DE102013216000A1

DE102013216000A1 - Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts mittels Phase-Stepping

Info

Publication number: DE102013216000A1
Application number: DE201310216000
Authority: DE
Inventors: Michael Maschke
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2013-08-13
Filing date: 2013-08-13
Publication date: 2014-08-07

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Röntgenaufnahmesystem differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts (6, 14) mittels Phase-Stepping mit zumindest einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung sowie einem Röntgenbilddetektor (4), die an den Enden eines C-Bogens (2) angebracht sind, mit einem Beugungs- oder Phasengitter (17), welches zwischen dem Untersuchungsobjekt (6) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist, mit einem Absorptions- oder Analysatorgitter (19), welches zwischen dem Beugungs- oder Phasengitter (17) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist, mit einem Patientenlagerungstisch mit einer Tischplatte (5) zur Lagerung des Patienten (6), und mit einer Systemsteuerungseinheit, wobei der C-Bogen (2) von einem Mehrachsen-Industrie- oder Knickarmroboter mit mindestens vier Freiheitsgraden gehalten und auf beliebigen Bahnen, vorzugsweise kreisförmig, elliptisch oder spiralförmig, um den Patienten zur Erzeugung von Projektionsaufnahmen bewegt sowie um einen Rotationspunkt um mindestens 120 Grad, vorzugsweise bis zu 360 Grad, rotiert werden kann.

Description

Die Erfindung betrifft ein Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts mittels Phase-Stepping mit einem Röntgenstrahler zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung sowie einem Röntgenbilddetektor, die an den Enden eines C-Bogens angebracht sind, mit einem Phasengitter, welches zwischen dem Untersuchungsobjekt und dem Röntgenbilddetektor angeordnet ist, mit einem Absorptions- oder Analysatorgitter, welches zwischen dem Phasengitter und dem Röntgenbilddetektor angeordnet ist, mit einem Patientenlagerungstisch mit einer Tischplatte zur Lagerung des Patienten und mit einer Systemsteuerungseinheit.
Einer der Nachteile der konventionellen Röntgentechnik besteht darin, dass in der medizinischen Bildgebung ein Kompromiss zwischen Kontrast und Röntgendosis gefunden werden muss. Während der Kontrast im Röntgenbild durch eine hohe Röntgendosis verbessert wird, ist eine hohe Röntgendosis wegen des Risikos für einen Patienten zu vermeiden.
Als weiterer Nachteil der heutigen Röntgentechnik bei Angiographieanwendungen ist der Einsatz von Kontrastmittel zu sehen, der zusätzlich den Patienten, beispielsweise die Nieren, belastet.
Eine relativ neue Methode in der medizinischen Röntgenbildgebung, welche für besonders hohe Bildqualitäten sorgt, ist die Phasenkontrast-Bildgebung.
Die Phasenkontrast-Bildgebung nutzt die Tatsache, dass verschiedene Körpergewebe Röntgenstrahlen unterschiedlich stark brechen. Der Effekt der Phasenverschiebung beim Durchtritt eines Röntgenstrahls durch ein Untersuchungsobjekt ist wesentlich stärker als der Absorptionseffekt der von der Röntgenstrahlung durchdrungenen Materie. Mit der Phasenkontrast-Bildgebung können Weichteile beim Röntgen besonders kontrastreich dargestellt werden. Die grundlegenden Techniken dazu sind aus der Technik der Elektronenmikroskope bekannt. Ein Nachteil der röntgenbasierenden Phasenkontrast-Bildgebung nach dem Stand der Technik besteht darin, dass bisher zur Erzeugung von monochromatischer Röntgenstrahlung mit ausreichender Energie ein Synchroton notwendig war.
Neueste Forschungsergebnisse erlauben inzwischen mit Hilfe von drei aufeinander abgestimmten Gittern, einem Gitter G0 (Quellengitter) zur Erzeugung kohärenter Strahlung, einem Gitter G1 (Phasengitter) zur Erzeugung von Interferenzlinien und einem Gitter G2 (Absorptions- oder Analysatorgitter) zum Auslesen des erzeugten Interferenzmusters unter Ausnutzung des Talbot-Effektes, Phasenkontrast-Bildgebung mit einer konventionellen Röntgenquelle zu erzielen.
So ist beispielsweise in der Veröffentlichung von F. Pfeiffer et al., "Hard X-ray dark-field imaging using a grating interferometer", Nature Materials 7, Seiten 134 bis 137, beschrieben, dass der Einsatz von röntgenoptischen Gittern einerseits die Aufnahme von Röntgenbildern im Phasenkontrast erlaubt, welche zusätzliche Informationen über ein Untersuchungsobjekt liefern. Andererseits besteht auch die Möglichkeit, dass zur Bildgebung nicht nur die Phaseninformation sondern auch die Amplitudeninformation gestreuter Strahlung verwendet werden. Hierdurch kann eine Bildgebung erzeugt werden, die ausschließlich auf den Streuanteilen der durch das Untersuchungsobjekt gebeugten Röntgenstrahlung basiert, also einer Kleinstwinkelstreuung. Hierdurch können sehr geringe Dichteunterschiede im Untersuchungsobjekt sehr hochauflösend dargestellt werden. Ähnliches ist auch Joseph J. Zambelli, et al., "Radiation dose efficiency comparison between differential phase contrast CT and conventional absorption CT", Med. Phys. 37 (2010), Seiten 2473 bis 2479 zu entnehmen.
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 in Form eines sechsachsigen Industrie- oder Knickarmroboters 1 gehaltenen C-Bogen 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.
In den heute im Fokus stehenden 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 nachfolgend 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 Quellengitter 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 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 typische Energie des Röntgenspektrums angepassten Gitterkonstanten zur Erzeugung von Interferenzlinien bzw. einem Interferenzmuster 18 und wiederum ein absorbierendes Absorptions- oder Analysatorgitter 19 (G₂) zum Auslesen des erzeugten Interferenzmusters 18. Mit und ohne Objekt entstehen unterschiedliche Interferenzmuster 18. Die Gitterkonstante des Analysatorgitters 19 ist derjenigen des Phasengitters 17 und der restlichen Geometrie der Anordnung angepasst. Das Analysatorgitter 19 ist z. B. im ersten oder n-ten Talbot-Abstand (Ordnung) angeordnet. Das Analysatorgitter 19 konvertiert dabei das Interferenzmuster 18 in ein Intensitätsmuster, das vom Detektor gemessen werden kann. Typische Gitterkonstanten für klinische Anwendungen liegen bei wenigen µm, wie dies auch beispielsweise den oben genannten Literaturstellen zu entnehmen ist.
Ist der Röhrenfokus 11 der Strahlenquelle hinreichend klein und die erzeugte Strahlungsleistung dennoch ausreichend groß, kann eventuell auf das erste Gitter G₀, das Quellengitter 13, verzichtet werden, wie das gegeben ist, wenn als Röntgenstrahler 3 beispielsweise eine Vielzahl von Feldemissions-Röntgenquellen vorgesehen sind, 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" 20, das durch einen Pfeil angedeutet wird, das Analysatorgitter 19 (G₂) in mehreren Schritten (k = 1, K, mit z. B. K = 4 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 S_k im Pixel des Röntgenbilddetektors 4 gemessen und damit das entstandene Interferenzmuster 18 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 Erfindung geht von der Aufgabe aus, ein Röntgenaufnahmesystem der eingangs genannten Art derart auszubilden, dass sich möglichst umfassende Angiographieanwendungen ohne Einsatz von Kontrastmittel durchführen lassen.
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 der C-Bogen von einem Mehrachsen-Industrie- oder Knickarmroboter mit mindestens vier Freiheitsgraden gehalten und auf beliebigen Bahnen, vorzugsweise kreisförmig, elliptisch oder spiralförmig, um den Patienten zur Erzeugung von Projektionsaufnahmen bewegt sowie um einen Rotationspunkt um mindestens 120 Grad, vorzugsweise bis zu 360 Grad, rotiert werden kann.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn der Röntgenstrahler zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung ein Quellengitter G₀ aufweist.
In vorteilhafter Weise kann der Röntgenstrahler zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung eine Vielzahl von Feldemissions-Röntgenquellen oder eine genügend leistungsstarke Mikrofokusquelle aufweisen.
Erfindungsgemäß kann der Knickarmroboter am Boden, an der Decke oder an der Wand montiert sein.
Besonders vorteilhaft weist der Röntgenstrahler eine Röntgenröhre mit einem Röhrenfokus von 0,2 bis 0,9 mm, vorzugsweise von 0,3 bis 0,7 mm, auf, wobei zwischen bis zu drei verschiedenen Röhrenfokusse applikationsspezifisch umgeschaltet werden kann.
Erfindungsgemäß kann die Röntgenröhre mit Spannungen von 40 KV bis 150 KV, vorzugsweise mit 100 KV bis 130 KV, betrieben werden, wobei die Röntgenröhre zusätzlich flüssigkeitsgekühlt sein kann.
In vorteilhafter Weise kann dem Röntgenstrahler ein Röntgenfilter aus Kupfer mit einer Dicke von 0,1 bis 1,5 mm, vorzugsweise 0,1 bis 0,9 mm, oder Aluminium mit einer Dicke von 0,5 bis 20 mm, vorzugsweise 2 bis 4 mm, zugeordnet sein, wobei dieses Röntgenfilter vorzugsweise vor dem Quellengitter angeordnet ist.
Erfindungsgemäß kann das Quellengitter rund, elliptisch, quadratisch oder rechteckig ausgebildet sein.
Gute Abbildungseigenschaften erhält man, wenn das Quellengitter Dimensionen von 3 mm × 3 mm bis zu 200 mm × 200 mm, vorzugsweise im Bereich von 10 mm × 10 mm bis 100 mm × 100 mm, aufweist.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die Gitterabstände des Quellengitters 2 bis 50 Mikrometer, vorzugsweise 5 bis 30 Mikrometer, betragen.
Ein einfacher Aufbau ergibt sich, wenn der Röntgenstrahler eine Röntgenstrahlenblende zur Kollimation der Röntgenstrahlung aufweist, in der das Quellengitter befestigt ist.
Erfindungsgemäß können das Phasengitter und/oder das Absorptions- oder Analysatorgitter quadratisch oder rechteckig ausgebildet sein, wobei die Gitter Dimensionen von 100 mm × 100 mm bis zu 600 mm × 600 mm, vorzugsweise im Bereich von 200 mm × 200 mm bis 300 mm × 300 mm aufweisen können.
In vorteilhafter Weise können die Gitterabstände des Phasengitters und/oder des Absorptions- oder Analysatorgitters 3 bis 30 Mikrometer, vorzugsweise 4 bis 9 Mikrometer, betragen.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn das Absorptions- oder Analysatorgitter unmittelbar vor oder auf dem Röntgenbilddetektor angeordnet ist und mittels einer Antriebsvorrichtung relativ zum Phasengitter und dem Mittelstrahl der Röntgenstrahlung um 1 bis 10 Gitterabstände verschiebbar ist, wobei die Verschiebung um eine Mittelstellung oszillieren kann.
Erfindungsgemäß kann das Phasengitter und/oder das Absorptions- oder Analysatorgitter ein Abstandverhältnis von Gitteröffnung zu Gitterlinien von 1:5 bis 1:1 sowie im Bereich von 5:1 bis 1:1, vorzugsweise von 1:2 bis 1:1 und 2:1 bis 1:1, aufweisen,
Eine gute Bildqualität lässt sich erreichen, wenn der Hochspannungsgenerator eine Leistung von 50 kW bis 200 kW, vorzugsweise 80 kW bis 120 kW, aufweist.
Die Strahlenbelastung des Patienten lässt sich verringern, wenn die Röntgenstrahlung zwischen 0,5 P/s mit 200 P/s, vorzugsweise im Bereich von 5 P/s–60 P/s, gepulst erzeugt wird.
In vorteilhafter Weise kann der Röntgenbilddetektor eine Fläche von 100 × 100 mm bis zu 600 × 600 mm, vorzugsweise 200 × 200 mm bis 400 × 400 mm, eine Auflösung 50 Mikrometer bis 200 Mikrometer, vorzugsweise 100 bis 150 Mikrometer und/oder eine Pixelanzahl von 1000 × 1000 bis 5000 × 5000, vorzugsweise 1500 × 1500 bis 3000 × 3000 aufweisen.
Besonders gute Eigenschaften lassen sich erzielen, wenn der Abstand zwischen Quellengitter und Röntgenbilddetektor zwischen 0,5 m und 3 m, vorzugsweise zwischen 1 m und 1,5 m, beträgt.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn der Abstand zwischen Quellengitter und Phasengitter zwischen 0,5 m und 2,95 m, vorzugsweise zwischen 0,99 m und 1,49 m, der Abstand zwischen Quellengitter und Absorptions- oder Analysatorgitter zwischen 0,5 m und 3 m, vorzugsweise zwischen 1 m und 1,5 m, und der Abstand zwischen Phasengitter und Absorptions- oder Analysatorgitter zwischen 5 mm bis 500 mm, vorzugsweise zwischen 10 mm und 200 mm, betragen.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn der Röntgenbilddetektor ein integrierender Detektor mit indirekter Konversion der Röntgenquanten mittels CsI als Detektormaterial und CMOS für die Photodioden- und Auslese-Struktur ist oder als Photonen-zählender Detektor mit direkter Konversion der Röntgenquanten implementiert ist.
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 der physikalischen Grundlagen zur Phasenkontrast-Bildgebung,
4 die Gegebenheiten bei der Messung der Phasenverschiebung,
5 die Verhältnisse bei der Messung der Phasenverschiebung ohne Objekt,
6 die Verhältnisse bei der Messung der Phasenverschiebung mit Objekt und
7 den Schaltungsaufbau der erfindungsgemäßen Röntgendiagnostikeinrichtung.
Anhand der 3 werden nun kurz die Grundlagen der Phasenkontrast-Bildgebung angeschnitten. Röntgenstrahlung 21 ohne Objekt 22 erfährt naturgemäß keine Veränderung. Röntgenstrahlung 23 mit Objekt 22 erfährt beim Durchgang durch die Materie des Objekts 22 eine Absorption und eine Phasenverschiebung. Die Wellennatur von Teilchen wie Röntgenquanten lässt die Beschreibung von Phänomenen wie Brechung und Reflexion mit Hilfe des komplexen Brechungsindex n ~ = n – iβ zu. Dabei beschreibt der Imaginärteil β die Absorption, die heutige klinische Röntgenbildgebung, wie sie z. B. der Computertomographie, Angiographie, Radiographie, Fluoroskopie oder Mammographie zugrunde liegt, und der Realteil n die Phasenverschiebung, die bei der differentiellen Phasen-Bildgebung betrachtet wird.
In der 4 sind nun die Gegebenheiten bei der Messung der Phasenverschiebung skizziert. Ausgehend von einer idealen Situation mit monochromatischer Strahlung und parallelen Wellenfronten ergibt sich eine Interferenz auf Grund des Talbot-Effekts hinter dem Beugungs- oder Phasengitter 17, das durch einen Pfeil 24 gekennzeichnet ist und einen π-Shift (50 µm Si) erzeugt. Die Gitterabmessung 25 bzw. Gitterkonstante g1 beträgt beispielsweise 4 µm. Im Talbot-Abstand 26 ergeben die einfallenden Wellenfronten ein Interferenzmuster 27 mit doppelter Frequenz, das durch das Absorptions- oder Analysatorgitter 19 und den Röntgenbilddetektor 4 erfasst wird.
Die 5 zeigt nun die Verhältnisse bei einer Messung ohne Objekt 22 frei Luft, wie die einfallenden Wellenfronten 28 auf das Beugungs- oder Phasengitter 17 treffen und ein rechteckförmiges gleichmäßiges Muster 29 erzeugen. Dieses wird durch das Absorptions- oder Analysatorgitter 19 und den Röntgenbilddetektor 4 detektiert.
In der 6 sind nun die einfallenden Wellenfronten 30 gezeigt, die durch das Objekt 22 beeinflusst und verändert werden. Durch das Phasengitter 17 wird nun ein rechteckförmiges aber ungleichmäßiges Muster 31 mit einer Periode der Wellenfront g2 erzeugt. Dieses wird durch das Absorptions- oder Analysatorgitter 19 und den Röntgenbilddetektor 4 detektiert. Eine entsprechende Abbildung eines Phasengradienten 32 sowie der zugehörige Phasenverlauf 33 und differentielle Phasenkontrast 34 sind wiedergegeben.
In der 7 ist der Schaltungsaufbau der Röntgendiagnostikeinrichtung näher dargestellt.
Ein Hochspannungsgenerator 35 ist an der Systemsteuerungseinheit 7 angeschlossen und treibt den Röntgenstrahler 3. Die Systemsteuerungseinheit 7 ist weiterhin mit dem Röntgenbilddetektor 4 zur synchronen Steuerung des Röntgenstrahlers 3 verbunden, wenn der Röntgenbilddetektor 4 aufnahmebereit ist. Ebenfalls steuert die Systemsteuerungseinheit 7 beispielsweise die in dem hier nur symbolisch als Ständer dargestellten Knickarmroboter 1 untergebrachten Drehmotoren des C-Bogens 2 sowie der Roboterarme und erfasst die Rückmeldung der Position des C-Bogens 2.
Vor dem Strahlenaustrittsfenster des Röntgenstrahlers 3 ist das Quellengitter 13 (G₀) angeordnet, dem im Strahlengang das Untersuchungsobjekt 14 folgt. Hinter dem Untersuchungsobjekt 14 ist das Beugungs- oder Phasengitter 17 (G₁) vorgesehen, dem dicht das Absorptions- oder Analysatorgitter 19 (G₂) zugeordnet ist, das unmittelbar vor dem Röntgenbilddetektor 4 angeordnet ist.
Die aus dem Röntgenbilddetektor 4 ausgelesenen Bilddaten werden in einer Pre-Processing-Einheit 36 für Phasenkontrast-Röntgenbilder verarbeitet und einem System-Datenbus 37 zur weiteren Verteilung zugeführt. Die Systemsteuerungseinheit 7 und die Pre-Processing-Einheit 36 können Teil eines Bildsystems sein. Sie können weiterhin als getrennte Hardware oder Software realisiert sein.
Die Bilddaten der durch die Pre-Processing-Einheit 36 verarbeiteten Signale des Röntgenbilddetektors 4 werden über dem System-Datenbus 37 einer Bildverarbeitungseinheit 38 für Phasenkontrast-Röntgenbilder zugeführt. Eine 2-D/3-D-Displayeinheit 39 für Phasenkontrast–Röntgenbilder und Patientendaten bildet mit einer Eingabeeinheit 40 (USER I/O) für Vorrichtung eine Wiedergabeeinheit.
Weiterhin ist eine Kalibrierungseinheit 41 mit einer Bildkorrektureinheit 42 für Bildartefakte und Bilder verbunden, deren Ausgangssignale über eine Bildrekonstruktionseinheit 43 der 2-D/3-D-Displayeinheit 39 zur dreidimensionalen Wiedergabe zugeführt werden.
An dem System-Datenbus 37 ist zur Kommunikation nach außen ein DICOM-Interface 44 für Patienten- und Bilddaten anderer Modalitäten, Voraufnahmen, Abrechnungs- und Verwaltungsdaten sowie Diagnosedaten angeschlossen, das über Datenleitungen 45 mit dem HIS Patientendaten und über weitere Datenleitungen 46 mittels des Intranets des Krankenhauses oder über das Internet Bilddaten austauscht. Über die weiteren Datenleitungen 46 können auch Bilddaten anderer Modalitäten, wie beispielsweise CT- oder MR-Aufnahmen, abgerufen werden.
Weiterhin ist an dem System-Datenbus 37 ein Bilddatenspeicher 47 angeschlossen, der eine Zwischenspeicherung der von der Pre-Processing-Einheit 36 gelieferten Bilddaten bewirkt, damit sie anschließend von der Bildverarbeitungseinheit 38 abgerufen und/oder über das DICOM-Interface 44 weitergeleitet werden können.
Des Weiteren ist eine Spannungsversorgungeinheit 48 für alle Komponenten der Röntgendiagnostikeinrichtung vorgesehen. An dem System-Datenbus 37 ist eine Recheneinheit 49 bzw. ein Datenterminal angeschlossen.
Das erfindungsgemäße roboterbasierende Angiographie–Röntgensystem zur Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts 6, 14 weist zumindest einen Röntgenstrahler 3, ein Quellengitter 13 zur Aussendung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung, einen Röntgenbilddetektor 4, ein Beugungs- oder Phasengitter 17, welches zwischen dem Untersuchungsobjekt 6, 14 und dem Röntgenbilddetektor 4 angeordnet ist, und ein Absorptions- oder Analysatorgitter 19, welches zwischen dem Beugungs- oder Phasengitter 17 und dem Röntgendetektor 4 angeordnet ist, auf.
Dazu wird das Phasenkontrast-Aufnahmesystem an einen C-Bogen 2 montiert, der durch eine mechanische Halterung an einem Mehrachsen-Knickarmroboter 1 in mindesten vier Freiheitsgraden bewegt und um einen Rotationspunkt von mindestens 120 Grad, vorzugsweise bis zu 360 Grad rotiert wird. Bis zu sechs mechanische Freiheitsgrade sind optional möglich.
Der Knickarmroboter 1 kann am Boden, der Decke oder der Wand montiert sein.
Die Strahlungsquelle des Röntgenstrahlers 3 und der Röntgenbilddetektor 4 können in beliebigen Bahnen, vorzugsweise kreisförmig, elliptisch oder spiralförmig um den Patienten 6 bewegt werden, um Projektionsaufnahmen zu erzeugen.
Das Quellengitter 13 erzeugt aus der inkohärenten Röntgenstrahlung quasi-kohärente Röntgenstrahlung, wobei jeder Gitterschlitz als kleiner Röntgenstrahler fungiert, der einen monochromatischen Röntgenstrahl aussendet.
Die grundsätzliche Idee der Phasenkontrast-Bildgebung liegt darin, die genauen Positionen von mittels des Beugungs- oder Phasengitters 17 aus kohärenter, ein Untersuchungsobjekt 14 durchstrahlender Röntgenstrahlung erzeugten Interferenzlinien 18 zu finden und von diesen aus die Phasenverschiebung durch das Untersuchungsobjekt 14 zu bestimmen. Da jedoch die Abstände der Interferenzlinien 18 im Mikrometerbereich liegen, hat ein normaler Röntgenbilddetektor 4 nicht ausreichend Auflösung, die Interferenzlinien 18 oder deren Maxima abzubilden. Aus diesem Grund wird ein Absorptions- oder Analysatorgitter 19 mit geringer Röntgentransparenz und möglichst derselben Periodizität und Orientierung wie die Interferenzlinien direkt vor dem Röntgenbilddetektor 4 angeordnet und mit diesem die Interferenzlinien abgetastet.
Das Beugungs- oder Phasengitter 17 erzeugt ein Interferenzmuster, das mit Hilfe des Absorptions- oder Analysatorgitters 19 auf dem dahinterliegenden Röntgenbilddetektor 4 ein Moiré-Muster abbildet. Wird das Absorptions- oder Analysatorgitter 19 geringfügig verschoben, so ergibt sich hieraus ebenfalls eine Verschiebung des Moiré-Musters, d. h. eine Änderung der örtlichen Intensität im dahinter liegenden Röntgenbilddetektor 4, welche relativ zur Verschiebung des Absorptions- oder Analysatorgitters 19 bestimmt werden kann. Trägt man für jedes Detektorelement dieses Gitters, das heißt für jeden Strahl, die Intensitätsänderung in Abhängigkeit vom Verschiebungsweg des Absorptions- oder Analysatorgitters 19 auf, so lässt sich die Phasenverschiebung des jeweiligen Strahles bestimmen. Das Absorptions- oder Analysatorgitter 19 erfüllt somit die Funktion einer Übertragungsmaske und wandelt lokale Interferenzlinien in Intensitätsschwankungen um. Das durch den Röntgenbilddetektor 4 gemessene Signalprofil enthält quantitative Informationen über den Phasengradienten des Untersuchungsobjekts.
Das Beugungs- oder Phasengitter 17 ist vorzugsweise zweidimensional strukturiert und besitzt eine niedrige Röntgenabsorption. Gleichzeitig erzeugt es eine deutliche Phasenverschiebung vorzugsweise mit der Periode von π oder einem ungeraden Vielfachen hiervon. Das Beugungs- oder Phasengitter 17 kann vorzugsweise aus Silizium oder einem Polymer gebildet sein.
Das Absorptions- oder Analysatorgitter 19 ist vorzugsweise zweidimensional strukturiert und besitzt eine hohe Röntgenabsorption.
Die im Röntgenstrahler 3 verwendete Röntgenröhre besitzt beispielsweise einen Röhrenfokus von 0,2 bis 0,9 mm, vorzugsweise von 0,3 bis 0,7 mm. Optional sind bis zu drei verschiedene Röhrenfokusse möglich, zwischen denen applikationsspezifisch umgeschaltet wird.
Die Röntgenröhre wird mit Spannungen von 40 KV bis 150 KV betrieben, vorzugsweise mit 100 KV bis 130 KV. Die Röntgenröhre kann zusätzlich flüssigkeitsgekühlt sein.
Nach dem Röntgenstrahlaustritt kann vor oder nach dem Quellengitter 13 zusätzlich ein Röntgenfilter aus Kupfer oder Aluminium vorgesehen sein. Vorzugsweise liegt dieses Filter vor dem Quellengitter 13. Dabei beträgt die Dicke im Falle von Kupfer 0,1 bis 1,5 mm, vorzugsweise 0,1 bis 0,9 mm, im Falle von Aluminium 0,5 bis 20 mm, vorzugsweise 2 bis 4 mm.
Das Quellengitter 13 kann rund, elliptisch, quadratisch oder rechteckig ausgeprägt sein mit einer Dimension von 3 mm × 3 mm bis zu 200 mm × 200 mm, vorzugsweise im Bereich von 10 mm × 10 mm bis 100 mm × 100 mm. Die Gitterabstände des Quellengitters betragen 2 bis 50 Mikrometer, vorzugsweise 5 bis 30 Mikrometer.
Vor oder nach dem Quellengitter 13 kann zusätzlich eine Röntgenstrahlenblende zur Kollimation der Röntgenstrahlung vorgesehen sein. Vorzugsweise liegt diese Röntgenstrahlenblende zwischen Röntgenstrahler 3 und Quellengitter 13, wobei das Quellengitter 13 in der Röntgenstrahlenblende montiert sein kann.
Das Beugungs- oder Phasengitter 17 kann quadratisch oder rechteckig mit einer Dimension von 100 mm × 100 mm bis zu 600 mm × 600 mm ausgeprägt sein, vorzugsweise im Bereich von 200 mm × 200 mm bis 300 mm × 300 mm. Die Gitterabstände des Phasengitters 17 betragen 3 bis 30 Mikrometer, vorzugsweise 4 bis 9 Mikrometer.
Das Absorptions- oder Analysatorgitter 19 kann quadratisch oder rechteckig mit Abmessungen von 100 mm × 100 mm bis zu 600mm × 600mm ausgebildet sein, vorzugsweise im Bereich von 200 mm × 200 mm bis 400 mm × 400 mm. Die Gitterabstände des Absorptions- oder Analysatorgitters 19 betragen 3 bis 30 Mikrometer, vorzugsweise 4 bis 9 Mikrometer.
Vorzugsweise ist das Absorptions- oder Analysatorgitter 19 direkt vor oder auf dem Röntgenbilddetektor 4 montiert.
Das Absorptions- oder Analysatorgitter 19 kann mit Hilfe einer Antriebsvorrichtung relativ zum Beugungs- oder Phasengitter 17 und dem Mittelstrahl der Röntgenquelle um 1 bis 10 Gitterabstände verschoben werden. Diese Bewegung kann um eine Mittelstellung oszillieren.
Die obigen Gitter besitzen ein Abstandverhältnis von Gitteröffnung (Ö) zu Gitterlinien (L) von 1:5 bis 1:1 sowie im Bereich von 5:1 bis 1:1, vorzugsweise von 1:2 bis 1:1 und 2:1 bis 1:1.
Der Röntgengenerator besitzt eine Leistung von 50 kW bis 200 kW, vorzugsweise 80 kW bis 120 kW.
Optional kann die Röntgenkette gepulste Röntgenstrahlung zwischen 0,5 P/s bis 200 P/s, vorzugsweise im Bereich von 5 P/s bis 60 P/s, abgeben.
Die Vorrichtung besitzt ein digitales Bildsystem zur Bildverarbeitung und Speicherung der Röntgenbilder.
Zusätzlich ist eine Patientenlagerung vorgesehen, die in x-, y-, z–Richtung bewegt und/oder geschwenkt werden kann.
Der Röntgendetektor ist vorzugsweise ein Halbleiterdetektor basierend auf aSi oder CCD. Alternativen mit Photonen-zählenden Detektoren und/oder direkter Konversion der Röntgenquanten sind möglich.

Der Röntgenbilddetektor 4 kann dabei folgende Ausprägungen aufweisen:

Fläche:	100 × 100 mm bis zu 600 × 600 mm, vorzugsweise
	200 × 200 mm bis 400 × 400 mm.
Auflösung:	50 Mikrometer bis 200 Mikrometer, vorzugsweise
	100 bis 150 Mikrometer.
Pixelanzahl:	1000 × 1000 bis 5000 × 5000, vorzugsweise
	1500 × 1500 bis 3000 × 3000.

Die Gitter 13, 17 und 19 und auch der Röntgenbilddetektor 4 können quadratisch oder rechteckig sein; die oben angegebenen Größen beziehen sich auf die maximale Größe in einer Dimension.
Der Abstand zwischen Quellengitter 13 und Röntgenbilddetektor 4 kann zwischen 0,5 m und 3 m, vorzugsweise zwischen 1 m und 1,5 m, liegen.
Der Abstand zwischen Quellengitter und Phasengitter kann zwischen 0,5 m und 2,95 m liegen, vorzugsweise zwischen 0,99 m und 1,49 m.
Der Abstand zwischen Quellengitter und Analysatorgitter 19 kann zwischen 0,5 m und 3 m liegen, vorzugsweise zwischen 1 m und 1,5 m.
Der Abstand zwischen Phasengitter und Analysatorgitter 19 kann zwischen 5 mm bis 500 mm, vorzugsweise zwischen 10 mm und 200 mm betragen.
Durch den erfindungsgemäßen Aufbau eines roboterbasierenden Angiographie-Röntgensystems zur Phasenkontrast-Bildgebung eines Lebewesens mit zumindest einem Röntgenstrahler, mit einem Quellengitter 13 zur Aussendung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung, mit einem Röntgenbilddetektor 4, mit einem Phasengitter 17 und mit einem Analysatorgitter 19 erhält man ein Phasenkontrast-Bildgebungssystem, das vorzugsweise an einem C-Bogen 2 montiert ist, der mittels eines Industrie- oder Knickarmroboters 1 in mindesten vier Freiheitsgraden bewegt und um einen Punkt rotiert werden kann.
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 [0008, 0018]
US 7500784 B2 [0009, 0011]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

F. Pfeiffer et al., "Hard X-ray dark-field imaging using a grating interferometer", Nature Materials 7, Seiten 134 bis 137 [0007]
Joseph J. Zambelli, et al., "Radiation dose efficiency comparison between differential phase contrast CT and conventional absorption CT", Med. Phys. 37 (2010), Seiten 2473 bis 2479 [0007]
Martin Spahn in "Flachbilddetektoren in der Röntgendiagnostik", Der Radiologe, Volume 43 (5-2003), Seiten 340 bis 350 [0016]

Claims

Röntgenaufnahmesystem zur differentiellen Phasenkontrast-Bildgebung eines Untersuchungsobjekts (6, 14) mittels Phase-Stepping mit zumindest einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung sowie einem Röntgenbilddetektor (4), die an den Enden eines C-Bogens (2) angebracht sind, mit einem Beugungs- oder Phasengitter (17), welches zwischen dem Untersuchungsobjekt (6) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist, mit einem Absorptions- oder Analysatorgitter (19), welches zwischen dem Beugungs- oder Phasengitter (17) und dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist, mit einem Patientenlagerungstisch mit einer Tischplatte (5) zur Lagerung des Patienten (6), und mit einer Systemsteuerungseinheit (7), wobei der C-Bogen (2) von einem Mehrachsen-Industrie- oder Knickarmroboter mit mindestens vier Freiheitsgraden gehalten und auf beliebigen Bahnen, vorzugsweise kreisförmig, elliptisch oder spiralförmig, um den Patienten zur Erzeugung von Projektionsaufnahmen bewegt sowie um einen Rotationspunkt um mindestens 120 Grad, vorzugsweise bis zu 360 Grad, rotiert werden kann.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung ein Quellengitter (13) aufweist.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 1, 2 dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von quasi-kohärenter Röntgenstrahlung eine Vielzahl von Feldemissions-Röntgenquellen aufweist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Knickarmroboter am Boden, an der Decke oder an der Wand montiert ist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenstrahler (3) eine Röntgenröhre mit einem Röhrenfokus von 0,2 bis 0,9 mm, vorzugsweise von 0,3 bis 0,7 mm, aufweist, wobei zwischen bis zu drei verschiedenen Röhrenfokussen applikationsspezifisch umgeschaltet werden kann.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenröhre mit Spannungen von 40 KV bis 150 KV, vorzugsweise mit 100 KV bis 130 KV, betrieben wird, wobei die Röntgenröhre zusätzlich flüssigkeitsgekühlt sein kann.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass dem Röntgenstrahler (3) ein Röntgenfilter aus Kupfer mit einer Dicke von 0,1 bis 1,5 mm, vorzugsweise 0,1 bis 0,9 mm, oder Aluminium mit einer Dicke von 0,5 bis 20 mm, vorzugsweise 2 bis 4 mm, zugeordnet ist, wobei dieses Röntgenfilter vorzugsweise vor dem Quellengitter (13) angeordnet ist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass das Quellengitter (13) rund, elliptisch, quadratisch oder rechteckig ausgebildet ist.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass das Quellengitter (13) Dimensionen von 3 mm × 3 mm bis zu 200 mm × 200 mm, vorzugsweise im Bereich von 10 mm × 10 mm bis 100 mm × 100 mm, aufweist.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitterabstände des Quellengitters (13) 2 bis 50 Mikrometer, vorzugsweise 5 bis 30 Mikrometer, betragen.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenstrahler (3) eine Röntgenstrahlenblende zur Kollimation der Röntgenstrahlung aufweist, in der das Quellengitter (13) befestigt ist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass das Beugungs- oder Phasengitter (17) und/oder das Absorptions- oder Analysatorgitter (19) quadratisch oder rechteckig ausgebildet sind.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass das Beugungs- oder Phasengitter (17) und/oder das Absorptions- oder Analysatorgitter (19) Dimensionen von 100 mm × 100 mm bis zu 600 mm × 600 mm, vorzugsweise im Bereich von 200 mm × 200 mm bis 300 mm × 300 mm aufweisen.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 12 oder 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitterabstände des Beugungs- oder Phasengitters (17) und/oder des Absorptions- oder Analysatorgitters (19) 3 bis 30 Mikrometer, vorzugsweise 4 bis 9 Mikrometer, betragen.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass das Absorptions- oder Analysatorgitter (19) unmittelbar vor oder auf dem Röntgenbilddetektor (4) angeordnet ist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass das Absorptions- oder Analysatorgitter (19) mittels einer Antriebsvorrichtung relativ zum Beugungs- oder Phasengitter (17) und dem Mittelstrahl der Röntgenstrahlung um 1 bis 10 Gitterabstände verschiebbar ist.
Röntgenaufnahmesystem nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Verschiebung um eine Mittelstellung oszilliert.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass das Beugungs- oder Phasengitter (17) und/oder das Absorptions- oder Analysatorgitter (19) ein Abstandverhältnis von Gitteröffnung zu Gitterlinien von 1:5 bis 1:1 sowie im Bereich von 5:1 bis 1:1, vorzugsweise von 1:2 bis 1:1 und 2:1 bis 1:1, aufweisen.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass der Hochspannungsgenerator (33) eine Leistung von 50 KW bis 200 KW, vorzugsweise 80 KW bis 120 KW, aufweist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenstrahlung zwischen 0,5 P/s mit 200 P/s, vorzugsweise im Bereich von 5 P/s–60 P/s, gepulst erzeugt wird.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenbilddetektor (4) eine Fläche von 100 × 100 mm bis zu 600 × 600 mm, vorzugsweise 200 × 200 mm bis 400 × 400 mm, eine Auflösung 50 Mikrometer bis 200 Mikrometer, vorzugsweise 100 bis 150 Mikrometer und/oder eine Pixelanzahl von 1000 × 1000 bis 5000 × 5000, vorzugsweise 1500 × 1500 bis 3000 × 3000 aufweist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 21, dadurch gekennzeichnet, dass der Abstand zwischen Quellengitter (13) und Röntgenbilddetektor (4) zwischen 0,5 m und 3 m, vorzugsweise zwischen 1 m und 1,5 m, beträgt.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass der Abstand zwischen Quellengitter (13) und Beugungs- oder Phasengitter (17) zwischen 0,5 m und 2,95 m, vorzugsweise zwischen 0,99 m und 1,49 m, beträgt.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 23, dadurch gekennzeichnet, dass der Abstand zwischen Quellengitter (13) und Absorptions- oder Analysatorgitter (19) zwischen 0,5 m und 3 m, vorzugsweise zwischen 1 m und 1,5 m, beträgt.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 24, dadurch gekennzeichnet, dass der Abstand zwischen Beugungs- oder Phasengitter (17) und Absorptions- oder Analysatorgitter (19) zwischen 5 mm bis 500 mm, vorzugsweise zwischen 10 mm und 200 mm beträgt.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenbilddetektor (4) ein integrierender Detektor mit indirekter Konversion der Röntgenquanten mittels CsI als Detektormaterial und CMOS für die Photodioden- und Auslese-Struktur ist.
Röntgenaufnahmesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenbilddetektor (4) als Photonen-zählender Detektor mit direkter Konversion der Röntgenquanten implementiert ist.