DE102013214393A1 - Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts mit Phase-Stepping - Google Patents

Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts mit Phase-Stepping Download PDF

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts (6) mittels Phase-Stepping mit einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung eines Strahlenganges (12) von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung, einem Röntgenbilddetektor (4) mit in einer Matrix angeordneten Pixeln, und einem Beugungs- oder Phasengitter (17), wobei der Röntgenstrahler (3) eine Röntgenröhre mit einer Kathode (20) und einer Anode (26) aufweist. Erfindungsgemäß ist die Röntgenröhre derart ausgebildet, dass einem von der Kathode (20) ausgehenden Elektronenstrahlenbündel (21) eine Fokussier-Elektronik (22) zugeordnet ist, die wenigstens einen linienförmigen Elektronenstrahlenfächer (23, 24) von auf einer Anode (26) auftreffenden Elektronen erzeugt.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts mittels Phase-Stepping mit einem Röntgenstrahler zur Erzeugung eines Strahlenganges von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung, einem Röntgenbilddetektor mit in einer Matrix angeordneten Pixeln, und einem Beugungs- oder Phasengitter, wobei der Röntgenstrahler eine Röntgenröhre mit einer Kathode und einer Anode aufweist.
  • Die gitterbasierte Phasenkontrast-Bildgebung (PCI) ist ein relativ neues Bildgebungsverfahren, bei dem statt eines Röntgenabsorptionsbildes Messdaten aufgenommen werden, die es ermöglichen, parallel sowohl ein absorptionsbasiertes Röntgenbild, ein differenzielles Phasen- und ein Dunkelfeldbild zu erhalten. Die Informationen aus den beiden zusätzlichen Bildern können weitere Informationen erhalten, die z. B. in der klinischen Diagnostik benutzt werden können.
  • Notwendig für die gitterbasierte Phasenkontrastbildgebung ist eine Ortskohärenz der Röntgenstrahlung zumindest in einer Richtung.
  • Ein weiterer Engpass der Technik ist, dass das aufzunehmende Interferenzmuster normalerweise eine kleinere periodische Auflösung besitzt als von den Standard-Röntgenbilddetektoren aufgelöst werden kann. Hierbei wird als Lösung standardmäßig eine sogenannte Phase-Stepping-Technik benutzt, die nachfolgend anhand der 2 näher erläutert wird. Hierbei wird ein Analysatorgitter G2 mit der Periodizität des ungestörten Interferenzmusters vor dem Röntgenbilddetektor aufgestellt und relativ zum Objekt und Röntgenbilddetektor verschoben, wobei der Betrag der Verschiebung kleiner ist als eine Gitterperiode. Aus mindestens drei Momentaufnahmen kann das Interferenzmuster rekonstruiert werden.
  • Für die differentielle Phasenkontrast-Bildgebung (PCI) werden üblicherweise drei Gitter in den Strahlengang der Röntgenstrahlenquelle eingebracht. 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, 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- oder auch Mammographie-Geräte Verwendung finden.
  • Der Röntgenbilddetektor 4 kann ein rechteckiger oder quadratischer, flacher Halbleiterdetektor sein, der vorzugsweise aus amorphem Silizium (a-Si) oder Selen (a-Se) 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.
  • In den heute bekannten Anordnungen für die klinische Phasenkontrast-Bildgebung werden konventionelle Röntgenröhren, heute verfügbare Röntgenbilddetektoren, wie sie beispielsweise von Martin Spahn in "Flachbilddetektoren in der Röntgendiagnostik", Der Radiologe, Volume 43 (5–2003), Seiten 340 bis 350, beschrieben sind, und drei Gitter G0, G1 und G2 verwendet, wie dies anhand der 2 näher erläutert wird, die einen schematischen Aufbau eines Talbot-Lau-Interferometers für die differentielle Phasenkontrast-Bildgebung mit ausgedehntem Röhrenfokus, Gittern G0, G1 und G2 und pixeliertem Röntgenbilddetektor zeigt.
  • Die von einem Röhrenfokus 11 des nicht-kohärenten Röntgenstrahlers 3 ausgehenden Röntgenstrahlen 12 durchdringen zur Erzeugung kohärenter Strahlung ein Absorptionsgitter 13 (G0), das die örtliche Kohärenz bewirkt, sowie ein Untersuchungsobjekt 14, beispielsweise den Patienten 6. Durch das Untersuchungsobjekt 14 wird die Wellenfront der Röntgenstrahlen 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 mittlere Energie des Röntgenspektrums angepassten Gitterkonstanten zur Erzeugung von Interferenzlinien (Talbot-Effekt) 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. Durch ein nachfolgend beschriebenes sogenanntes "Phase-Stepping" zusammen mit dem Analysatorgitter 18 (G2) können relevante Informationen aus dem Interferenzmuster mit dem Röntgenbilddetektor 4 detektiert werden.
  • 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 sind, wie dies aus der beschriebenen DE 10 2010 018 715 A1 bekannt ist.
  • Die Bildinformationen werden nun für jedes Pixel des Röntgenbilddetektors 4 dadurch bestimmt, dass durch das Phase-Stepping 19, das durch einen Pfeil angedeutet wird, das Analysatorgitter 18 (G2) in mehreren Schritten (k = 1, K, mit z. B. K = 3 bis 8,) um einen entsprechenden Bruchteil der Gitterkonstanten senkrecht zur Strahlungsrichtung der Röntgenstrahlen 12 und lateral zur Anordnung der Gitterstruktur verschoben wird und das für diese Konfiguration während der Aufnahme entstehende Signal Sk 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 Sk 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
    Figure DE102013214393A1_0002
  • 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 Imax > Imin ist. In einem realen Interferometer gilt außerdem Imin > 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.
    Figure DE102013214393A1_0003
  • 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).
  • Bei bekannten PCI-Bildgebungsverfahren wird also derzeitig entweder eine Mikrofokus-Röntgenröhre, die von sich aus die geforderte Kohärenzbedingung erfüllt, oder sonst ein Absorptionsgitter mit der Bezeichnung G0 benutzt, welches das von der Anode der Röntgenröhre ausgehende Röntgenstrahlenfeld in Röntgenlinien zerteilt. Jede dieser Linie erfüllt für sich genommen die Kohärenzbedingung und ist vom Abstand zu ihren Nachbarlinien so positioniert, dass die Interferenzbilder sich in der Detektorebene gemäß der Methode nach Lau konstruktiv überlagern.
  • Nachteil dieser Methode ist, dass ein großer Teil der erzeugten Röntgenstrahlung in dem Absorptionsgitter G0 absorbiert wird, da das Verhältnis der Öffnung zu absorbierendes Material ≤ 1 ist.
  • Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, ein Röntgenaufnahmesystem der eingangs genannten Art derart auszubilden, dass eine echtzeitfähige Phasenkontrast-Bildgebung mit hoher Auflösung und alternativer Ortskohärenz der Röntgenstrahlung auf besonders einfache Weise 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 die Röntgenröhre derart ausgebildet ist, dass einem von der Kathode ausgehenden Elektronenstrahlenbündel eine Fokussier-Elektronik zugeordnet ist, die wenigstens einen linienförmigen Elektronenstrahlenfächer von auf einer Anode auftreffenden Elektronen erzeugt.
  • Dadurch wird erreicht, dass das Absorptionsgitter G0 nicht mehr notwendig ist, so dass nahezu die gesamte erzeugte Röntgenstrahlung für die Bildgebung genutzt werden kann.
  • In vorteilhafter Weise kann das konventionelle Phase-Stepping durch eine dem linienförmigen Elektronenstrahlenfächer zugeordnete magnetische Ablenkvorrichtung ersetzt werden, die die Auftreffpunkte der Elektronen auf der Anode variiert, so dass keine mechanische Bewegung des Analysatorgitters G2 mehr erforderlich ist.
  • Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die Fokussier-Elektronik wenigstens eine Linienschar von Elektronenstrahlenfächern von auf einer Anode auftreffenden Elektronen erzeugt.
  • Erfindungsgemäß kann der Abstand zwischen den Linien der Linienschar von Elektronenstrahlenfächern derart bemessen sein, dass er die Lau-Bedingung, die konstruktive Überlagerung der Interferenzmuster am Ort der Bildebene, erfüllt.
  • In vorteilhafter Weise kann die Fokussier-Elektronik derart ausgebildet sein, dass eine Änderung des Abstandes zwischen den Linien der Linienschar über eine Ansteuerung der Fokussier-Elektronik erfolgt.
  • Erfindungsgemäß kann ein äquivalentes Phase-Stepping durchgeführt werden, wenn die linienförmigen Elektronenstrahlenfächer senkrecht zur Linienrichtung bewegt werden.
  • 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 und
  • 3 einen schematischen Aufbau des Elektronenstrahlsystems einer Röntgenröhre mit erfindungsgemäßer Fokussierung der Elektronen auf die Anode.
  • Die erfindungsgemäß ausgestattete Röntgenröhre des Röntgenstrahlers 3 wird derart modifiziert, dass das von der Kathode 20 ausgehende Elektronenstrahlenbündel 21 durch eine Fokussier-Elektronik 22 derart beeinflusst wird, dass sich eine erste Linienschar 23 von linienförmigen Elektronenstrahlenfächern bildet. Diese kann noch weiter zu einer zweiten Linienschar 24 von linienförmigen Elektronenstrahlenfächern verfeinert werden. Eine magnetische Ablenkvorrichtung 25 kann die Auftreffpunkte der zweiten Linienschar 24 auf einer Anode 26, beispielsweise einer Stehanode, variieren.
  • Innerhalb der Röntgenröhre des Röntgenstrahlers 3 wird die konventionelle Fokussierung der Elektronen auf die Anode 26 modifiziert. Die Fokussier-Elektronik 22, die aus einem Linsen- und Gittersystem bestehen kann, ist derart ausgestaltet, dass die Elektronen auf Linien mit einer Größe von beispielsweise jeweils 4 µm × 450 µm fokussiert werden, so dass sich die Linienscharen 23 und 24 bilden. Zwischen den Linien befindet sich ein Abstand, der die Lau-Bedingung, die konstruktive Überlagerung der Interferenzmuster am Ort der Bildebene, erfüllt. Optional ist eine Abstandsänderung über eine Ansteuerung der Fokussier-Elektronik 22 möglich.
  • Weiterhin kann die Linienschar 24 durch das Magnetfeld der magnetischen Ablenkvorrichtung 25 abgelenkt werden, wie dies beispielsweise in der US 8,284,894 B2 beschrieben ist. Wird die Linienschar 24 senkrecht zur Linienrichtung bewegt, so kann hiermit ein äquivalentes Phase-Stepping durchgeführt werden.
  • Im Extremfall könnte der Fokus aus nur einer Linie bestehen (vgl. DE 102 45 676 B4 ). Das konventionelle Phase-Stepping 19 kann dann durch eine geeignete magnetische Ablenkung des Fokus ersetzt werden.
  • Auch könnte durch Elektronenfokussierung ein Schachbrettmuster ausgebildet werden, so dass sich eine Kohärenz in zwei Richtungen ergibt. Dann könnte die magnetische Ablenkung in beide Richtungen oder eine "schräge" Verschiebung erfolgen.
  • Durch die erfindungsgemäße Ausbildung der Röntgenröhre des Röntgenstrahlers 3 kann nahezu die gesamte erzeugte Röntgenstrahlung für die Bildgebung genutzt werden. Weiterhin ist das Absorptionsgitter G0 nicht mehr notwendig. Auch ist keine mechanische Bewegung des Analysatorgitters 18 (G2) mehr erforderlich (Phase-Stepping). Es reicht, das Magnetfeld durch die magnetische Ablenkvorrichtung 25 zu variieren.
  • Durch die erfindungsgemäße Anordnung erhält man eine alternative Ortskohärenz der Röntgenstrahlung. Weiterhin ergibt sich eine Vereinfachung des PCI-Bildgebungsverfahrens aufgrund des Ersatzes des normalen Phase-Steppings 19 durch die elektrostatische und magnetische Ablenkung der Elektronenstrahlenbündel 21 bzw. linienförmigen Elektronenstrahlenfächer 23 und/oder 24.
  • 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 Patentliteratur
    • DE 102010018715 A1 [0007, 0019]
    • US 7500784 B2 [0008, 0010]
    • US 8284894 B2 [0040]
    • DE 10245676 B4 [0041]
  • Zitierte Nicht-Patentliteratur
    • "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 [0005]
    • Martin Spahn in "Flachbilddetektoren in der Röntgendiagnostik", Der Radiologe, Volume 43 (5–2003), Seiten 340 bis 350 [0017]

Claims (7)

  1. Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts (6) mittels Phase-Stepping mit einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung eines Strahlenganges (12) von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung, einem Röntgenbilddetektor (4) mit in einer Matrix angeordneten Pixeln, und einem Beugungs- oder Phasengitter (17), wobei der Röntgenstrahler (3) eine Röntgenröhre mit einer Kathode (20) und einer Anode (26) aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenröhre derart ausgebildet ist, dass einem von der Kathode (20) ausgehenden Elektronenstrahlenbündel (21) eine Fokussier-Elektronik (22) zugeordnet ist, die wenigstens einen linienförmigen Elektronenstrahlenfächer (23, 24) von auf einer Anode (26) auftreffenden Elektronen erzeugt.
  2. Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Beugungs- oder Phasengitter (17) zwischen dem Untersuchungsobjekt (6) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet und ein Analysatorgitter (18) dem Phasengitter (17) zugeordnet ist.
  3. Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass eine magnetische Ablenkvorrichtung (25) dem linienförmigen Elektronenstrahlenfächer (23, 24) zugeordnet ist, die die Auftreffpunkte der Elektronen auf der Anode (26) variiert.
  4. Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Fokussier-Elektronik (22) wenigstens eine Linienschar (23, 24) von Elektronenstrahlenfächern von auf einer Anode (26) auftreffenden Elektronen erzeugt.
  5. Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Abstand zwischen den Linien der Linienschar (23, 24) von Elektronenstrahlenfächern derart bemessen ist, dass er die Lau-Bedingung, die konstruktive Überlagerung der Interferenzmuster am Ort der Bildebene, erfüllt.
  6. Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Fokussier-Elektronik (22) derart ausgebildet ist, dass eine Änderung des Abstandes zwischen den Linien der Linienschar (23, 24) über eine Ansteuerung der Fokussier-Elektronik (22) erfolgt.
  7. Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die linienförmigen Elektronenstrahlenfächer (23, 24) senkrecht zur Linienrichtung bewegt werden.
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