbilddetektors und Empfang sowie Verarbeitung der Bildsignale des Röntgenbilddetektors.
Für die differentielle Phasenkontrast-Bildgebung (PCI) werden üblicherweise drei Gitter in den Strahlengang der Röntgenstrahlenquelle eingebracht. Im Artikel "Soft-tissue phasecontrast tomography with an X-ray tube" von M. Bech et al., erschienen in Phys. Med. Biol. 54 (2009), Seiten 2747 bis 2753, ist ein derartiges Beispiel für PCI beschrieben, das nachfolgend noch näher erläutert wird.
Die Wellennatur von Teilchen wie Röntgenquanten lässt die Beschreibung von Phänomenen wie Brechung und Reflexion mit Hilfe des komplexen Brechungsindex n = 1 – δ + iβ zu. Dabei beschreibt der Imaginärteil β die Absorption, die heutige klinische Röntgenbildgebung wie sie beispielsweise der Computertomographie, Angiographie, Radiographie, Fluoroskopie oder Mammographie zugrunde liegt, und der Realteil δ die Phasenverschiebung, die bei der differentiellen Phasen-Bildgebung betrachtet wird.
Aus der DE 10 2010 018 715 A1 ist ein Röntgenaufnahmesystem bekannt, bei dem zur qualitativ hochwertigen Röntgenabbildung ein Röntgenaufnahmesystem zur Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts Verwendung findet, das zumindest einen Röntgenstrahler mit einer Vielzahl von Feldemissions-Röntgenquellen zur Aussendung einer kohärenten Röntgenstrahlung, einen Röntgenbilddetektor, ein zwischen dem Untersuchungsobjekt und dem Röntgenbilddetektor angeordnetes Beugungsgitter G₁ und ein weiteres Gitter G₂ aufweist, welches zwischen dem Beugungsgitter G₁ und dem Röntgenbilddetektor angeordnet ist.
Ein Röntgenaufnahmesystem, mit dem sich eine differentielle Phasenkontrast-Bildgebung der eingangs genannten Art durchführen lässt, ist beispielsweise aus der US 7,500,784 B2 bekannt, das anhand der 1 erläutert ist.
Die 1 zeigt die typischen wesentlichen Merkmale eines Röntgenaufnahmesystems für eine interventionelle Suite mit einem von einem Ständer 1 in Form eines sechsachsigen Industrie- oder Knickarmroboters gehaltenen C-Bogens 2, an dessen Enden eine Röntgenstrahlungsquelle, beispielsweise ein Röntgenstrahler 3 mit Röntgenröhre und Kollimator, und ein Röntgenbilddetektor 4 als Bildaufnahmeeinheit angebracht sind.
Mittels des beispielsweise aus der US 7,500,784 B2 bekannten Knickarmroboters, welcher bevorzugt sechs Drehachsen und damit sechs Freiheitsgrade aufweist, kann der C-Bogen 2 beliebig räumlich verstellt werden, zum Beispiel indem er um ein Drehzentrum zwischen dem Röntgenstrahler 3 und dem Röntgenbilddetektor 4 gedreht wird. Das erfindungsgemäße angiographische Röntgensystem 1 bis 4 ist insbesondere um Drehzentren und Drehachsen in der C-Bogen-Ebene des Röntgenbilddetektors 4 drehbar, bevorzugt um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors 4 und um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors 4 schneidende Drehachsen.
Der bekannte Knickarmroboter weist ein Grundgestell auf, welches beispielsweise auf einem Boden fest montiert ist. Daran ist drehbar um eine erste Drehachse ein Karussell befestigt. Am Karussell ist schwenkbar um eine zweite Drehachse eine Roboterschwinge angebracht, an der drehbar um eine dritte Drehachse ein Roboterarm befestigt ist. Am Ende des Roboterarms ist drehbar um eine vierte Drehachse eine Roboterhand angebracht. Die Roboterhand weist ein Befestigungselement für den C-Bogen 2 auf, welches um eine fünfte Drehachse schwenkbar und um eine senkrecht dazu verlaufende sechste Rotationsachse rotierbar ist.
Die Realisierung der Röntgendiagnostikeinrichtung ist nicht auf den Industrieroboter angewiesen. Es können auch übliche C-Bogen-Geräte Verwendung finden.
Der Röntgenbilddetektor 4 kann ein rechteckiger oder quadratischer, flacher Halbleiterdetektor sein, der vorzugsweise aus amorphem Silizium (a-Si) erstellt ist. Es können aber auch integrierende und eventuell zählende CMOS-Detektoren Anwendung finden.
Im Strahlengang des Röntgenstrahlers 3 befindet sich auf einer Tischplatte 5 eines Patientenlagerungstisches ein zu untersuchender Patient 6 als Untersuchungsobjekt. An der Röntgendiagnostikeinrichtung ist eine Systemsteuerungseinheit 7 mit einem Bildsystem 8 angeschlossen, das die Bildsignale des Röntgenbilddetektors 4 empfängt und verarbeitet (Bedienelemente sind beispielsweise nicht dargestellt). Die Röntgenbilder können dann auf Displays einer Monitorampel 9 betrachtet werden. Die Monitorampel 9 kann mittels eines deckenmontierten, längs verfahrbaren, schwenk-, dreh- und höhenverstellbaren Trägersystems 10 mit Ausleger und absenkbarem Tragarm gehalten werden.
Anstelle des in 1 beispielsweise dargestellten Röntgensystems mit dem Ständer 1 in Form des sechsachsigen Industrie- oder Knickarmroboters kann das angiographische Röntgensystem auch eine normale decken- oder bodenmontierte Halterung für den C-Bogen 2 aufweisen.
Anstelle des beispielsweise dargestellten C-Bogens 2 kann das angiographische Röntgensystem auch getrennte decken- und/oder bodenmontierte Halterungen für den Röntgenstrahler 3 und den Röntgenbilddetektor 4 aufweisen, die beispielsweise elektronisch starr gekoppelt sind.
Das Prinzip der Phasenkontrast-Bildgebung wird anhand der 2 näher erläutert. Die von einem Röhrenfokus 11 des nicht-kohärenten Röntgenstrahlers 3 ausgehenden Röntgenstrahlen durchdringen zur Erzeugung kohärenter Röntgenstrahlung 12 ein Absorptionsgitter 13 (G₀), das die örtliche Kohärenz der Röntgenstrahlungsquelle bewirkt, sowie ein Untersuchungsobjekt 14, beispielsweise den Patienten 6. Durch das Untersuchungsobjekt 14 wird die Wellenfront der kohärenten Röntgenstrahlung 12 durch Phasenverschiebung derart abgelenkt, wie dies die Normale 15 der Wellenfront ohne Phasenverschiebung, d. h. ohne Objekt, und die Normale 16 der Wellenfront mit Phasenverschiebung verdeutlichen. Anschließend durchläuft die Phasen-verschobene Wellenfront ein Beugungs- oder Phasengitter 17 (G₁) mit einer an die typische Energie des Röntgenspektrums angepassten Gitterkonstanten zur Erzeugung von Interferenzlinien und wiederum ein absorbierendes Analysatorgitter 18 (G₂) zum Auslesen des erzeugten Interferenzmusters. Die Gitterkonstante des Analysatorgitters 18 ist derjenigen des Phasengitters 17 und der restlichen Geometrie der Anordnung angepasst. Das Analysatorgitter 18 ist z. B. im ersten oder n-ten Talbot-Abstand angeordnet. Das Analysatorgitter 18 konvertiert dabei das Interferenzmuster in ein Intensitätsmuster, das vom Detektor gemessen werden kann.
Es wird also ein Absorptionsgitter 13 (G₀) in der Nähe des Röhrenfokus 11 des Röntgenstrahlers 3, zwei weitere Gitter, das Phasengitter 17 (G₁) und das Analysatorgitter 18 (G₂) werden nahe vor dem Röntgenbilddetektor 4 im Strahlengang der Röntgenstrahlung 12 hinter dem zu untersuchenden Objekt 14 angeordnet. Da die in der medizinischen Bildgebung verwendeten Röntgenbilddetektoren 4 Flächen von 20 cm × 20 cm bis 43 cm × 43 cm aufweisen, müssen die Gitter G1 und G2 annähernd die gleichen Abmessungen aufweisen.
Die verwendeten Gitter G₀, G₁ und G₂ müssen, um für die diagnostischen Röntgenspektren mit Röhrenspannungen von je nach Anwendung 25 kV bis 140 kV geeignet zu sein, Rastermaße im Bereich einiger µm aufweisen. Die Höhe der Gitter G₀, G₁ und G₂ richtet sich nach den eingesetzten Materialien und der Design-Energie und sollte demnach mindestens 20 µm bis 200 µm betragen. Die dabei auftretenden Aspekt-Verhältnisse können somit 100 oder mehr erreichen.
Die Herstellung derartiger Gitter G₀, G₁ und G₂ ist nach dem heutigen Stand der Technik nur mit Hilfe des LIGA-Verfahrens möglich und deshalb aufwändig und teuer.
Sind der Röhrenfokus 11 der Röntgenstrahlungsquelle hinreichend klein und die erzeugte Strahlungsleistung dennoch ausreichend groß, kann eventuell auf das erste Gitter G₀, das Absorptionsgitter 13, verzichtet werden, wie das gegeben ist, wenn als Röntgenstrahler 3 beispielsweise eine Vielzahl von Feldemissions-Röntgenquellen vorgesehen ist, wie dies aus der nachfolgend beschriebenen DE 10 2010 018 715 A1 bekannt ist.
Die differentielle Phasenverschiebung wird nun für jedes Pixel des Röntgenbilddetektors 4 dadurch bestimmt, dass durch ein sogenanntes "Phase-Stepping" 19, das durch einen Pfeil angedeutet wird, das Analysatorgitter 18 (G₂) in mehreren Schritten (k = 1, K, mit z. B. K = 4 bis 8,) um einen entsprechenden Bruchteil der Gitterkonstanten senkrecht zur Strahlungsrichtung der kohärenten Röntgenstrahlung 12 und lateral zur Anordnung der Gitterstruktur verschoben wird und das für diese Konfiguration während der Aufnahme entstehende Signal S_k im Pixel des Röntgenbilddetektors 4 gemessen und damit das entstandene Interferenzmuster abgetastet wird. Für jedes Pixel werden dann die Parameter einer die Modulation beschreibenden Funktion (z. B. Sinus-Funktion) durch ein geeignetes Fitverfahren, einem Anpassungs- oder Ausgleichsverfahren, an die so gemessenen Signale S_k bestimmt. Die Visibilität, d. h. die normierte Differenz aus maximalem und minimalem Signal (oder genauer: Amplitude normiert auf das mittlere Signal), ist dabei ein Maß zur Charakterisierung der Qualität eines Talbot-Lau-Interferometers. Sie ist definiert als Kontrast der abgetasteten Modulation
Weiterhin bezeichnen in dieser Gleichung A die Amplitude und I die mittlere Intensität. Die Visibilität kann Werte zwischen Null und Eins annehmen, da alle Größen positiv sind und I_max > I_min ist. In einem realen Interferometer gilt außerdem I_min > 0, sodass der Wertebereich von V sinnvoll ausgeschöpft ist. Minimalintensitäten größer Null und alle nicht idealen Eigenschaften und Mängel des Interferometers führen zu einer Verringerung der Visibilität. Als dritte Information, die über die Visibilität definiert werden kann und durch diese Messart erzeugt wird, wird als Dunkelfeld bezeichnet. Das Dunkelfeld gibt das Verhältnis aus den Visibilitäten der Messung mit Objekt und denen ohne Objekt an.
Aus dem Vergleich bestimmter abgeleiteter Größen aus den gefitteten Funktionen für jedes Pixel einmal mit und einmal ohne Objekt (oder Patient) können dann drei verschiedene Bilder erzeugt werden:

(i) Absorptionsbild,
(ii) differentielles Phasenkontrastbild (DPC) und
(iii) Dunkelfeldbild (dark-field image).

Die oben genannten Gitter, das Absorptionsgitter 13 (G₀), das Beugungs- oder Phasengitter 17 (G₁) und das durch Phase-Stepping 19 verschiebbare Analysatorgitter 18 (G₂), werden durch Ätzen in Silizium erzeugt, wobei die Zwischenräume zwischen den einzelnen Lamellen bei den Gittern G₀ und G₂ mit einem stark absorbierenden Material, normalerweise mit Gold, galvanisch gefüllt werden, wie dies beispielsweise im Artikel "Phase retrieval and differential phase-contrast imaging with low-brillance x-ray sources" von Franz Pfeiffer et al., erschienen in Nature Physics 2 (2006), Seiten 258 bis 261, beschrieben ist.
Die 3 zeigt schematisch ein Phasengitter 17 (G₁) im Querschnitt mit einer Abfolge von Lamellen 20 und Zwischenräumen 21, wobei das Rastermaß 22 hier 4 µm beträgt. Die Höhe 23 der Lamellen beträgt 22 µm, um für die Röntgenstrahlen der Design-Energie, hier beispielsweise ca. 14 keV, eine geeignete Phasenverschiebung zu bewirken.
In der 4 ist ein Analysatorgitter 18 (G₂) mit mehreren Lamellen 20 dargestellt, bei denen die Zwischenräume 21 mit galvanisch eingebrachtem Gold 24 gefüllt sind. Das Rastermaß 22 beträgt hier 2 µm. Die Höhe 23 der Lamellen beträgt 12 µm, um die Röntgenstrahlen ausreichend stark zu absorbieren.
Die derart hergestellten Gitter G₀, G₁ und G₂ weisen laterale Abmessungen von ca. 2 cm bis 5 cm auf. Die Gesamtfläche der jeweiligen Gitter G₀ bis G₂, die sich am Format des Röntgenbilddetektors 4 orientiert, wird dann aus vielen einzelnen Gitterstückchen gekachelt zusammengesetzt. Dieses Verfahren ist aufwändig. Insbesondere die geforderte Homogenität der Gesamtanordnung stellt an die Fertigung hohe Anforderungen.
Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, ein Röntgenaufnahmesystem der eingangs genannten Art derart auszubilden, dass eine echtzeitfähige Phasenkontrast-Bildgebung mit hoher Auflösung bei guter Homogenität der Gesamtanordnung sowie geringen Kosten für die Gitter G₀, G₁ und G₂ ermöglicht wird.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß für ein Röntgenaufnahmesystem der eingangs genannten Art durch die im Patentanspruch 1 angegebenen Merkmale gelöst. Vorteilhafte Ausbildungen sind in den abhängigen Patentansprüchen angegeben.
Die Aufgabe wird für ein Röntgenaufnahmesystem erfindungsgemäß dadurch gelöst, dass das Phasengitter und das Analysatorgitter eine derartige Größe aufweisen, dass sie nur einen Teil der Eingangsfläche des Röntgenbilddetektors abdecken, und dass das Bildsystem derart ausgebildet ist, dass es den von den Gittern abgedeckten Teil der Eingangsfläche des Röntgenbilddetektors als Teilbereich zur Phasenkontrast-Bildgebung und dass der übrige Bereich des Röntgenbilddetektors zur auf Absorption von Röntgenstrahlung basierenden Bildgebung ausgelesen und verarbeitet wird.
Dadurch werden nur kleine Gitter zur Phasenkontrast-Bildgebung benötigt, so dass sich der Kostenaufwand drastisch reduziert. Auch brauchen nur Teilbereiche des Röntgenbilddetektors mit einer ggf. erforderlichen hohen Auflösung versehen zu sein.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn das Phasengitter und das Analysatorgitter derart verschiebbar angeordnet sind, dass sie in den Strahlengang einbringbar und/oder über die bildgebende Eingangsfläche des Röntgenbilddetektors an unterschiedlichen Teilbereichen positionierbar sind.
Erfindungsgemäß können das Phasengitter und das Analysatorgitter als eine Einheit gemeinsam unmittelbar vor dem Röntgenbilddetektor einbringbar oder positionierbar sein.
In vorteilhafter Weise kann der Teilbereich des Röntgenbilddetektors eine höhere Auflösung aufweisen als der übrige Bereich.
Eine besonders flexible Anordnung ergibt sich, wenn ein PCI-Detektor als Röntgenbilddetektor zur Phasenkontrast-Bildgebung vor dem Röntgenbilddetektor für die klassische Absorptions-Bildgebung in den Strahlengang einbringbar ist und dass der PCI-Detektor eine ähnliche Größe wie die Gitter aufweist.
Erfindungsgemäß können der PCI-Detektor und die Gitter eine Größe von 5 cm × 5 cm aufweisen.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn das Phasengitter, das Analysatorgitter und der PCI-Detektor manuell und/oder motorisch gemeinsam in den Strahlengang einbringbar oder positionierbar sind, wobei zweckmäßigerweise der PCI-Detektor mit dem Phasengitter und dem Analysatorgitter konstruktiv verbunden ist.
Der PCI-Detektor kann erfindungsgemäß über elektrische Kabel und/oder über eine drahtlose Schnittstelle mit dem Bildsystem verbunden sein.
In vorteilhafter Weise kann der PCI-Detektor flächenmäßig kleinere Pixel als der größere Röntgenbilddetektor aufweisen, so dass eine höhere Ortsauflösung ermöglicht ist.
Die Energie der detektierten Röntgenquanten lässt sich bestimmen, wenn der PCI-Detektor als Quanten-zählender Detektor ausgebildet ist.
Um aufgrund eines hohen Aspekt-Verhältnisses der verwendeten Gitter eine präzise Ausrichtung der Gitteranordnung auf den Fokus der Röntgenstrahlungsquelle zu ermöglichen, kann dem Phasengitter, dem Analysatorgitter und/oder dem PCI-Detektor eine Vorrichtung zugeordnet sein.
Dazu können erfindungsgemäß am PCI-Detektor Aktoren angebracht sein, die eine Kippung des PCI-Detektors in beide Raumrichtungen ermöglichen, wobei die Aktoren an den Ecken des PCI-Detektors angeordnet sein können.
Um die gewünschten Freiheitsgrade der Kippung zu erreichen, können mindestens drei Aktoren vorgesehen sein.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn ein Messsystem vorgesehen ist, das ein Erreichen einer korrekten Kippung bzw. Ausrichtung ermittelt.
Da eine Fehljustierung der Phasenkontrast-Anordnung zu einer starken Vignettierung der aufgenommenen Röntgenbilder führt, kann das Messsystem eine Vignettierung in den aufgenommenen Röntgenbildern ermitteln, das zur korrekten Ausrichtung die Aktoren dergestalt betätigt, dass die beobachtete Vignettierung ein Minimum einnimmt.
Alternativ kann die korrekte Ausrichtung des PCI-Detektors und/oder der Gitter auch mittels optischer Methoden erfolgen.
Eine Berechnung, um welchen Betrag der PCI-Detektor von den Aktoren bewegt werden muss, um die erforderliche Kippung zu erreichen, kann durchgeführt werden, wenn die korrekte Ausrichtung des PCI-Detektors und/oder der Gitter aufgrund von Messungen mittels Lasern oder einem optischen Navigationssystem erfolgt.
Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:
1 ein bekanntes C-Bogen-Angiographiesystem einer interventionellen Suite mit einem Industrieroboter als Tragvorrichtung,
2 einen schematischen Aufbau eines bekannten Talbot-Lau-Interferometers für die differentielle Phasenkontrast-Bildgebung mit ausgedehntem Röhrenfokus, drei Gittern G₀, G₁ und G₂ und pixeliertem Detektor,
3 eine schematische Darstellung eines Aufbaus eines Phasengitters G₁,
4 eine schematische Darstellung eines Aufbaus eines Analysatorgitters G₂ mit Lamellen, deren Zwischenräume mit Gold gefüllt sind,
5 ein erfindungsgemäßes Ausführungsbeispiel mit normal großen Röntgenbilddetektor und kleinem PCI-Detektor,
6 ein alternatives Ausführungsbeispiel mit einer unmittelbar vor dem Röntgenbilddetektor angebrachten kleineren Gittereinheit,
7 einen auf dem Röntgenbilddetektor angeordneten PCI-Detektor mit Aktoren zur Kippung des PCI-Detektors und
8 eine beispielhafte Abschattung der aufgenommenen Röntgenbilder zum Bildrand hin durch Vignettierung.
In der 5 ist nun ein erfindungsgemäßes Ausführungsbeispiel dargestellt, bei dem neben dem normal großen Röntgenbilddetektor 4 ein kleiner PCI-Detektor 25 verwendet wird, der beispielsweise eine Größe von 5 cm × 5 cm aufweisen kann. Auf diesem PCI-Detektor 25 und mit dem PCI-Detektor 25 konstruktiv verbunden sind die Gitter G₁ und G₂ von ähnlicher Größe angeordnet, die in dieser Figur nicht dargestellt sind. Dieser kleine PCI-Detektor 25 wird im Bedarfsfall in den Strahlengang der kohärenten Röntgenstrahlung 12 eingebracht und dabei vor dem größeren Röntgenbilddetektor 4 für die klassische Absorptions-Bildgebung angeordnet. Der kleine PCI-Detektor 25 kann manuell oder motorisch in den Strahlengang der Röntgenstrahlung 12 vor dem großen Röntgenbilddetektor 4 mittels einer nicht dargestellten Vorrichtung eingeschoben und über die Eingangsfläche des großen Röntgenbilddetektors 4 in Richtung der Doppelpfeile 26 verschoben werden. Über ein elektrisches Kabel 27 oder über eine drahtlose Schnittstelle kann der kleine PCI-Detektor 25 an dem Röntgensystem angeschlossen sein.
Damit der kleine PCI-Detektor 25 eine höhere Ortsauflösung ermöglicht, weist er kleinere Pixel als der flächenmäßig größere Röntgenbilddetektor 4 auf.
In einer weiteren erfindungsgemäßen Ausführung kann der kleine PCI-Detektor 25 als Quanten-zählender Detektor ausgebildet sein, so dass auf diese Weise ermöglicht wird, die Energie der detektierten Röntgenquanten zu bestimmen.
In einer in 6 dargestellten alternativen Ausführungsform soll nur eine Einheit 28 von Gittern G₁ und G₂ in den Strahlengang der kohärenten Röntgenstrahlung 12 eingebracht und unmittelbar vor dem größeren Röntgenbilddetektor 4 angeordnet werden. Dabei dient der größere Röntgenbilddetektor 4 über seine Fläche als Absorptions-Detektor; nur in dem von den Gittern G₁ und G₂ bedeckten Bereich wirkt der Röntgenbilddetektor 4 als Phasenkontrast-Detektor.
Bei der Anordnung des PCI-Detektors 25 bzw. der Einheit 28 von Gittern G₁ und G₂ gemäß den 5 oder 6 tritt das Problem auf, dass das hohe Aspekt-Verhältnis der verwendeten Gitter 17 (G₁) und 18 (G₂) eine präzise Ausrichtung der Gitteranordnung auf den Röhrenfokus 11 der Röntgenstrahlungsquelle hin erfordert. Dies ist zumindest bei einer manuellen Platzierung des kleinen PCI-Detektors 25 kaum möglich. Deshalb ist erfindungsgemäß eine Vorrichtung vorzusehen, die eine Ausrichtung des kleinen PCI-Detektors 25 bzw. der Gitter 17 (G₁) und 18 (G₂) auf den Röhrenfokus 11 hin ermöglicht. Die 7 zeigt den kleinen Phasenkontrast-Detektor 25, der auf dem großen Absorptionskontrast-Röntgenbilddetektor 4 angeordnet ist. Am PCI-Detektor 25 sind Aktoren 29 angebracht, die eine Kippung 30 des PCI-Detektors 25 in beide Raumrichtungen (Längs- und Querrichtung zum PCI-Detektor 25) ermöglichen. Die Aktoren 29 sind dabei vorteilhaft an den Ecken des PCI-Detektors 25 angeordnet.
Um die gewünschten Freiheitsgrade der Kippung 30 zu erreichen, sind mindestens drei Aktoren 29 erforderlich. In der in 7 dargestellten Anordnung sind vier Aktoren 29 vorgesehen.
Zur erfindungsgemäßen Ausrichtung des PCI-Detektors 25 auf den Röhrenfokus 11 der Röntgenstrahlungsquelle wird ein Messsystem benötigt, mit dessen Hilfe bestimmt werden kann, wann die korrekte Kippung 30 erreicht ist. Da eine Fehljustierung der Phasenkontrast-Anordnung in bekannter Weise zu einer starken Vignettierung 31 der aufgenommenen Röntgenbilder führt, wie dies in 8 angedeutet ist, die eine Abschattung zum Bildrand hin zeigt. Diese Vignettierung 31 soll nun dazu benutzt werden, die korrekte Ausrichtung zu erreichen. Die Aktoren 29 sollen dergestalt betätigt werden, dass die beobachtete bzw. gemessene Vignettierung 31 ein Minimum einnimmt.
Eine andere Möglichkeit, die korrekte Ausrichtung des PCI-Detektors 25 zu bestimmen, sind optische Verfahren. Mit Hilfe von Lasern oder mit einem optischen Navigationssystem (z. B. Polaris der Firma Northern Digital Inc. (www.ndigital.com) werden die genaue Lage und Ausrichtung von PCI-Detektor 25 und Röntgenstrahler 3 gemessen. Daraus wird berechnet, um welchen Betrag der PCI-Detektor 25 von den Aktoren 29 bewegt werden muss, um die erforderliche Kippung 30 zu erreichen.
Der kleine PCI-Detektor 25 bzw. die Gitter 17 (G₁) und 18 (G₂) können an einem festen Ort angeordnet sein. Sie können aber auch an einer Verschiebevorrichtung (nicht dargestellt) befestigt sein, dass sie beispielsweise von einer Parkposition außerhalb des Strahlengangs der kohärenten Röntgenstrahlung 12 manuell und/oder motorisch in eine beliebige Position vor den Röntgenbilddetektor 4 verschoben werden kann. Diese Position wird von den besonders interessierenden Details der Anatomie des Patienten, der Region of Interest (ROI), bestimmt.
Der vorliegenden erfindungsgemäßen Anordnung liegt der Gedanke zugrunde, auf eine Bedeckung der gesamten strahlungsempfindlichen Eingangsfläche des Röntgenbilddetektors 4 mit Gittern G₁ und G₂ zu verzichten. Vielmehr wird die Phasenkontrast-Bildgebung nach dem Talbot-Lau-Verfahren nur auf einer kleineren Fläche angewendet. Diese kleinere Fläche soll zur Phasenkontrast-Bildgebung dergestalt hinter dem Patienten angeordnet werden, dass von den interessierenden Details der Anatomie des Patienten Phasenkontrast- und Dunkelfeld-Abbildungen angefertigt werden können.
Insbesondere kann der auf dieser kleineren Fläche verwendete Detektor eine höhere Ortsauflösung als die gesamte Detektoreingangsfläche aufweisen, da bekannt ist, dass sich bei der Phasenkontrast-Bildgebung nach dem Talbot-Lau-Verfahren das Kontrast/Rausch-Verhältnis mit steigender Ortsauflösung nennenswert verbessert.
Zusätzlich kann für diesen kleineren Detektor ein Quantenzählender Detektor verwendet werden, der die Vorteile bietet, bei niedriger Röntgendosis keinen Rauschbeitrag zu liefern und zusätzlich ermöglicht, das Energiespektrum der detektierten Röntgenstrahlung zu ermitteln.
Der erfinderische Schritt besteht darin, den Bereich der Phasenkontrast-Bildgebung auf einen Teil des für die Röntgenbildgebung relevanten Bereichs zu beschränken. Während eine herkömmliche, auf Absorption von Röntgenstrahlung basierende Bildgebung auf einer größeren Fläche ermöglicht wird, wird die Phasenkontrast-Bildgebung erfindungsgemäß auf einen besonders interessierenden Bereich mit hoher Auflösung eingeschränkt.
Es sind zwar beispielsweise aus der DE 195 24 858 A1 Anordnungen bekannt, die beispielsweise auf einem Teil der Detektorfläche eine höhere Ortsauflösung ermöglichen. Während sich das oben genannte Röntgenbilderzeugungssystem darauf beschränkt, auf einer Teilfläche des Röntgenbilddetektors durch unterschiedliche Teildetektoren eine höhere Ortsauflösung zu ermöglichen, wird erfindungsgemäß auf einer Teilfläche eines herkömmlichen Röntgenbilddetektors 4 eine völlig neuartige Bildgebungsmodalität, nämlich die Phasenkontrast-Bildgebung, ermöglicht.
Da die Gitter G₀, G₁ und G₂ der entscheidende Kostenfaktor für die die Phasenkontrast-Bildgebung nach dem Talbot-Lau-Verfahren darstellen, kann ein Bildgebungssystem für Phasenkontrast mit der erfindungsgemäßen Anordnung wesentlich kostengünstiger hergestellt werden.
Weiterhin kann mit einem Quanten-zählenden, hochauflösenden PCI-Detektor 25 ein besseres Kontrast/Rausch-Verhältnis erreicht werden, ohne einen aufwändigen Röntgenbilddetektor 4 auf großer Fläche mit derart hoher Auflösung realisieren zu müssen.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

DE 102010018715 A1 [0004, 0018]
US 7500784 B2 [0005, 0007]
DE 19524858 A1 [0068]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

"Soft-tissue phasecontrast tomography with an X-ray tube" von M. Bech et al., erschienen in Phys. Med. Biol. 54 (2009), Seiten 2747 bis 2753 [0002]
"Phase retrieval and differential phase-contrast imaging with low-brillance x-ray sources" von Franz Pfeiffer et al., erschienen in Nature Physics 2 (2006), Seiten 258 bis 261 [0022]

Claims

Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts (6) mit zumindest einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung (12), einem Röntgenbilddetektor (4) mit einer strahlungsempfindlichen, für die Röntgenbildgebung wirksamen Eingangsfläche und in einer Matrix angeordneten Pixeln, einem Beugungs- oder Phasengitter (17), welches zwischen dem Untersuchungsobjekt (6) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist, einem dem Phasengitter (17) zugeordneten Analysatorgitter (18) und einem Bildsystem (8) zur Steuerung des Röntgenbilddetektors (4) und Empfang sowie Verarbeitung der Bildsignale des Röntgenbilddetektors (4), dadurch gekennzeichnet, dass das Phasengitter (17) und das Analysatorgitter (18) eine derartige Größe aufweisen, dass sie nur einen Teil der Eingangsfläche des Röntgenbilddetektors (4) abdecken, und dass das Bildsystem (8) derart ausgebildet ist, dass es den von den Gittern (17) und (18) abgedeckten Teil der Eingangsfläche des Röntgenbilddetektors (4) als Teilbereich zur Phasenkontrast-Bildgebung und dass der übrige Bereich des Röntgenbilddetektors (4) zur auf Absorption von Röntgenstrahlung basierenden Bildgebung ausgelesen und verarbeitet wird.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Phasengitter (17) und das Analysatorgitter (18) derart verschiebbar angeordnet sind, dass sie in den Strahlengang (12) einbringbar und/oder über die bildgebende Eingangsfläche des Röntgenbilddetektors (4) an unterschiedlichen Teilbereichen positionierbar sind.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Phasengitter (17) und das Analysatorgitter (18) als eine Einheit gemeinsam unmittelbar vor dem Röntgenbilddetektor (4) einbringbar oder positionierbar sind.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Teilbereich des Röntgenbilddetektors (4) eine höhere Auflösung aufweist als der übrige Bereich.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass ein PCI-Detektor (25) als Röntgenbilddetektor zur Phasenkontrast-Bildgebung vor dem Röntgenbilddetektor (4) für die klassische Absorptions-Bildgebung in den Strahlengang einbringbar ist und dass der PCI-Detektor (25) eine ähnliche Größe wie die Gitter (17) und (18) aufweist.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass der PCI-Detektor (25) und die Gitter (17) und (18) eine Größe von 5 cm × 5 cm aufweisen.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet, dass das Phasengitter (17), das Analysatorgitter (18) und der PCI-Detektor (25) manuell und/oder motorisch gemeinsam in den Strahlengang (12) einbringbar oder positionierbar sind.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 5 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der PCI-Detektor (25) mit dem Phasengitter (17) und dem Analysatorgitter (18) konstruktiv verbunden ist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 5 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass der PCI-Detektor (25) über elektrische Kabel (27) und/oder über eine drahtlose Schnittstelle mit dem Bildsystem (8) verbunden ist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 5 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass der PCI-Detektor (25) flächenmäßig kleinere Pixel als der größere Röntgenbilddetektor (4) aufweist, so dass eine höhere Ortsauflösung ermöglicht ist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 5 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass der PCI-Detektor (25) als Quanten-zählender Detektor ausgebildet ist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass dem Phasengitter (17), dem Analysatorgitter (18) und/oder dem PCI-Detektor (25) eine Vorrichtung zugeordnet ist, die eine Ausrichtung der Gitter (17) und (18) und/oder dem PCI-Detektor (25) auf den Röhrenfokus (11) des Röntgenstrahlers (3) hin ermöglicht.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 5 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass am PCI-Detektor (25) Aktoren (29) angebracht sind, die eine Kippung (30) des PCI-Detektors (25) in beide Raumrichtungen ermöglicht.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Aktoren (29) an den Ecken des PCI-Detektors (25) angeordnet sind.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 13 oder 14, d agekennzeichnet, dass mindestens drei Aktoren (29) vorgesehen sind.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 13 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass ein Messsystem vorgesehen ist, das ein Erreichen einer korrekten Kippung (30) bzw. Ausrichtung ermittelt.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass das Messsystem eine Vignettierung in den aufgenommenen Röntgenbildern ermittelt, das zur korrekten Ausrichtung die Aktoren (29) dergestalt betätigt, dass die beobachtete Vignettierung (31) ein Minimum einnimmt.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass die korrekte Ausrichtung des PCI-Detektors (25) und/oder der Gitter (17) und (18) mittels optischer Methoden erfolgt.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass die korrekte Ausrichtung des PCI-Detektors (25) und/oder der Gitter (17) und (18) aufgrund von Messungen mittels Laser oder einem optischen Navigationssystem erfolgt.