DE3734300C2 - - Google Patents
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- DE3734300C2 DE3734300C2 DE3734300A DE3734300A DE3734300C2 DE 3734300 C2 DE3734300 C2 DE 3734300C2 DE 3734300 A DE3734300 A DE 3734300A DE 3734300 A DE3734300 A DE 3734300A DE 3734300 C2 DE3734300 C2 DE 3734300C2
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/48—Diagnostic techniques
- A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
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- A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computerised tomographs
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
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- A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4064—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis specially adapted for producing a particular type of beam
- A61B6/4092—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis specially adapted for producing a particular type of beam for producing synchrotron radiation
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- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/36—Measuring spectral distribution of X-rays or of nuclear radiation spectrometry
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- H—ELECTRICITY
- H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
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- H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
- H05G1/08—Electrical details
- H05G1/60—Circuit arrangements for obtaining a series of X-ray photographs or for X-ray cinematography
Description
Die Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur Erzeugung eines
Röntgenbildes gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs.
Eine derartige Vorrichtung ist aus US-PS 44 45 226 bekannt.
Dabei wird wie folgt
verfahren:
Ein von einer Röntgenstrahlenröhre emittiertes Röntgenstrahlenbündel
mit großer Energiebandbreite wird als
Röntgenstrahlenquelle benutzt. Zwei Rohbilder werden
gleichzeitig unter Verwendung zweier hintereinanderliegender
Detektoren hergestellt.
Durch Subtraktion der Rohbilddaten wird das Röntgenbild
erhalten.
Die bekannte Vorrichtung liefert auch
dann ein genaues Subtraktionsbild, wenn sich das
Objekt bewegt. Die Detektoren bestehen jeweils
aus einem Feld bzw. Array
von aufeinanderliegenden Szintillatoren.
Die Szintillatoren im vorderen Teil detektieren
Röntgenstrahlen mit niedriger Energie, während die
Szintillatoren im hinteren Teil Röntgenstrahlen detektieren,
die eine größere Energie aufweisen. Diese Röntgenstrahlen
haben bereits den vorderen Teil des Detektors
durchsetzt. Mit einem derartigen Aufbau ist es jedoch nicht
möglich, ein hinreichendes Auflösungsvermögen bezüglich des
Energiespektralbereichs zu erzielen.
Wie andererseits in der
US-PS 44 32 370 erwähnt, werden nicht erforderliche Gewebeteilbilder
zur Erzielung eines klareren Kontrastbildes eliminiert,
wenn z. B. Jod als Kontrastmittel in eine Vene eines zu untersuchenden
Körpers injiziert wird, und
dann zwei Abbildungen unter Verwendung
monochromatischer Röntgenstrahlen bei Energien etwas
oberhalb und unterhalb der K-Absorptionskante des Jods erzeugt werden,
um ein Subtraktionsbild zu erhalten. Um dies wirkungsvoll
durchführen zu können, setzt dies monoenergetische Quellen mit
variabler Energie voraus.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Röntgenaufnahmevorrichtung
zu schaffen, die in der Lage ist,
ein möglichst genaues Bild der Kontrastmittelverteilung
in dem untersuchten Objekt mittels einer möglichst einfachen
Aufnahme- und Auswertemethode zu gewinnen.
Die Lösung dieser Aufgabe ist im
Patentanspruch gekennzeichnet.
Danach wird zur Bestrahlung
des zu untersuchenden Objekts eine quasi-monochromatische
Röntgenstrahlung verwendet, deren Energiebandbreite
sich von einem Bereich leicht oberhalb der K-Absorptionskantenenergie
des das Kontrastmittel bildenden
Elements bis zu einem Bereich leicht unterhalb der K-Absorptionskantenenergie
des Elements erstreckt. Die verwendete
Detektoranordnung ist auf Energieveränderungen gerade oberhalb
und unterhalb der K-Absorptionskantenenergie des das Kontrastmittel
bildenden Elements empfindlich, um die Röntgenstrahlen
individuell bei den jeweiligen Energien in den
einzelnen Bereichen detektieren zu können. Die Detektoranordnung
weist einen vorderen
Detektor und einen hinteren Detektor auf, wobei die höherenergetische
Röntgenstrahlung zuerst durch einen Szintillator detektiert
wird, der im vorderen Detektor angeordnet
ist. Dieser Szintillator enthält eine oder besteht aus
einer Verbindung, die das das Kontrastmittel bildende Element
aufweist. Die Röntgenstrahlen mit niedrigerer Energie,
die den oben beschriebenen Szintillator bereits passiert
haben, werden im wesentlichen durch einen anderen Szintillator
detektiert, der im hinteren Detektor angeordnet
ist. Mit Hilfe dieses Aufbaus ist es möglich, Röntgenstrahlen
der genannten Energien gerade oberhalb und unterhalb der
K-Absorptionskantenenergie des das Kontrastmittel
bildenden Elements getrennt zu detektieren und auf diese
Weise ein Energiesubtraktionsbild zu erzeugen, das frei von
jeglichen Bewegungsartefakten ist.
Die Zeichnung stellt Ausführungsbeispiele der Erfindung
dar. Es zeigen:
Fig. 1 ein Diagramm eines
ersten Ausführungsbeispiels,
Fig. 2 einen Querschnitt durch ein in Fig. 1 gezeigtes
Element,
Fig. 3 einen Querschnitt durch Elemente 4 und 5
nach Fig. 1,
Fig. 4 eine graphische Darstellung zur Erläuterung der
Absorptionscharakteristik des in Fig. 3 gezeigten
Elements 4,
Fig. 5 eine graphische Darstellung zur Erläuterung der
Spektralcharakteristik einer Röntgenstrahlenquelle
für ein
weiteres Ausführungsbeispiel, und
Fig. 6 ein Diagramm eines
anderen Ausführungsbeispiels.
Unter Bezugnahme auf die Fig. 1 wird nachfolgend eine erste
Vorrichtung zur Erzeugung eines Röntgenbildes nach
der Erfindung näher beschrieben. Synchrotronstrahlung 1
wird von einem Hochenergie-Elektronenspeicherring in tan
gentialer Richtung einer Elektronenbahn abgestrahlt, wenn
die Elektronenbahn hochenergetischer Elektronen mit Hilfe
eines Magnetfelds gekrümmt wird. Die Synchrotronstrahlung 1
ist sehr stark ausgerichtet, so daß sie in Form eines fla
chen Fächerstrahls emittiert wird, der eine Profilintensi
tätsverteilung aufweist, die relativ weit in der Elektro
nenbahn-Ablenkebene und schmal in Richtung senkrecht zu
dieser Ebene ist. Diese Synchrotronstrahlung 1 wird spek
troskopisch mit Hilfe eines Spektroskops 3 separiert. Das
Spektroskop 3 ist ein asymmetrisches Reflexionsspektroskop,
mit dessen Hilfe quasi-monochromatische Röntgenstrahlen 2
erhalten werden. Diese quasi-monochromatischen Röntgen
strahlen 2 weisen eine Energiebandbreite auf, die weiter
ist als diejenige von Röntgenstrahlen, die mit Hilfe eines
symmetrischen Reflexionsspektroskops erzeugt werden. Auf
grund der asymmetrischen Reflexion bilden die quasi-mono
chromatischen Röntgenstrahlen 2 einen pyramidenartigen
Strahl, dessen Querschnitt in Fig. 1 in vertikaler Richtung
ausgedehnt ist, so daß mit Hilfe des Strahls 2 eine zweidi
mensionale Abbildung durchgeführt werden kann. Der Winkel,
den das Spektroskop 3 und die Synchrotronstrahlung zueinan
der einnahmen, ist auf einen bestimmten Wert eingestellt,
während das Zentrum des Energiebands der quasi-monochroma
tischen Röntgenstrahlen 2 mit der Absorptionskantenenergie
desjenigen Elements übereinstimmt, durch das ein Kontrast
mittel gebildet ist. Unter diesen Bedingungen wird mit Hil
fe der quasi-monochromatischen Röntgenstrahlen 2 ein Objekt
6 durchstrahlt. Diejenigen Röntgenstrahlen, die das Objekt
6 durchsetzt haben, werden mit Hilfe eines energieempfind
lichen Detektors detektiert, und zwar in der Weise, daß
dasjenige Bild, das durch Röntgenstrahlen gebildet ist, die
eine höhere Energie als die Absorptionskantenenergie auf
weisen, mit Hilfe eines auf höhere Energien ansprechenden
Detektors 4 aufgenommen wird, während dasjenige Bild, das
durch Röntgenstrahlen erhalten wird, die eine niedrigere
Energie als die Absorptionskantenenergie aufweisen, mit
Hilfe eines Detektors 5 aufgenommen wird, der auf niedrige
re Energien anspricht. Die von den Detektoren 4 und 5 ge
lieferten Bilddaten werden mit Hilfe einer Einrichtung 7
gespeichert, verarbeitet und wiedergegeben.
So lassen sich die vom Detektor 4 gelieferten
Bilddaten und die vom Detektor 5 gelieferten Bilddaten von
einander subtrahieren, um auf diese Weise ein Subtraktions
bild zu erzeugen, in dem nur die Verteilung des Kontrast
mittels hervorgehoben ist.
Anhand der Fig. 2 wird nachfolgend das Spektroskop 3 näher
beschrieben. Das Spektroskop 3 ist ein asymmetrisches Re
flexionsspektroskop, das aus einem Kristall besteht, bei
spielsweise einem Silicium-, Germanium- oder Quarzkristall.
Die Struktur ist so gewählt, daß die einen
Beitrag zur Röntgenstrahlungsbeugung liefernde Kristallgit
terebene 8 unter einem Winkel R2 zur Kristallgitterebene
bzw. Kristalloberfläche liegt. Im vorliegenden Fall fällt
die Synchrotronstrahlung 1 unter einem Winkel R1 auf die
Kristallgitterebenen 8, wobei nur Röntgenstrahlen mit der
Energie, die die Bragg-Bedingung erfüllt, unter dem Winkel
R1 abgebeugt werden. Diejenige Synchrotronstrahlung 1, die
unter einem Winkel R1-R2 auf die Kristalloberfläche auf
trifft, wird unter einem relativ zur Kristalloberfläche
liegenden Winkel R1+R2 abgebeugt, so daß auf diese Weise
Röntgenstrahlen 2 mit vergrößerter Strahlbreite erhalten
werden. Im Fall der asymmetrischen Reflexion bilden die
Röntgenstrahlen 2 quasi-monochromatische Röntgenstrahlen,
wobei die Energiebandbreite der abgebeugten Röntgenstrahlen
weiter ist als im Falle der symmetrischen Reflexion (R2=
0), so daß sich die Energiebandbreite über denjenigen Be
reich hinaus erstreckt, der sehr nahe an der Absorptions
kantenenergie des das Kontrastmittel bildenden Elements
liegt.
Unter Bezugnahme auf die Fig. 3 wird nachfolgend der Aufbau
des energieempfindlichen Detektors im einzelnen beschrie
ben. Die quasi-monochromatischen Röntgenstrahlen 2, die das
Objekt 6 durchsetzt haben, treffen zuerst auf denjenigen
Strahlungsdetektor 4 auf, durch den Strahlung mit höherer
Energie detektiert wird. Dieser höhere Energien detektie
rende Detektor 4 wird durch einen Szintillator 10 für hö
herenergetische Strahlung und durch einen Photodetektor 11
gebildet. Der Szintillator 10 für höhere Energien weist als
Hauptkomponente dasselbe Material auf, aus dem auch das das
Kontrastmittel bildende Element besteht.
Ist das Kontrast
mittel Jod, so kann der Szintillator 10 eine Jodver
bindung enthalten, beispielsweise Cäsiumjodid oder Natriumjo
did. Ist das Kontrastmittel Barium, so enthält der
Szintillator 10 eine Bariumverbindung, beispielsweise
eine Bariumhalogenidverbindung.
Durch diese Verbindungen werden die Röntgenstrahlen,
deren Energie höher ist als die Energie der Absorptionskan
te des das Kontrastmittel bildenden Elements selektiv und
in starkem Ausmaß absorbiert. Die absorbierte Röntgenstrah
lenenergie wird in Fluoreszenzstrahlung umgewandelt, die
mit Hilfe des Photodetektors 11 detektiert wird, um auf
diese Weise ein Bild zu erhalten. Die Rönt
genstrahlen mit einer niedrigeren Energie als die Absorp
tionskantenenergie des das Kontrastmittel bildenden Ele
ments treten im wesentlichen durch den Detektor 4 für höhe
re Energie hindurch und anschließend in den Detektor 5 für
niedrigere Energien ein. Dieser Detektor 5 besteht aus ei
nem Szintillator 12 für niedrigere Energien und aus einem
Photodetektor 13. Der Szintillator 12 für niedrigere Ener
gien kann aus irgendeinem geeigneten Material bestehen, da
er nur diejenigen Röntgenstrahlen absorbiert, die bereits
durch den Detektor 4 für höhere Energien hindurchgetreten
sind. Auch im Detektor 5 wird die absorbierte Röntgenstrah
lenenergie in Fluoreszenzstrahlung umgewandelt, die mit
Hilfe des Photodetektors 13 detektiert wird, um ein
Bild zu erhalten.
Die Fähigkeit der Energietrennung (Auflösungsvermögen) des
energieempfindlichen Detektors wird nachfolgend für einen
Fall beschrieben, bei dem Jod als Kontrastmittel verwendet
wird, während eine jodierte Verbindung für den auf höhere
Energien ansprechenden Szintillator 10 zum Einsatz kommt.
Zunächst sei angenommen, daß die quasi-monochromatischen
Röntgenstrahlen 2 Röntgenstrahlen mit einer Bandbreite von
mehreren 100 eV (Elektronenvolt) sind. Diese quasi-mono
chromatischen Röntgenstrahlen 2 werden mit Hilfe des asym
metrischen Reflexionsspektroskops 3 erhalten. Das Zentrum
der Energiebandbreite liegt bei der Absorptionskantenener
gie des Jods, also bei 33,17 keV. Fig. 4 zeigt die Extink
tion bzw. Absorption im Szintillator 10 für höhere Ener
gien, wenn eine solche Röntgenstrahlung auf ihn auftrifft.
Die Kurve A gibt dabei das Absorptionsvermögen bezüglich
der Strahlungskomponente mit einer Energie an, die höher
als die Absorptionskantenenergie ist, wobei die Kurve A auf
eine Energie von 33,18 keV bezogen ist, während die Kurve B
das Absorptionsvermögen bezüglich derjenigen Strahlungskom
ponente angibt, deren Energie niedriger als die Absorp
tionskantenenergie ist, wobei die Kurve B auf eine Energie
von 33,16 keV bezogen ist. Wie anhand der Fig. 4 zu erken
nen ist, steigen beide Absorptionskurven A und B mit zuneh
mender Dicke des Szintillators an, während das Verhältnis
(B/A+B) der Absorption für die Strahlungskomponente mit
niedrigerer Energie, bezogen auf die Gesamtabsorption, wie
durch die gestrichelte Linie markiert ist, bei etwa 20% im
Szintillatordickenbereich von 20 bis 100 µm liegt. Das be
deutet, daß die Trennfähigkeit des Szintillators 10, bezo
gen auf die Röntgenstrahlenkomponente mit hoher Energie,
etwa bei 80% liegt. Beträgt beispielsweise die Dicke des
Szintillators 10 für die höhere Energie 75 µm, so werden
77% der Röntgenstrahlungskomponente mit höherer Energie
durch den Szintillator 10 absorbiert, während die verblei
benden 23% durch den Szintillator 10 für höhere Energien
hindurchtreten und im Szintillator 12 für niedrigere Ener
gien absorbiert werden, der zu diesem Zweck eine hinrei
chende Dicke aufweist. Im umgekehrten Fall und bezogen auf
die Röntgenstrahlenkomponente mit niedrigerer Energie wer
den lediglich 23% davon im Szintillator 10 für höhere
Energien absorbiert, während die verbleibenden 77%, die
durch den Szintillator 10 hindurchgetreten sind, im Szin
tillator 12 für niedrigere Energien absorbiert werden. Die
Energietrennfähigkeit beider Szintillatoren beträgt somit
77%. Das bedeutet, daß in beiden Szintillatoren gemischte
Komponenten von 23% vorhanden sind. Die gemischten Kompo
nenten können jedoch dadurch eliminiert werden, daß die
durch die Röntgenstrahlen mit höherer und niedrigerer Ener
gie erzeugten Bilder voneinander subtrahiert werden, so daß
letztlich ein Bild erhalten wird, das nicht mehr durch die
gemischten Komponenten beeinflußt ist.
Bei Verwendung von zweidimensionalen Photodiodenfeldern für
die Photodetektoren 11 und 13 werden zwei Arten von
Bildern erhalten, von denen das eine durch Rönt
genstrahlen mit einer Energie erzeugt wird, die höher liegt
als die Absorptionskantenenergie des das Kontrastmittel
bildenden Elements, während das andere durch Röntgenstrah
len erzeugt wird, deren Energie niedriger liegt als die ge
nannte Absorptionskantenenergie des das Kontrastmittel bil
denden Elements. Beide Bilder werden mit Hilfe der Photode
tektoren 11 und 13 in elektrische Signale umgewandelt, die
einer Einrichtung 7 zur Speicherung, Verarbeitung und Bild
reproduktion zugeführt werden. Diese Bilddaten werden in
der Einrichtung 7 so verarbeitet, daß beispielsweise das
bereits genannte Subtraktionsbild ausgegeben wird.
In Abwandlung des oben beschriebenen Ausführungsbeispiels
können die Photodetektoren 11 und 13 auch durch Filme er
setzt werden, die für Röntgenstrahlen empfindlich sind. Die
auf beiden Filmen erhaltenen Bilder werden mit Hilfe einer
geeigneten Filmleseeinrichtung ausgelesen und in elektri
sche Signale umgewandelt, um ebenfalls in die bereits ge
nannte Datenspeicher-, Verarbeitungs- und Reproduktionsein
richtung 7 überführt zu werden. Der energieempfindliche De
tektor wird hier durch zwei Sätze gebildet, von denen jeder
einen Film für normale Bestrahlung mit Röntgenstrahlen und
einen Schirm zur Verstärkung von Röntgenstrahlen aufweist.
Genauer gesagt dient ein erster Verstärkungsschirm als
Szintillator 10 für Röntgenstrahlung mit höherer Energie,
wobei der erste Verstärkungsschirm mit Fluoreszenzmaterial
beaufschlagt ist, das dasselbe Element enthält, das auch
zur Bildung des Kontrastmittels herangezogen worden ist,
welches in den zu untersuchenden Körper injiziert worden
ist. Ein erster photoempfindlicher Film dient als Photode
tektor 11 und ist mit dem Szintillator 10 verbunden. Die
Elemente 10 und 11 sind aufeinandergeschichtet. Ein zweiter
Verstärkungsschirm dient als Szintillator 12 für Röntgen
strahlen mit niedrigerer Energie und liegt auf dem aus den
Elementen 10 und 11 gebildeten Schichtsystem an der Seite
des Elements 11. Schließlich liegt ein zweiter photoemp
findlicher Film, der als Photodetektor 13 dient, auf der
freien Seite des Elements 12 auf. Eine Lichtabschirmplatte
zur Verhinderung der Mischung des Fluoreszenzlichts kann
zwischen den beiden oben erwähnten Sätzen liegen.
Der Detektor kann weiterhin auch durch Aufein
anderschichten zweier Kassetten gebildet werden, wobei in
der ersten Kassette Film und Verstärkungsschirm für die De
tektion der höherenergetischen Strahlung angeordnet sind,
während in der zweiten Kassette Film und Verstärkungsschirm
für die Detektion der energetisch niedriger liegenden
Strahlung angeordnet sind.
Ein weiteres Ausführungsbeispiel einer Röntgenstrahlungs
quelle wird nachfolgend näher beschrieben. Die quasi-mono
chromatische Röntgenstrahlung 2 kann auch mittels einer
Röntgenstrahlungsröhre und mit Hilfe eines Filters erzeugt
werden, der ein spezifisches Element enthält. Wird z. B.
als Kontrastmittel Jod verwendet, so kann der Filter ein
Element enthalten, dessen Atomzahl größer ist als die des
Jods. Fig. 5 zeigt ein Röntgenstrahlenspektrum, das unter
Verwendung eines aus Cer (Ce) hergestellten Filters und bei
einer Röhrenspannung von 65 kV erzeugt worden ist. Eine
derartige Röntgenstrahlungsquelle liefert im allgemeinen
eine quasi-monochromatische Röntgenstrahlung, deren Ener
giebandbreite weiter ist als im Falle der mit Hilfe der
Synchrotronstrahlung und des Spektroskops erzeugten Strah
lung, jedoch sind die sich ergebenden Effekte ähnlich zu
dem letztgenannten Fall.
In Übereinstimmung mit diesen Ausführungsbeispielen der Er
findung kann ein Satz von Bildern gleichzeitig erzeugt wer
den, wobei die Bilder durch Energiekomponenten sehr nahe
und leicht oberhalb sowie sehr nahe und leicht unterhalb
der Absorptionskantenenergie desjenigen Elements erzeugt
werden, durch das das Kontrastmittel erhalten wird. Mit
Hilfe der Energiesubtraktionstechnik wird schließlich ein
Bild erzeugt, in dem nur das Kontrastmittel zu erkennen
ist, wobei im Bild selbst Bewegungsartefakte oder Verwi
schungen aufgrund einer Körperbewegung nicht vorhanden
sind. Darüber hinaus sind auch weiche Gewebebereiche, in
denen sich kein Kontrastmittel befindet, im Bild elimi
niert.
Da das Subtraktionsbild frei von Bewegungsartefakten ist,
läßt sich die beschriebene Vorrichtung
vorteilhaft zur Diagnose kranzartiger Arterien, z. B. im
Bereich des Herzens, verwenden. Ihre Abbildung ist auch mög
lich, wenn das Kontrastmittel lediglich über die Vene inji
ziert wird, also ohne Verwendung eines Arte
rienkatheters. Da dann jedoch alle Blutgefäße in irgendeiner Art
und Weise einen Kontrast erzeugen,
enthalten die
sich ergebenden Subtraktionsenergiebilder weitere Einzelheiten,
beispielsweise Bilder von Blut in Körperhohl
räumen, von großen Blutgefäßen und Lungenblutgefäßen. An
dererseits weisen die kranzartigen Arterien viele Verzwei
gungen auf, die insgesamt und als dreidimensionale Vertei
lung das Herz umgeben. Um das gesamte Blutgefäßsystem, das
eine dreidimensionale Struktur aufweist, in dreidimensiona
ler Weise sichtbar zu machen, werden vorzugsweise Stereo
aufnahmen hergestellt. Die Stereoabbildung liefert die er
forderliche Tiefeninformation, die eine Unterscheidung der
kranzartigen Arterien von anderen Körperbereichen erleich
tert. Ebenso können die Orientierungen der jeweiligen Zwei
ge der kranzartigen Arterien voneinander unterschieden wer
den, so daß der Ort einer pathologischen Veränderung genau
aufgefunden werden kann.
Die Fig. 6 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel, das die Aufnahme
von Ste
reobildern erlaubt. Ein einfallendes Synchrotron-Strahlungsbündel 1
weist wiederum einen flachen Querschnitt auf, der schmal in der Dar
stellungsebene und breiter in Richtung
senkrecht zur Papieroberfläche ist. Ein Einkristall 9 dient
als Strahlteiler. Die untere Hälfte des Synchrotron-Strah
lenbündels 1 trifft auf den Strahlteiler auf, während die
verbleibende obere Hälfte des Synchrotron-Strahlenbündels 1
am Strahlteiler vorbeiläuft, ohne auf ihn aufzutreffen.
Der Einkristall 9 weist eine Beugungsgitterebene auf. Es
werden daher nur diejenigen Röntgenstrahlen der einfallen
den Röntgenstrahlen unter dem Winkel R zur Beugungskri
stallfläche in Übereinstimmung mit der Theorie der Bragg-
Reflexion abgebeugt, deren Energie die Bedingung E = 12,4/
(2d×sinR) erfüllt. E ist hierbei die Energie in keV, wäh
rend d der Abstand zwischen den Kristallebenen ist, ausge
drückt in Å. Die Richtung des reflektierten Strahls weicht
um 2R von der Richtung des einfallenden Strahls ab. Auf
diese Weise wird also das Synchrotron-Strahlungsbündel 1
mit Hilfe des strahlteilenden Kristalls 9 in zwei Komponen
ten aufgespalten.
Ein Einkristall 3-1 ist ein Kristall für die asymmetrische
Reflexion, wie er bereits unter Fig. 2 beschrieben worden
ist. Seine Oberfläche liegt unter einem Winkel R2 zur beu
genden Gitterebene.
Die auf den Einkristall 3-1 auftreffenden Röntgenstrahlen
werden asymmetrisch reflektiert, so daß ein quasi-monochro
matisches Röntgenstrahlungsbündel 2-1 erhalten wird. Ferner
ist ein Einkristall 3-2 vorhanden, der ebenfalls ein Kri
stall für die asymmetrische Reflexion ist, und der das
Röntgenstrahlenbündel reflektiert, das am Einkristall 9 re
flektiert worden ist, um auf diese Weise ein quasi-mono
chromatisches Röntgenstrahlungsbündel 2-2 zu erzeugen, des
sen Richtung sich von dem Strahlenbündel 2-1 unterscheidet.
Die quasi-monochromatischen Röntgenstrahlenbündel 2-1 und
2-2 treffen auf einen zu untersuchenden Körper unter ver
schiedenen Winkeln auf. Sie werden nach Durchsetzen des zu
untersuchenden Körpers durch zwei Sätze energieempfindli
cher Detektoren 4-1, 5-1 und 4-2, 5-2, wie sie in Fig. 3
gezeigt sind, detektiert. In der Einrichtung 7 zur Speiche
rung, Verarbeitung und Reproduktion der Bilddaten wird ein
erstes Energiesubtraktionsbild erzeugt, und zwar anhand der
vom Detektor 4-1, 5-1 gelieferten Daten, während ein zwei
tes Energiesubtraktionsbild anhand der vom Detektor 4-2,
5-2 gelieferten Daten erzeugt wird. Durch parallele Dar
stellung dieser zur selben Zeit aufgenommenen Bilder kann
der Körper stereoskopisch beobachtet werden. Weiterhin läßt
sich durch überlagerte Darstellung beider Bilder ein ste
reoskopisches Bild erzeugen. In diesem Fall kann auch ein
hervorgehobenes Bild in einer bestimmten Tiefe des Körpers
erhalten werden.
Claims (1)
- Vorrichtung zur Erzeugung eines Röntgenbildes eines mit einem Kontrastmittel beaufschlagten Objekts (6), mit einer Röntgenstrahlenquelle (1, 3), einer Detektoranordnung (4, 5) zur Erfassung der Röntgenstrahlen (2) nach Durchsetzen des Objekts, umfassend einen ersten Detektor (4) mit einem Szintillator (10), der als Hauptbestandteil das das Kontrastmittel bildende Element enthält, und einen in Strahlausbreitungsrichtung hinter dem ersten Detektor (4) angeordneten zweiten Detektor (5), wobei die beiden Detektoren jeweils Rohbilddaten liefern, und einer Verarbeitungseinrichtung (7) zur Erzeugung des Röntgenbildes durch Subtraktion der beiden Rohbilddaten, dadurch gekennzeichnet,
daß die Röntgenstrahlenquelle (1, 3) einen quasi-monochromatischen Röntgenstrahl (2) mit der Energie der K-Absorptionskante des Kontrastmittels aussendet und
daß der erste Detektor (4) bevorzugt die von dem Objekt durchgelassenen Röntgenstrahlen mit einer oberhalb der K-Absorptionskante liegenden Energie und der zweite Detektor (5) bevorzugt die von dem Objekt durchgelassenen Röntgenstrahlen mit einer unterhalb der K-Absorptionskante liegenden Energie erfaßt.
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