EP1890604A1 - Röntgenanordnung zur bilddarstellung eines untersuchungsobjektes und verwendung der röntgenanordnung - Google Patents

Röntgenanordnung zur bilddarstellung eines untersuchungsobjektes und verwendung der röntgenanordnung

Info

Publication number
EP1890604A1
EP1890604A1 EP06724603A EP06724603A EP1890604A1 EP 1890604 A1 EP1890604 A1 EP 1890604A1 EP 06724603 A EP06724603 A EP 06724603A EP 06724603 A EP06724603 A EP 06724603A EP 1890604 A1 EP1890604 A1 EP 1890604A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
ray
radiation
detector
pixel
emitted
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP06724603A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Rüdiger LAWACZECK
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Bayer Intellectual Property GmbH
Original Assignee
Bayer Schering Pharma AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Bayer Schering Pharma AG filed Critical Bayer Schering Pharma AG
Publication of EP1890604A1 publication Critical patent/EP1890604A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • 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
    • A61B6/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agents
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Clinical applications
    • A61B6/504—Clinical applications involving diagnosis of blood vessels, e.g. by angiography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Clinical applications
    • A61B6/507—Clinical applications involving determination of haemodynamic parameters, e.g. perfusion CT
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/583—Calibration using calibration phantoms

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray arrangement for image display of an examination object containing at least one X-ray contrasting chemical element by means of X-radiation, a use of the X-ray arrangement and an X-ray contrast imaging method on an examination subject, for example a mammal, in particular a human.
  • X-ray medical diagnostics is a technically advanced field for the diagnosis of diseases, for example for the early detection, radiographic detection, characterization and localization of tumors, vascular diseases and other pathological changes of the human body.
  • the technology is very powerful and has a high availability.
  • X-ray tubes are available, for example, with W, Mo or Rh rotary anodes and Al, Cu, Ti, Mo and Rh filters. With suitable filtering, a portion of the bremsstrahlung is filtered out so that in favorable cases substantially the characteristic radiation exits the x-ray tube.
  • the detectors used are either conventional X-ray films, imaging plates or digital flatbed detectors.
  • Computer tomographs use one or more lines of detector. Also several detectors can be connected in parallel.
  • Semiconductor detectors consisting of cadmium telluride (CT), cadmium zinc telluride (CZT), amorphous selenium, or amorphous or crystalline silicon (MJ Yaffe, JA Rowlands, "X-Ray Detectors for Digital Radiography ", Med. Biol., 42 (1) (1997) 1-39).
  • An example of the construction of such detectors is given in US Pat. No. 5,434,417. In order to also enable an energy sensitivity of the detector, this is formed of several layers.
  • X-ray radiation with different energy penetrates into this detector at different depths and generates in the respective layer by photoelectric effect an electrical signal which can be identifiably read out as a current pulse after the layer and thus according to the energy of the X-ray photons.
  • Computed tomography has long been used as a routine procedure in everyday clinical practice.
  • CT Computed tomography
  • sectional images are obtained by the body, with which a better spatial resolution is achieved than with the conventional projection radiography.
  • contrast agents are still needed to reliably detect many pathological changes. These improve the quality of the morphological information.
  • the contrast agent on the one hand shows functional processes in the body (excretion, perfusion, permeability) and on the other emphasizes the morphology by creating contrasts (different contrast agent concentrations in different tissues).
  • X-ray contrast agents have been developed which produce a high X-ray density in the tissue in which they accumulate.
  • iodine, bromine, elements of atomic numbers 34, 42, 44-52, 54-60, 62-79, 82 and 83 are used as contrasting elements and the chelate compounds of elements with atomic numbers 56-60, 62-79, 82 and 83 proposed.
  • iodine compounds for example, meglumine-Na or lysine diatrizoate, lothalamate, loxithalamate, lopromide, lohexol, lomeprol, lopamidol, ioversoi, iobitridoi, iopentoi, iotrolan, iodixanol and loxilane (INN) are used (EP 0 885 616 A1).
  • DSA digital subtraction angiography
  • Contrast mammogram then the patient a conventional urographic X-ray contrast agent rapidly i.v. inject and record a post-contrast mammogram for about 30 seconds to 1 minute after the end of the injection.
  • the obtained data of the two images are then correlated with each other, preferably subtracted from each other.
  • the characteristic radiation of the two X-ray anodes is matched to the absorption spectrum of the X-ray contrast agent: the emission energy of the first X-ray anode is slightly below the absorption energy of the contrasting element in the X-ray contrast medium and the emission energy of the second X-ray anode is slightly above the absorption energy of the contrasting element.
  • a disadvantage of this method is that conventional x-ray tubes with only one x-ray anode must be replaced with bi-anode tubes.
  • WO 2004/041060 A2 describes a device for the non-invasive in vivo determination of a chemical element in the prostate of a human, comprising a probe, an irradiation system with which the chemical element can be excited to emit radiation, a radiation detector within the probe with which the emitted radiation can be imaged and a signal recording, processing and display system with which the amount of the chemical element in the prostate can be reproduced at different locations corresponding to the image of the emitted radiation.
  • the emitted radiation essentially consists of fluorescence radiation.
  • the distribution of Zn in the tissue is preferably determined.
  • Scattering coefficient for different momentum transfers from the measured values obtained for each pixel of the layer is determined.
  • Quanwen Yu et al. "Preliminary Experiment of Fluorescent X-Ray Computed Tomography to Detective Dual Agents for Biological Study”: J. Synchrotron Rad. (2001), 8 1030-1034, has proposed the X-ray fluorescence method for determination This method can be used to obtain images that can simultaneously detect multiagents using the fluorescence K ⁇ line in a single study, such as brain blood flow and density In the presented study, images obtained by this method were compared with images obtained by X-ray transmission tomography.
  • the present invention is therefore based on the problem to avoid the aforementioned disadvantages and in particular to find arrangements and methods with which recordings can be made with different X-ray contrasting chemical elements.
  • the X-ray images should also be receivable in a simple, convenient manner, without incurring high costs.
  • the technology should be available on a broad basis. Even smaller lesions in the examination subject should be able to be visualized with high spatial resolution with the lowest possible radiation dose. Motion artifacts should be avoided.
  • emission and emit are used below in the description of the invention and in the claims, they are intended to include, for example, X-ray fluorescence, i. the emission of radiation after a
  • Excitation of the irradiated matter by means of electromagnetic radiation, and on the other preferably Rayleigh scattering understood.
  • the radiation is emitted again without momentum transfer from the irradiated matter, although the irradiation does not cause any excitation of sheath electrons in atoms of this material in excited states, as in fluorescence.
  • the X-ray arrangement With the X-ray arrangement, X-ray radiation transmitted through and emitted by the examination subject is used for imaging.
  • the X-ray arrangement according to the invention comprises:
  • a. at least one substantially polychromatic X-ray emitting X-ray source b. a first detector or a first detector unit (consisting of a plurality of detectors connected in parallel and / or arranged) with which the values of a first intensity of the X-ray radiation transmitted through the examination object can be determined, c. a second detector or a second detector unit, with which or with the values of a second intensity of the X-radiation emitted by the examination object can be determined, d. at least one correlation unit, with which the first intensity values of the transmitted X-ray radiation can be correlated with the second intensity values of the emitted X-ray radiation pixel by pixel, and e. at least one output unit for displaying the examination subject from pixel signals obtainable by correlation of the first intensity values with the second intensity values.
  • the transmitted X-radiation and the emitted X-radiation can be detected either simultaneously or sequentially.
  • This X-ray arrangement can advantageously be used for imaging an X-ray examination object containing preferably at least one X-ray-contrasting chemical element.
  • the X-ray contrasting chemical element is preferably introduced into the examination subject by means of an X-ray contrast agent and, for example, for this purpose administered to the examination subject, for example a human or an animal.
  • the X-ray arrangement is used for carrying out the X-ray contrast method according to the invention.
  • the method has the following procedural steps:
  • a. Preferably administering at least one chemical element giving an X-ray contrast
  • b. Radiating the examination object with substantially polychromatic X-ray radiation
  • c. Determining values of a first intensity of the X-radiation transmitted by the examination subject
  • d. Determining values of a second intensity of the X-radiation emitted by the examination subject, e.
  • Correlating the first intensity values of the transmitted X-ray radiation pixel by pixel with the second intensity values of the emitted X-radiation f. Representation of the examination object from obtained by correlation of the first intensity values with the second intensity values
  • the X-ray transmission tomography offers the advantage of a high achievable temporal and spatial resolution, so that in principle even the smallest lesions or other details can be resolved in an examined human body.
  • the contrast obtained is often not sufficient to visualize these details as well. This applies in particular to examinations of lesions in the soft tissue.
  • examinations of certain body regions with the TXCT method are also affected by the skeleton.
  • the X-ray fluorescence tomography offers the advantage of an extraordinarily high-contrast representation, since only certain chemical elements emit electromagnetic radiation with suitable excitation of these elements, so that these elements located in the examination region (ROI) are suitable as extremely sensitive measuring probes.
  • the FXCT method suffers from the disadvantage of a low spatial resolution, so that smaller lesions can no longer be displayed.
  • the invention can be used in particular for human examination.
  • the invention is for the production of radiographs for the representation of Masses, vessels and perfusions suitable, for example, the representation of the esophageal gastrointestinal passage, bronchography, cholegraphy, angiography and cardiograography, cerebral angiography and perfusion measurements, mammography and lymphography.
  • the focus of the application technology of the invention lies in the
  • Computed tomography MS-CT; ⁇ CT
  • PET-CT positron emission tomography
  • SPECT Single Photon Emission Computer Tomography
  • sonography sonography and other methods of optical imaging.
  • the invention can also be used for the investigation of non-living materials, for example in the field of material testing.
  • the transmitted radiation is recorded by means of the first detector, which is located in the beam path of the x-ray tube which is attenuated by the examination subject.
  • the emitted radiation is measured by means of the second detector, which is arranged outside this beam path, preferably at an angle of approximately 90 ° to the beam path.
  • this second detector can also be arranged in any other angular position relative to the X-ray beam, for example 45 ° or 135 ° to the beam emanating from the X-ray radiation source, without however being detected by the beam passing through the examination subject.
  • the second detector can be arranged in the 3 o'clock position and / or the 9 o'clock position. Both X-ray fluorescence and X-ray scattering (Rayleigh scattering, Compton scattering) can be recorded by means of this second detector.
  • the emitted X-radiation can be measured in terms of its energy resolved. It is particularly advantageous, in the presence of a given emitting chemical element in Object to be examined to discriminate the X-ray received from the second detector, which originates from this contrasting element of other emitted X-rays, for example, scattered radiation (Compton, Rayleigh radiation) and derived from other chemical elements fluorescent radiation.
  • This makes it possible to make certain areas (ROI) very selectively visible by utilizing, for example, the accumulation of contrasting chemical elements in certain organs of a human body, so that a particularly large contrast of the visualized tissue to surrounding tissue arises.
  • the structure caused by the skeleton in an image representation also occurs in such a case compared to the representation of the tissue, so that the framework practically does not disturb the image representation.
  • an energy-dispersive detector is preferably used for the detection and characterization of the emission radiation.
  • Intensity values of the transmitted X-radiation can be applied with the first detector. Also in this case, a selective representation of the areas in the examination subject (ROI) is achieved, in which accumulate the contrasting chemical elements.
  • soft tissue can be represented in high contrast, for example in humans.
  • Contrast increase over conventional methods can be achieved.
  • a normal, commercially available X-ray tube with a continuous spectrum for example a tube with a Mo, W or Rh anode.
  • a voltage is applied which enables an emission of the continuous radiation in the range up to, for example, more than 100 keV.
  • the X-ray radiation source can be operated without filtering the emitted radiation, so that polychromatic radiation impinges on the examination subject in the entire spectral range.
  • an AI or a Cu filter is used, the energy in the range ⁇ 20 keV (soft radiation) filters out.
  • the continuous spectrum is thus to be understood as meaning an X-ray emission in a range of ⁇ 0 keV, preferably ⁇ 15 keV, particularly preferably ⁇ 17 keV and most preferably ⁇ 20 keV, up to, for example, 100 keV, with no spectral range within these limits being highlighted over others or excluded.
  • Emission spectrum is determined by the voltage applied to the x-ray anode.
  • the low-energy region of the radiation is preferably filtered out in order to eliminate dose-relevant radiation for the human body.
  • the examination object is examined with polychromatic X-ray radiation with a suitable detector.
  • an energy dispersive detector can be used to determine the energy of the incident photons.
  • Energy-dispersive detectors and detector units there are basically two versions available: a. Energy-dispersive detectors of the type of Cd (Zn) Te detectors, as described in the introduction to the description. With such a series of detectors, X-ray spectra of the emitted X-ray radiation can be measured pixel by pixel. b. Simple X-ray detectors are used. In front of the detector, a discriminator is arranged, which consists in the simplest case of a suitable filter combination. For energy selection but also monochromators can be used, which are set for example on the X-ray fluorescence of the administered contrast agent. c. It is technically quite possible to adapt the detector directly to the contrast agent. Thus, Gd (Zn) Te or Dy (Zn) Te detectors can be used.
  • the detector is positioned as much as possible so that a minimum of Compton scattering is measured.
  • the detected photons are divided into at least two different energy ranges, which contain, for example, the K 0 and the K ⁇ emission lines. If necessary, a Compton correction can be carried out to increase the element specificity. As the examples given below show, this is not always necessary.
  • an X-ray contrast agent can be administered.
  • the X-ray contrast agent can be administered, for example, enterally or parenterally, in particular by IV, im. or subcutaneous injection or infusion. Subsequently, the X-ray image is created.
  • Suitable contrast agents which have high attenuation coefficients in the selected spectral range are suitable. Contrast agent whose absorbing element is the K edge of the absorption spectrum in the selected Spectral range is just as well suited.
  • Such X-ray contrast agents contain contrasting chemical elements with an atomic number of 35 or greater than 35 - this is, for example, bromine-containing contrast agents -, with an atomic number of 47 or greater than 47 - this is iodine-containing
  • Contrast agents - having an atomic number of 57 or greater than 57 - these are lanthanide-containing contrast agents, in particular gadolinium-containing contrast agents - or having an atomic number of 83 - these are bismuth-containing contrast agents -. Therefore, X-ray contrast agents containing contrasting chemical elements having an atomic number of 35 (bromine) to 83 (bismuth) are suitable. Particularly suitable are contrast agents with contrasting chemical elements with an atomic number of 53 (iodine) - 83 (bismuth).
  • X-ray contrast agents with contrasting chemical elements with an atomic number of 57 or greater than 57 (lanthanides) - 83 (bismuth) and more preferably means with contrasting chemical elements with an atomic number of 57-70 (lanthanides: La, Ce, Pr, Nd , Pm, Sm, Eu 1 Gd, Tb, Dy, Ho, Er, Tm, Yb).
  • Suitable iodine-containing X-ray contrast agents are, for example
  • Urografin ® (Schering), Gastrografin ® (Schering), Biliscopin ® (Schering), Ultravist ® (Schering) and Isovist ® (Schering).
  • Gd-DTPA Magneticnevist ® (Schering)
  • Gd-DOTA Gadoterate, Dotarem
  • Gd-HP-DO3A Gadoteridol, Prohance ® (Bracco)
  • Gd-EOB-DTPA Gadoxetat , Primavist
  • Gd-BOPTA Gadobenate, MultiHance
  • Gd-DTPA-BMA gadodiamide, Omniscan ® (Amersham Health)
  • Dy-DTPA-BMA diethylenetriaminepentaacetic acid
  • DOTA 1, 4,7,10-tetraazacyclododecane
  • HP-DO3A 10 (Hydroxypropyl) -1, 4,7,10-tetraazacyclododecan
  • the X-ray contrast agents can be administered enterally and parenterally.
  • the intravenous (i.v.) application is preferably selected.
  • Preferred dosages in the iodine-containing nonionic contrast media are doses up to 0.75 g I / kg body weight. This corresponds to about 6 mmol I / kg body weight. The dose may further be preferred at 1.5 g I / kg body weight (corresponding to about 12 mmol I / kg
  • Body weight and in exceptional cases up to 2 (corresponding to about 16 I) or 5 g I / kg body weight (corresponding to about 39 mmol I / kg body weight) can be increased.
  • the preferred dose is 0.1 mmol / kg body weight.
  • suitable and furthermore preferred are doses of up to 0.3 mmol / kg body weight or up to 1 mmol / kg body weight.
  • the emission lines of gadolinium are at 43.0 and 48.7 keV, i. far above the emission lines of iodine, which are at 28.6 and 32.3 keV.
  • the metal complexes may, for example, also contain all other lanthanides, such as lanthanum, dysprosium or ytterbium, instead of the gadolinium atoms.
  • C (Z) T detectors i. Detectors consisting of a cadmium (zinc) telluride (C (Z) T) semiconductor.
  • the penetration depth depends on the energy of the X-ray photons. With larger energy of the X-ray photons, the radiation penetrates deeper until it interacts with the detector material and generates a current pulse by a photoelectric effect, as at lower energy
  • the current pulses can be derived in the individual segments of the detector by means of attached electrical contacts.
  • the current pulses are processed with a preamplifier.
  • the detector can be designed in the form of a flatbed detector.
  • all pixels are detected simultaneously and forwarded to the correlation unit for evaluation.
  • the detector in this case consists of a planar arrangement of individual detector sensors, preferably in a row and columns of such sensors having matrix.
  • a detector unit which serves to determine the emitted X-ray radiation and, if appropriate, to receive a Emission image and this is designed with an X-ray optical module for energy selection.
  • the flatbed detector it is also possible to use line detectors or a matrix of a plurality of detectors suitable for recording a single pixel.
  • the X-ray radiation from the examination object is simultaneously conducted via X-ray light guides.
  • a plurality of such optical fibers is combined to form an area detector.
  • the detector can be designed to receive a single pixel and be movable to accommodate all pixels.
  • the detector can only detect energy-dependent intensities in a single pixel during the measurement.
  • the intensities of the individual pixels are detected in succession, for example line by line, and forwarded to the correlation unit for further processing.
  • the detector can also have an array of detector sensors designed to receive one pixel each and can be moved to accommodate all the pixels.
  • an array of detector sensors according to the present invention both a row of detector sensors and another arrangement, for example, a matrix-like arrangement, of detector sensors understood.
  • the detector detects the intensity values in the individual pixels line by line or optionally also in blocks. To record all intensity values, the detector is preferably moved perpendicular to a main axis of the array during the measurement. The intensity values determined during the measurement are transmitted to the correlation unit.
  • the second intensity values are first corrected taking into account the absorption of incident X-radiation and / or the inherent absorption of the emitted X-radiation in the examination subject, and the first and second intensity values are correlated with each other only after this correction, pixel by pixel.
  • Such a correction can be carried out by means of numerical methods, taking into account the geometry of the examination subject and an at least approximate location-dependent radiopacity. To determine the location-dependent radiopacity, the images generated from the first intensity values can be used.
  • the location-dependent radiopacity obtained from this measurement can be used as a first approximation because the absorption coefficients for the irradiated X-radiation are similar to those of the emitted radiation.
  • the signal originating from the preamplifier is then passed into the at least one correlation unit with which the intensity of the transmitted X-ray radiation from a pixel of the examination object is correlated with the image of the emitted X-radiation (X-ray scattering and X-ray fluorescence) from the same pixel.
  • the correlation unit may be a correspondingly programmed data processing system.
  • a comparator and in the other case a divisional element can be used for pixel-by-pixel correlation.
  • X-rays are performed by a pixel.
  • the following devices are preferably provided which can be realized in a data processing system, namely:
  • a first memory unit with which the first intensity values of the transmitted X-ray radiation can be stored pixel by pixel
  • d2. a second memory unit, with which the second intensity values of the emitted X-ray radiation can be stored pixel by pixel
  • an arithmetic unit which provides for a suitable correlation of the two generated image data sets and thus generates or calculates an image data set from the information of the transmission data set and the data from the X-ray emission, preferably X-ray fluorescence.
  • an arithmetic unit which provides for a suitable correlation of the two generated image data sets and thus generates or calculates an image data set from the information of the transmission data set and the data from the X-ray emission, preferably X-ray fluorescence.
  • each characteristic emission lines may be used for the emission imaging, wherein the measured data sets then correlated imagewise together and, alternatively, the respective intensity values are correlated pixel by pixel, and the obtained data are subsequently used for image presentation.
  • the data obtained are transmitted pixel by pixel to an output unit which contains, for example, a monitor (CRT or LCD display) or a plotter.
  • FIG. 1 shows an illustration of a test arrangement in a computer tomograph
  • FIG. 2 shows a schematic representation of the arrangement for image acquisition or the experimental setup
  • Fig. 3 a schematic representation of the experimental arrangement for
  • FIG. 5 emission spectra of the phantom of FIG. 3 filled with water (FIG.
  • FIG. 6 Intensity of the emission as a function of the position / displacement of the phantom from FIG. 3 in selected energy bands (corresponding to the K 0 and K 2 lines (iodine: FIG. 6 a, gadolinium: FIG. 6 b) Gadolinium: Fig. 6c)
  • Fig. 7 CT sectional images (transmission images) of the phantom filled with Gd, an iodine / Gd mixture, iodine, air and water.
  • FIG. 1 shows a photographic representation of a test arrangement in a computer tomograph with a rubber ball 1 which is fastened to a stand 2.
  • the rubber ball is located in the center of the computer tomograph.
  • the rubber ball was filled with air, water and different contrast agent solutions.
  • the ball was between the CT tube (above the rubber ball, not shown) and a line detector (below the table visible under the rubber ball, not visible).
  • a measuring chamber 3 for detecting the X-ray fluorescence was positioned.
  • a contrast-filled tissue, tumor or the like was used as
  • Object of examination simulated, which is examined in the computer tomograph. For this purpose, the object was scanned in layers and thereby measured the scattering spectra.
  • the experimental setup used for this experiment is shown in detail in FIG.
  • the diagram shown there shows the ball 1, which was located as a phantom in the isocenter of the gantry 4.
  • the CT tube 5 was located at the 12 o'clock position and stood there.
  • a CZT detector 6 with a 3 mm ⁇ 3 mm ⁇ 2 mm cadmium-zinc-telluride crystal and 100/400 ⁇ m pinhole diaphragms was used (Amptek Inc., USA).
  • the data recorded by the fluorescence detector were forwarded by the detector via an amplifier 8 to a multi-channel analyzer 9 and then a
  • Fig. 3 is a schematic representation of the experimental arrangement for
  • the dashed lines mark the respective positions of the CT tube above the image section.
  • the horizontal scale indicates the shift of the fan beam and thus indicates the respectively addressed cutting plane (excited layer) in the ball.
  • the entire measurement setup was moved 10 mm further into the gantry (in the z direction) and the new spectrum was recorded. Layer by layer, different spectra were generated depending on the position of the ball in the beam or the ball geometry.
  • the ball was filled with water and measured at 80 kV, 50 mA for every 80 s per position of the ball in the beam according to FIG. 3 (parameter: detector: XR-100.CZT (pinhole 0.1 mm), Distance ball - detector: 18.0 cm, distance ball - CT tube: 32.0 cm).
  • FIG. 4a shows the scattered spectra of the water in the phantom for the different positions.
  • bale parameter was filled with a solution of 50 mmol / l of iodine in water (Ultravist ®) and at 80 kV, 50 mA for each measured 80 seconds per position (: Detector: XR-100.CZT (pinhole 0 ,1 mm)
  • the obtained emission spectra at the various positions are shown in Fig. 4b.
  • the K 0 and K ⁇ lines of iodine (28.6 and 32.3 keV) are clearly visible.
  • the graph shows a dependence of the measured intensity of the X-ray fluorescence on the geometry of the phantom. The larger the irradiated layer of the phantom, the higher the measured intensity.
  • the ball parameter was filled with a solution of 50 mmol / l gadolinium in water (Gadovist ®) and at 80 kV, 50 mA for each measured 80 seconds per position (: Detector: XR-100.CZT (pinhole 0 ,1 mm)).
  • the obtained emission spectra at the various positions are shown in Fig. 4c.
  • the K 0 and K ⁇ lines of gadolinium (43.0 and 48.7 keV) are clearly visible. It showed that the intensity of measured emission radiation, in particular in the field of K-lines on the geometry of the ball in the radiation field is dependent.
  • FIG. 5a shows the scattered spectra of the water in the phantom for the different positions.
  • bale parameter was filled with a solution of 50 mmol / l of iodine in water (Ultravist ®) and at 80 kV, 50 mA for each measured 80 seconds per position (: Detector: XR-100.CZT (pinhole 0 ,1 mm)).
  • the ball parameter was filled with a solution of 50 mmol / l gadolinium in water (Gadovist ®) and at 80 kV, 50 mA for each measured 80 seconds per position (: Detector: XR-100.CZT (pinhole 0 ,1 mm)).
  • the intensity values of the fluorescence were determined and recorded as a function of the positioning of the ball in relation to the X-ray beam.
  • the ball is filled with a solution of 50 mmol / l of iodine in water (Ultravist ®) and at 80 kV, 50 mA, each for 80 seconds per position measured.
  • the ball is filled with a solution of 50 mmol / l gadolinium in water (Gadovist ®) and at 80 kV, 50 mA, each for 80 seconds per position measured.
  • Gadovist ® a solution of 50 mmol / l gadolinium in water
  • Fig. 6b the intensity of the fluorescence radiation is plotted against the position / displacement of the phantom in selected energy bands corresponding to the K ⁇ line of gadolinium at 43.0 keV and the K ⁇ line of gadolinium at 48.7 keV.
  • the profile of the emission intensity caused by the shape of the ball can also be seen from this figure.
  • the ball is filled with a solution of 25 mmol / l iodine (Ultravist ®) and 25 mmol / l gadolinium in water (Gadovist ®) and at 80 kV, 50 mA for each measured 80 seconds per position.
  • Ultravist ® 25 mmol / l iodine
  • Gadovist ® 25 mmol / l gadolinium in water
  • the intensity of the fluorescence radiation is dependent on the position / displacement of the phantom in selected energy bands corresponding to the K ⁇ line of iodine at 28.7 keV, the Kp line of iodine at 32.3 keV, the K ⁇ line of gadolinium at 43.0 keV and the K ⁇ line of gadolinium at 48.7 keV.
  • the ball profile is reproduced insufficiently in the direct application of the signal intensity as a function of position. This is due to the absorption on the excitation side and the self-absorption on the emission side, which falsify the image. lower
  • Fig. 7 shows the CT sectional images taken on the foregoing examples of X-ray fluorescence. From top left to bottom right is the gadolinium, the mixture of gadolinium and iodine, the iodine, the pure water and the air-filled ball.
  • the air-filled ball has the least noticeable X-ray attenuation, followed by the ball filled with water.
  • a quantitative evaluation is by determining the Hounsfield units (HU) possible, but only the addition of X-ray fluorescence images allows a statement about the element-specific filling of the ball.

Abstract

Zur kontrastreichen Darstellung kleiner Läsionen oder anderer Zielareale in mindestens ein kontrastgebendes chemisches Element enthaltendem Gewebe im menschlichen Körper wird eine Röntgenanordnung beschrieben, umfassend mindestens eine im Wesentlichen polychromatische Röntgenstrahlung aussendende Röntgenstrahlungsquelle, einen ersten Detektor oder mehrere erste Detektoren, mit dem Werte einer ersten Intensität von durch das Untersuchungsobjekt transmittierter Röntgenstrahlung ermittelbar sind, einen zweiten Detektor oder mehrere zweite Detektoren, mit dem Werte einer zweiten Intensität von von dem Untersuchungsobjekt emittierter Röntgenstrahlung ermittelbar sind, mindestens eine Korrelationseinheit, mit der die ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung mit den zweiten Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korrelierbar sind, sowie mindestens eine Ausgabeeinheit zur Darstellung des Untersuchungsobjektes aus Bildpunktsignalen, die durch Korrelation der ersten Intensitätswerte mit den zweiten Intensitätswerten erhältlich sind. Vorzugsweise werden die Transmissions- und Emissionsbilder gleichzeitig aufgenommen. Das Verfahren kann auch mit anderen radiologischen Bildern, z.B. aus der Positronen-Emissions-Tomographie (PET) oder Single-Photon-Emissions-Computer-Tomographie (SPECT) kombiniert werden.

Description

Röntgenanordnung zur Bilddarstellung eines Untersuchungsobjektes und Verwendung der Röntgenanordnung
Beschreibung:
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Röntgenanordnung zur Bilddarstellung eines mindestens ein röntgenkontrastgebendes chemisches Element enthaltenden Untersuchungsobjektes mittels Röntgenstrahlung, eine Verwendung der Röntgenanordnung sowie ein bildgebendes Röntgenkontrastverfahren an einem Untersuchungsobjekt, beispielsweise einem Säugetier, insbesondere einem Menschen.
Die medizinische Diagnostik mit Hilfe von Röntgenstrahlung ist ein technisch hoch entwickeltes Feld zur Diagnose von Erkrankungen, beispielsweise zur Früherkennung, zum röntgenographischen Nachweis, zur Charakterisierung und zur Lokalisation von Tumoren, Gefäßerkrankungen und anderen pathologischen Veränderungen des menschlichen Körpers. Die Technik ist sehr leistungsfähig und weist eine hohe Verfügbarkeit auf.
Zur Erzeugung der Röntgenstrahlung stehen Röntgenröhren beispielsweise mit W-, Mo- bzw. Rh-Drehanoden und AI-, Cu-, Ti-, Mo- und Rh-Filtern zur Verfügung. Mit geeigneter Filterung wird ein Teil der Bremsstrahlung herausgefiltert, so dass in günstigen Fällen im Wesentlichen die charakteristische Strahlung aus der Röntgenröhre austritt.
Als Detektoren werden entweder konventionelle Röntgenfilme, Speicherfolien oder digitale Flachbettdetektoren eingesetzt. In Computertomographen werden eine Detektorzeile oder mehrere Detektorzeilen benutzt. Auch können mehrere Detektoren parallel geschaltet werden. Zur unmittelbaren Umwandlung von Röntgenstrahlung in elektrische Signale werden Halbleiterdetektoren verwendet, die aus Cadmium-Tellurid (CT), Cadmium-Zink-Tellurid (CZT), amorphem Selen oder amorphem oder kristallinem Silizium bestehen (MJ. Yaffe, J.A. Rowlands, „X-Ray Detectors for Digital Radiography", Med. Biol., 42(1) (1997) 1-39). Ein Beispiel für den Aufbau derartiger Detektoren ist in US 5,434,417 A angegeben. Um auch eine Energiesensitivität des Detektors zu ermöglichen, wird dieser aus mehreren Schichten gebildet. Röntgenstrahlung mit unterschiedlicher Energie dringt in unterschiedliche Tiefen in diesen Detektor vor und erzeugt in der jeweiligen Schicht durch photoelektrischen Effekt ein elektrisches Signal, das nach der Schicht und damit nach der Energie der Röntgenphotonen identifizierbar unmittelbar als Stromimpuls ausgelesen werden kann.
Die Computertomographie (CT) wird schon lange als Routineverfahren im klinischen Alltag angewendet. Mit der CT werden Schnittbilder durch den Körper erhalten, mit denen eine bessere räumliche Auflösung erreicht wird als mit der herkömmlichen Projektionsradiographie. Obwohl auch die Dichteauflösung der CT deutlich höher ist als die Dichteauflösung der konventionellen Röntgentechnik, werden zur sicheren Erkennung vieler krankhafter Veränderungen dennoch Kontrastmittel benötigt. Diese verbessern die Qualität der morphologischen Information. Dabei werden durch das Kontrastmittel einerseits funktionelle Abläufe im Körper dargestellt (Ausscheidung, Perfusion, Permeabilität) und andererseits die Morphologie durch die Schaffung von Kontrasten (unterschiedliche Kontrastmittelkonzentration in verschiedenen Geweben) hervorgehoben.
In vielen Fällen konnte die herkömmliche Röntgentechnik nicht eingesetzt werden, da der Kontrast des zu untersuchenden Gewebes nicht ausreichend war. Zu diesem Zweck wurden Röntgenkontrastmittel entwickelt, die eine hohe röntgenographische Dichte in dem Gewebe erzeugen, in dem sie sich anreichern. Typischerweise werden lod, Brom, Elemente der Ordnungszahlen 34, 42, 44 - 52, 54 - 60, 62 - 79, 82 und 83 als kontrastgebende Elemente sowie die Chelatverbindungen der Elemente mit den Ordnungszahlen 56 - 60, 62 - 79, 82 und 83 vorgeschlagen. Als lodverbindungen können beispielsweise Meglumin-Na- oder Lysin-diatrizoat, lothalamat, loxithalamat, lopromid, lohexol, lomeprol, lopamidol, loversoi, iobitridoi, iopentoi, iotrolan, lodixanol und loxilan (INN) eingesetzt werden (EP 0 885 616 A1).
In etlichen Fällen konnte trotz der Verabreichung von Röntgenkontrastmitteln kein ausreichender Gewebekontrast erzielt werden. Um eine weitere Erhöhung des Kontrastes zu erreichen, wurde die digitale Subtraktionsangiographie (DSA) eingeführt, bei der Prä- und Post-Kontrastaufnahmen (logarithmisch) voneinander subtrahiert werden. Eine Subtraktionsmethode zur Anwendung in der Mammographie ist in EP 0 885 616 A1 offenbart: Für die Projektionsmammographie wird dort vorgeschlagen, zunächst ein Prä-
Kontrastmammogramm aufzunehmen, dann der Patientin ein gebräuchliches urographisches Röntgenkontrastmittel rasch i.v. zu injizieren und etwa 30 sec bis 1 min nach dem Ende der Injektion ein Post-Kontrastmammogramm aufzunehmen. Die erhaltenen Daten der beiden Bilder werden dann miteinander korreliert, vorzugsweise voneinander subtrahiert.
Neue Entwicklungen auf dem Gebiet der CT betreffen auf der Anregungsseite beispielsweise die Anwendung von Synchrotronstrahlung in der CT (F.A. Dilmanian, „Computed Tomography with Monochromatic X-Rays", Am. J. Physiol. Imaging, 314 (1992) 175-193). Gute Röntgenbilder werden zum Beispiel mittels der „K-edge
Subtraction CT" erhalten (F.A. Dilmanian, a.a.O., Seite 179), wobei der starke Anstieg des Absorptionskoeffizienten bei der Bindungsenergie der K-Elektronen eines Atoms ausgenutzt wird. Das Element lod hat eine K-Kante bei einer Energie von 33,17 keV. Leider funktioniert dieses Verfahren nur mit Hilfe der an großen Speicherringen, wie beispielsweise bei DESY, verfügbaren Synchrotronstrahlung, denn nur diese Strahlung hat die für das Verfahren günstige Monochromasie und Intensität. Herkömmliche Röntgenröhren liefern keine monochromatische Strahlung sondern ein kontinuierliches Spektrum. Sie sind daher für derartige Differenzmessungen nicht gut geeignet.
Eine Alternativmöglichkeit ist in DE 101 18 792 A1 beschrieben: Hier wird zur Aufnahme von Projektionsmammogrammen ein Verfahren vorgeschlagen, bei dem Röntgenstrahlungsqueüen mit zwei Röntgenanoden aus unterschiedlichen Materialien eingesetzt werden. Zur Aufnahme der Mammogramme wird der Patientin zunächst ein Röntgenkontrastmittel verabreicht. Dann wird ein erstes Projektionsbild unter Verwendung der ersten der beiden Röntgenanoden aufgenommen und danach unter Verwendung einer zweiten Röntgenanode ein zweites Projektionsbild. Durch die Überlagerung jedes einzelnen Bildpunktes aus dem ersten Bild mit jedem einzelnen entsprechenden Bildpunkt aus dem zweiten Bild wird dann ein Korrelationsbild erstellt. Die charakteristische Strahlung der beiden Röntgenanoden ist auf das Absorptionsspektrum des Röntgenkontrastmittels abgestimmt: Die Emissionsenergie der ersten Röntgenanode liegt wenig unterhalb der Absorptionsenergie des kontrastgebenden Elements im Röntgenkontrastmittel und die Emissionsenergie der zweiten Röntgenanode wenig oberhalb der Absorptionsenergie des kontrastgebenden Elements. Ein Nachteil dieses Verfahrens besteht darin, dass herkömmliche Röntgenröhren mit nur einer Röntgenanode gegen Bi- Anodenröhren ersetzt werden müssen.
Zusätzlich zur Transmissionsradiographie wird auch eine Emissionsradiographie beschrieben:
So wird in WO 2004/041060 A2 eine Vorrichtung zur nicht-invasiven in vivo- Bestimmung eines chemischen Elements in der Prostata eines Menschen beschrieben, die eine Sonde, ein Bestrahlungssystem, mit dem das chemische Element zur Emission von Strahlung angeregt werden kann, einen Strahlungsdetektor innerhalb der Sonde, mit dem die emittierte Strahlung abgebildet werden kann, sowie ein Signalaufzeichnungs-, Verarbeitungs- und Anzeigesystem aufweist, mit dem die Menge des chemischen Elements in der Prostata an verschiedenen Stellen entsprechend der Abbildung der emittierten Strahlung wiedergegeben werden kann. Die emittierte Strahlung besteht im Wesentlichen aus Fluoreszenzstrahlung. Im Falle der Untersuchung der Prostata wird vorzugsweise die Verteilung von Zn im Gewebe ermittelt.
Weiterhin ist in DE 36 08 965 A1 ein Verfahren zur Bestimmung des Anteils verschiedener chemischer Elemente in einer Schicht eines Llntersuchungsbereiches mittels Gamma- oder Röntgenstrahlung beschrieben. Dabei werden die Compton- und die Rayleigh-Streustrahlung getrennt erfasst. Der Verlauf der aus den Messwerten ermittelten differenziellen Streukoeffizienten wird durch die in den einzelnen Bildelementen enthaltenen Anteile der verschiedenen chemischen Elemente beeinflusst. Aus ihm kann daher der Anteil dieser chemischen Elemente bestimmt werden. Hierzu wird der Untersuchungsbereich aus einer Vielzahl von Richtungen von einem Primärstrahl durchsetzt und die aus dem Untersuchungsbereich unter verschiedenen Winkeln austretende Strahlung durch eine Detektoranordnung in verschiedenen Positionen außerhalb des Untersuchungsbereiches erfasst, wonach der differenzielle
Streukoeffizient für verschiedene Impulsüberträge aus den dabei gewonnenen Messwerten für jedes Bildelement der Schicht bestimmt wird.
Ferner ist von Quanwen Yu et al., „Preliminary Experiment of Fluorescent X-Ray Computed Tomography to Detect Dual Agents for Biological Study" in: J. Synchrotron Rad. (2001), 8 1030-1034, vorgeschlagen worden, die Röntgenfluoreszenzmethode zur Bestimmung sehr geringer Konzentrationen von nicht-radioaktiven Stoffen bei biomedizinischen Untersuchungen einzusetzen. Mittels dieser Methode können Bilder erhalten werden, mit denen unter Verwendung der Fluoreszenz-Kα-Linie in einer einzigen Untersuchung Multiagenzien gleichzeitig detektiert werden können, um beispielsweise den Blutfluss im Gehirn und die Dichte der Hirnzellen quantitativ zu erfassen. In der vorgestellten Untersuchung wurden mittels dieser Methode erstellte Bilder mit mittels Röntgentransmissionstomographie erhaltenen Bildern verglichen.
Die in den vorstehend angegebenen Druckschriften beschriebene Röntgenfluoreszenz- bzw. Röntgenstreulichtmethode hat allerdings den Nachteil, dass eine Darstellung kleiner Details in einem Untersuchungsobjekt wegen Schwierigkeiten bei der Abbildung nicht ohne weiteres möglich ist. Vielmehr werden nur grob aufgelöste Darstellungen erhalten, so dass kleinere Einzelheiten kaum bildlich dargestellt werden können. Der vorliegenden Erfindung liegt von daher das Problem zugrunde, die vorgenannten Nachteile zu vermeiden und insbesondere Anordnungen und Verfahren zu finden, mit denen mit unterschiedlichen röntgenkontrastgebenden chemischen Elementen Aufnahmen erzeugt werden können. Ferner sollen die Röntgenbilder auch in einfacher, bequemer Weise aufnehmbar sein, ohne dass hohe Kosten entstehen. Die Technik soll auf breiter Basis verfügbar sein. Auch kleinere Läsionen im Untersuchungsobjekt sollen mit hoher Ortsauflösung bei möglichst geringer Strahlendosis sichtbar gemacht werden können. Bewegungsartefakte sollen vermieden werden.
Gelöst wird dieses Problem durch die Röntgenanordnung zur Bilddarstellung eines mindestens ein röntgenkontrastgebendes chemisches Element enthaltenden Untersuchungsobjektes mittels Röntgenstrahlung nach Anspruch 1 , die Verwendung dieser Röntgenanordnung nach Anspruch 11 und das bildgebende Röntgenkontrastverfahren nach Anspruch 25. Bevorzugte
Ausführungsformen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
Soweit nachfolgend in der Erfindungsbeschreibung und in den Ansprüchen die Begriffe „Emission" und „emittieren" verwendet werden, so sollen darunter zum einen Röntgenfluoreszenz, d.h. die Emission von Strahlung nach einer
Anregung der bestrahlten Materie mittels elektromagnetischer Strahlung, und zum anderen vorzugsweise Rayleigh-Streuung verstanden werden. Im letzteren Falle wird die Strahlung ohne Impulsübertrag von der bestrahlten Materie wieder emittiert, wobei durch die Bestrahlung allerdings keine Anregung von Hüllelektronen in Atomen dieser Materie in angeregte Zustände wie bei der Fluoreszenz stattfindet.
Mit der Röntgenanordnung wird zur Bilddarstellung durch das Untersuchungsobjekt transmittierte und von diesem emittierte Röntgenstrahlung verwendet. Hierzu weist die Röntgenanordnung erfindungsgemäß auf:
a. mindestens eine im Wesentlichen polychromatische Röntgenstrahlung aussendende Röntgenstrahlungsquelle, b. einen ersten Detektor oder eine erste Detektoreinheit (aus mehreren parallel geschalteten und/oder angeordneten Detektoren bestehende Einheit), mit dem bzw. mit der Werte einer ersten Intensität der durch das Untersuchungsobjekt transmittierten Röntgenstrahlung ermittelbar sind, c. einen zweiten Detektor oder eine zweite Detektoreinheit, mit dem bzw. mit der Werte einer zweiten Intensität der von dem Untersuchungsobjekt emittierten Röntgenstrahlung ermittelbar sind, d. mindestens eine Korrelationseinheit, mit der die ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung mit den zweiten Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korrelierbar sind, sowie e. mindestens eine Ausgabeeinheit zur Darstellung des Untersuchungsobjektes aus Bildpunktsignalen, die durch Korrelation der ersten Intensitätswerte mit den zweiten Intensitätswerten erhältlich sind.
Die transmittierte Röntgenstrahlung und die emittierte Röntgenstrahlung kann entweder gleichzeitig oder nacheinander detektiert werden.
Diese Röntgenanordnung kann vorteilhaft zur Bilddarstellung eines vorzugsweise mindestens ein röntgenkontrastgebendes chemisches Element enthaltenden Untersuchungsobjektes mittels Röntgenstrahlung eingesetzt werden. Das röntgenkontrastgebende chemische Element wird vorzugsweise durch ein Röntgenkontrastmittel in das Untersuchungsobjekt eingeführt, und beispielsweise hierzu dem Untersuchungsobjekt, etwa einem Menschen oder einem Tier, verabreicht.
Die natürlich in einem Untersuchungsobjekt vorkommenden kontrastgebenden chemischen Elemente mit niedriger Ordnungszahl weisen nur eine geringe
Ausbeute an Röntgenfluoreszenz auf, so dass die Bildgebung unter Ausnutzung dieser Elemente nicht praktikabel erscheint. Außerdem ist die Energie der Röntgenfluoreszenzphotonen in diesem Falle gering, so dass auch deren Reichweite im Körpergewebe gering ist. Insbesondere ab dem Element lod (Z=53) mit den Emissionslinien 28,6 und 32,3 keV stehen Fluoreszenzlinien zur Verfügung, die in hinreichendem Maße das Untersuchungsobjekt verlassen und so von einem außerhalb des Objektes angeordneten Detektor registriert werden können. In Fällen geringerer Ordnungszahl des chemischen Elements ist eine Anordnung des zweiten Detektors zu wählen, bei der dieser möglichst nahe zum zu untersuchenden Bereich (ROI: Region of Interest) angeordnet wird.
Die Röntgenanordnung wird zur Durchführung des erfindungsgemäßen Röntgenkontrastverfahrens eingesetzt. Das Verfahren weist folgende Verfahrenssch ritte auf:
a. Vorzugsweise Verabreichen mindestens eines einen Röntgenkontrast gebenden chemischen Elements, b. Durchstrahlen des Untersuchungsobjektes mit im Wesentlichen polychromatischer Röntgenstrahlung, c. Ermitteln von Werten einer ersten Intensität der durch das Untersuchungsobjekt transmittierten Röntgenstrahlung, d. Ermitteln von Werten einer zweiten Intensität der von dem Untersuchungsobjekt emittierten Röntgenstrahlung, e. Korrelieren der ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt mit den zweiten Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung, f. Darstellen des Untersuchungsobjektes aus durch Korrelation der ersten Intensitätswerte mit den zweiten Intensitätswerten erhaltenen
Bildpunktsignalen.
Im Gegensatz zu den bekannten Verfahren, bei denen entweder nur die Röntgentransmissionstomographie (TXCT) durchgeführt oder nur die Röntgenfluoreszenz (FXCT) detektiert wird, werden hier Transmission und die Emission gleichzeitig oder nacheinander gemessen und diese beiden Techniken gemäß der vorliegenden Erfindung miteinander kombiniert, wobei die dabei jeweils erhaltenen Bilder durch ein geeignetes Korrelationsverfahren überlagert werden. Mit dieser Verfahrensweise werden die jeweiligen Vorteile beider Techniken genutzt:
Die Röntgentransmissionstomographie bietet zwar den Vorteil einer hohen erreichbaren zeitlichen und örtlichen Auflösung, so dass grundsätzlich auch kleinste Läsionen oder andere Details in einem untersuchten menschlichen Körper aufgelöst werden können. Jedoch ist der erhaltene Kontrast häufig nicht ausreichend, um diese Details auch sichtbar zu machen. Dies gilt insbesondere für Untersuchungen von Läsionen im Weichteilgewebe. Außerdem werden Untersuchungen bestimmter Körperregionen mit dem TXCT-Verfahren auch durch das Knochengerüst beeinträchtigt.
Andererseits bietet die Röntgenfluoreszenztomographie den Vorteil einer außerordentlich kontrastreichen Darstellung, da ausschließlich bestimmte chemische Elemente bei geeigneter Anregung dieser Elemente elektromagnetische Strahlung emittieren, so dass sich diese im Untersuchungsbereich (ROI) befindenden Elemente als äußerst empfindliche Messsonden eignen. Die FXCT-Methode leidet jedoch unter dem Nachteil einer geringen räumlichen Auflösung, so dass kleinere Läsionen nicht mehr dargestellt werden können.
Erst durch die Korrelation der Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt mit den Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung und Darstellen des Untersuchungsobjektes aus Bildpunktsignalen, die durch diese Korrelation erhalten worden sind, kann ein kontrastreiches und detailliertes Bild des Untersuchungsbereiches (ROI) erzeugt werden. Der den Kontrast ergebende Bildteil weist zwar eine geringe Auflösung auf. Durch die Korrelation der jeweiligen Werte miteinander wird dieser Mangel aber weitgehend behoben, da die erforderliche detaillierte Information aus den Intensitätswerten der mittels TXCT gemessenen Strahlung stammt.
Die Erfindung ist insbesondere zur Untersuchung am Menschen einsetzbar. Die Erfindung ist zur Erzeugung von Radiographien zur Darstellung von Raumforderungen, Gefäßen und Perfusionen geeignet, beispielsweise zur Darstellung der Ösophagus-Magen-Darm-Passage, zur Bronchographie, Cholegraphie, Angio- und Kardangiographie, zur zerebralen Angiographie und zu Perfusionsmessungen, zur Mammographie sowie zur Lymphographie. Der Schwerpunkt der Anwendungstechnik der Erfindung liegt in der
Computertomographie (MS-CT; μCT) und deren Fusionsmodalitäten (PET-CT (Positronen-Emissions-Tomographie), SPECT (Single-Photon-Emissions- Computer-Tomographie), Sonographie und mit anderen Methoden der optischen Bildgebung). Grundsätzlich kann die Erfindung auch zur Untersuchung von nicht lebenden Materialien eingesetzt werden, beispielsweise auf dem Gebiet der Materialprüfung.
Zur Durchführung einer Untersuchung wird die transmittierte Strahlung mittels des ersten Detektors aufgenommen, der sich in dem durch das Untersuchungsobjekt abgeschwächten Strahlengang der Röntgenröhre befindet. Die emittierte Strahlung wird mittels des zweiten Detektors gemessen, der außerhalb dieses Strahlenganges angeordnet ist, vorzugsweise in einem Winkel von etwa 90° zu dem Strahlengang. Dieser zweite Detektor kann grundsätzlich aber auch in einer beliebigen anderen Winkelstellung zum Röntgenstrahl angeordnet werden, beispielsweise 45° oder 135° zum von der Röntgenstrahlungsquelle ausgehenden Strahl, ohne dass er jedoch vom durch das Untersuchungsobjekt hindurchgehenden Strahl erfasst wird. Befindet sich die Röntgenröhre in der 12-Uhr-Position, so sind gewöhnliche Computertomographen mit einer Reihe von Detektoren auf der gegenüber liegenden 6-Uhr- Position ausgerüstet. Bevorzugt kann der zweite Detektor in der 3-Uhr-Position und/oder der 9-Uhr-Position angeordnet sein. Mittels dieses zweiten Detektors kann sowohl Röntgenfluoreszenz als auch Röntgenstreuung (Rayleigh- Streuung, Compton-Streuung) aufgenommen werden.
Zur selektiven Bilderfassung mit dem zweiten Detektor unter Ausnutzung der emittierten Röntgenstrahlung kann die emittierte Röntgenstrahlung hinsichtlich deren Energie aufgelöst gemessen werden. Es ist insbesondere vorteilhaft, beim Vorliegen eines vorgegebenen emittierenden chemischen Elements im Untersuchungsobjekt die von dem zweiten Detektor aufgenommene Röntgenstrahlung, die von diesem kontrastgebenden Element stammt, von anderer emittierter Röntgenstrahlung, beispielsweise von Streustrahlung (Compton-, Rayleigh-Strahlung) und von anderen chemischen Elementen stammender Fluoreszenzstrahlung, zu diskriminieren. Damit wird ermöglicht, bestimmte Bereiche (ROI) unter Ausnutzung etwa der Anreicherung von kontrastgebenden chemischen Elementen in bestimmten Organen eines menschlichen Körpers sehr selektiv sichtbar zu machen, so dass ein besonders großer Kontrast des sichtbar gemachten Gewebes gegenüber umliegendem Gewebe entsteht. Auch die vom Knochengerüst hervorgerufene Struktur in einer Bilddarstellung tritt in einem derartigen Fall gegenüber der Darstellung des Gewebes zurück, so dass das Gerüst die Bilddarstellung praktisch nicht stört.
Zur Detektion und Charakterisierung der Emissionstrahlung wird vorzugsweise ein energiedispersiver Detektor eingesetzt. Es ist aber auch möglich, dazu einfachere Detektoren zu verwenden und die Charakterisierung der Emission durch röntgenoptische Module (Filterkombination, Monochromatoren) zu garantieren.
Dieses Prinzip kann außerdem in gleicher Weise auf die Messung der
Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung mit dem ersten Detektor angewendet werden. Auch in diesem Falle wird eine selektive Darstellung der Bereiche im Untersuchungsobjekt (ROI) erreicht, in denen sich die kontrastgebenden chemischen Elemente anreichern.
Daher können mit der Erfindung auch Weichteilgewebe beispielsweise im Menschen kontrastreich dargestellt werden. Durch Abstimmung der Energie oder des Energieintervalls der von den Detektoren aufgenommenen transmittierten und emittierten Röntgenstrahlung auf die Art des kontrastgebenden chemischen Elements kann eine effiziente
Kontraststeigerung gegenüber herkömmlichen Verfahren erreicht werden. Zur Erzeugung der Röntgenstrahlung kann eine normale, im Handel erhältliche Röntgenröhre mit einem kontinuierlichen Spektrum eingesetzt werden, beispielsweise eine Röhre mit einer Mo-, W- oder Rh-Anode. Je nach der Art des im Untersuchungsobjekt enthaltenen kontrastgebenden chemischen Elements wird eine Spannung angelegt, die eine Emission der kontinuierlichen Strahlung im Bereich bis beispielsweise über 100 keV ermöglicht.
Grundsätzlich kann die Röntgenstrahlungsquelle ohne Filterung der emittierten Strahlung betrieben werden, so dass polychromatische Strahlung im gesamten Spektralbereich auf das Untersuchungsobjekt auftrifft. Zur Verringerung der Strahlenbelastung des Untersuchungsobjektes ist es aber auch möglich, solche Röntgenstrahlung aus dem Spektrum der polychromatischen Röntgenstrahlungsquelle auszufiltern, deren Energie für die Detektion nicht erforderlich oder nicht vorteilhaft ist. Hierzu wird beispielsweise ein AI- oder ein Cu-Filter verwendet, der Energie im Bereich < 20 keV (weiche Strahlung) ausfiltert. Als kontinuierliches Spektrum ist somit eine Röntgenemission in einem Bereich von ≥ 0 keV, vorzugsweise ≥ 15 keV, insbesondere bevorzugt ≥ 17 keV und ganz besonders bevorzugt ≥ 20 keV, bis beispielsweise 100 keV, zu verstehen, wobei kein Spektralbereich innerhalb dieser Grenzen gegenüber anderen hervorgehoben oder ausgeschlossen wird. Die obere Grenze des
Emissionsspektrums wird durch die an die Röntgenanode angelegte Spannung bestimmt. Der niederenergetische Bereich der Strahlung wird vorzugsweise ausgefiltert, um für den menschlichen Körper dosisrelevante Strahlung zu eliminieren.
Normalerweise wird das Untersuchungsobjekt mit polychromatischer Röntgenstrahlung mit einem geeigneten Detektor untersucht. Optional kann auch ein energiedispersiver Detektor verwendet werden, um die Energie der auftreffenden Photonen zu ermitteln.
Als energiedispersive Detektoren und Detektoreinheiten stehen grundsätzlich zwei Ausführungen zur Verfügung: a. Energiedispersive Detektoren nach Art der Cd(Zn)Te-Detektoren, wie in der Beschreibungseinleitung beschrieben. Mit einer solchen Reihe von Detektoren können Röntgenspektren der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt gemessen werden. b. Es werden einfache Röntgendetektoren verwendet. Vor dem Detektor wird ein Diskriminator angeordnet, der im einfachsten Fall aus einer geeigneten Filterkombination besteht. Zur Energieselektion können aber auch Monochromatoren eingesetzt werden, die beispielsweise auf die Röntgenfluoreszenz des verabreichten Kontrastmittels eingestellt sind. c. Es ist technisch aber auch durchaus möglich, den Detektor unmittelbar an das Kontrastmittel anzupassen. So können Gd(Zn)Te- oder Dy(Zn)Te- Detektoren eingesetzt werden.
In allen Fällen wird der Detektor möglichst so positioniert, dass ein Minimum der Comptonstreuung gemessen wird.
Zur Ermittlung der Werte der Intensität sowie der Energie der vom Untersuchungsobjekt emittierten Röntgenstrahlung werden die detektierten Photonen in wenigstens zwei verschiedene Energiebereiche eingeteilt, die beispielsweise die K0- und die Kß-Emissionslinien enthalten. Zur Erhöhung der Elementspezifität kann gegebenenfalls eine Compton-Korrektur durchgeführt werden. Wie die weiter unten angegebenen Beispiele zeigen, ist dies aber nicht immer erforderlich.
Sieht man von einem nativen Röntgenkontrast ab, so kann dem
Untersuchungsobjekt, beispielsweise einem Menschen, zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ein Röntgenkontrastmittel verabreicht werden. Das Röntgenkontrastmittel kann beispielsweise enteral oder parenteral verabreicht werden, insbesondere durch i.V., im. oder subkutane Injektion oder Infusion. Anschließend wird die Röntgenaufnahme erstellt. Geeignet sind solche Kontrastmittel, welche im angewählten Spektralbereich perse hohe Schwächungskoeffizienten aufweisen. Kontrastmittel, deren absorbierendes Element die K-Kante des Absorptionsspektrums im angewählten Spektralbereich hat, sind ebenfaiis besonders geeignet. Derartige Röntgenkontrastmittel enthalten kontrastgebende chemische Elemente mit einer Ordnungszahl von 35 oder größer als 35 - es handelt sich hierbei beispielsweise um Brom enthaltende Kontrastmittel -, mit einer Ordnungszahl von 47 oder größer als 47 - es handelt sich hierbei um lod enthaltende
Kontrastmittel -, mit einer Ordnungszahl von 57 oder größer als 57 - es handelt sich hierbei um Lanthanide enthaltende Kontrastmittel, insbesondere Gadolinium enthaltende Kontrastmittel - oder mit einer Ordnungszahl von 83 - hierbei handelt es sich um Wismut enthaltende Kontrastmittel -. Daher sind Röntgenkontrastmittel geeignet, die kontrastgebende chemische Elemente mit einer Ordnungszahl von 35 (Brom) bis 83 (Wismut) enthalten. Besonders geeignet sind Kontrastmittel mit kontrastgebenden chemischen Elementen mit einer Ordnungszahl von 53 (lod) - 83 (Wismut). Ebenfalls geeignet sind Röntgenkontrastmittel mit kontrastgebenden chemischen Elementen mit einer Ordnungszahl von 57 oder größer als 57 (Lanthanide) - 83 (Wismut) und besonders bevorzugt Mittel mit kontrastgebenden chemischen Elementen mit einer Ordnungszahl von 57 - 70 (Lanthanide: La, Ce, Pr, Nd, Pm, Sm, Eu1 Gd, Tb, Dy, Ho, Er, Tm, Yb).
Geeignete lod enthaltende Röntgenkontrastmittel sind beispielsweise
Verbindungen, die Triiod-Aromaten enthalten, wie beispielsweise Amidotrizoat, lohexol, lopamidol, lopansäure, lopodinsäure, lopromid, lopronsäure, lopydon, lotalaminsäure, lopentol, loversol, loxaglat, lotrolan, lodixanol, lotroxinsäure, loxaglinsäure und loxitalaminsäure und losimenol (INN). Markennamen für lod enthaltende Röntgenkontrastmittel sind Urografin® (Schering), Gastrografin® (Schering), Biliscopin® (Schering), Ultravist® (Schering) und Isovist® (Schering).
Ebenso als Röntgenkontrastmittel geeignet sind Metallkomplexe, beispielsweise Gd-DTPA (Magnevist® (Schering)), Gd-DOTA (Gadoterate, Dotarem), Gd-HP- DO3A (Gadoteridol, Prohance® (Bracco)), Gd-EOB-DTPA (Gadoxetat, Primavist), Gd-BOPTA (Gadobenat, MultiHance), Gd-DTPA-BMA (Gadodiamide, Omniscan® (Amersham Health)), Dy-DTPA-BMA, Gd-DTPA-Poiyiysin, Gd-DTPA-Kaskaden- polymere u.a., wobei DTPA = Diethylentriaminpentaessigsäure, DOTA = 1 ,4,7,10-Tetraazacyclododecan, HP-DO3A = 10-(Hydroxypropyl)-1 ,4,7,10- tetraazacyclododecan-1 ,4,7-triessigsäure), EOB-DTPA = 3,6,9-Triaza-3,6,9- tris(carboxymethyl)-4-(4-ethoxybenzyl)undecandicarbonsäure, BOPTA = (4- Carboxy-5,8, 11 -tris(carboxymethyl)-1 -phenyl-2-oxa-5,8, 11 -triazatridecan-13-oic, benic acid), DTPA-BMA = Diethylentriaminpentaacetat-bis(methylamid), DTPA- Polylysin = Diethylentriaminpentaacetat-polylysin, DTPA-Kaskadenpolymere.
Die Röntgenkontrastmittel können enteral und parenteral appliziert werden. Bevorzugt wird bei der parenteralen Applikation die intra venöse (i.v.) Applikation gewählt. Bevorzugte Dosierungen sind bei den lod enthaltenden nicht-ionischen Kontrastmitteln Dosen bis zu 0,75 g I / kg Körpergewicht. Dies entspricht etwa 6 mmol I / kg Körpergewicht. Die Dosis kann weiterhin bevorzugt auf 1 ,5 g I / kg Körpergewicht (entsprechend etwa 12 mmol I / kg
Körpergewicht) und in Ausnahmefällen bis auf 2 (entsprechend etwa 16 I) oder 5 g I / kg Körpergewicht (entsprechend etwa 39 mmol I / kg Körpergewicht) gesteigert werden. Bei den Lanthanidkomplexen liegt die bevorzugte Dosis bei 0,1 mmol / kg Körpergewicht. Geeignet und weiterhin bevorzugt sind auch Dosen bis 0,3 mmol / kg Körpergewicht oder bis zu 1 mmol / kg Körpergewicht.
Die Emissionslinien von Gadolinium liegen bei 43,0 und 48,7 keV, d.h. weit oberhalb der Emissionslinien von lod, die bei 28,6 und 32,3 keV liegen. Die Metallkomplexe können anstelle der Gadoliniumatome beispielsweise auch alle anderen Lanthanide, wie Lanthan, Dysprosium oder Ytterbium enthalten.
Digitale Detektoren werden schon seit einiger Zeit von verschiedenen Herstellern angeboten (beispielsweise: The BBI Newsletter, Februar 1999, Seite 34; H.G. Chotas, JT. Dobbins, CE. Ravin, „Principles of Digital Radiography with Large- Area, Electron ical Iy Readable Detectors: A Review of the Basics", Radiol., 210 (1999) 595-599). Sie bestehen häufig aus amorphem Silizium oder anderen Halbleitermaterialien. In der erfindungsgemäßen Röntgenanordnung sind u.a. folgende Detektoren geeignet: Detektoren mit Phosphorplatten (beispielsweise von Fuji Chemical
Industries, Konica), mit amorphem Silizium (beispielsweise von GE Medical, Philips Medical, Siemens Medical), mit Selen (beispielsweise von Philips Medical, Toshiba), mit Gadoliniumhyposulfit (beispielsweise von Kodak), mit Cadmiumtellurid (CT) oder Cadmium-Zink-Tellurid-(CZT)-Halbleitern, mit Yttriumoxyorthosilikat, mit Lutetiumoxyorthosilikat, mit Natriumiodid oder Wismutgermanat. Besonders gute Resultate werden mit den sogenannten C(Z)T-Detektoren erzielt, d.h. Detektoren, die aus einem Cadmium-(Zink)- Tellurid-(C(Z)T)-Halbleiter bestehen.
Der Aufbau eines energiedispersiven Detektors, der aus einem Halbleiter gebildet wird, ist im Einzelnen in US 5,434,417 A beschrieben. In diesem Falle sind segmentierte Halbleiterstreifen vorgesehen, die von der Stirnseite aus mit der Röntgenstrahlung bestrahlt werden. Die Strahlung dringt in das
Halbleitermaterial ein, bis sie mit dem Halbleitermaterial in Wechselwirkung tritt. Die Eindringtiefe hängt von der Energie der Röntgenphotonen ab. Bei größerer Energie der Röntgenphotonen dringt die Strahlung tiefer ein, bis sie mit dem Detektormaterial in Wechselwirkung tritt und durch einen photoelektrischen Effekt einen Stromimpuls erzeugt, als bei geringerer Energie der
Röntgenphotonen. Die Stromimpulse können in den einzelnen Segmenten des Detektors mittels angebrachter elektrischer Kontaktierungen abgeleitet werden. Die Stromimpulse werden mit einem Vorverstärker verarbeitet.
Zum einen kann der Detektor in Form eines Flachbettdetektors ausgebildet sein. In dieser Ausführungsform werden alle Bildpunkte gleichzeitig erfasst und zur Auswertung an die Korrelationseinheit weitergeleitet. Der Detektor besteht in diesem Falle aus einer flächigen Anordnung von einzelnen Detektorsensoren, vorzugsweise in einer Zeilen und Spalten von derartigen Sensoren aufweisenden Matrix.
Weiterhin kann auch eine Detektoreinheit vorgesehen sein, die zur Ermittlung der emittierten Röntgenstrahlung dient und gegebenenfalls zur Aufnahme eines Emissionsbildes und hierzu mit einem röntgenoptischen Modul zur Energieselektion ausgebildet ist.
Anstelle des Flachbettdetektors können auch Zeilendetektoren oder eine Matrix mehrerer zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes geeigneter Detektoren verwendet werden. Bei letzteren Detektoren wird die Röntgenstrahlung vom Untersuchungsobjekt gleichzeitig über Röntgenlichtleiter zugeleitet. Eine Vielzahl derartiger Lichtleiter wird zu einem Flächendetektor kombiniert.
Weiterhin kann der Detektor zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes ausgebildet und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbar sein. In dieser Ausführungsform kann der Detektor während der Messung nur energieabhängige Intensitäten in einem einzelnen Bildpunkt erfassen. Die Intensitäten der einzelnen Bildpunkte werden nacheinander erfasst, beispielsweise zeilenweise, und zur weiteren Verarbeitung an die Korrelationseinheit weitergeleitet.
Außerdem kann der Detektor auch ein Array von zur Aufnahme jeweils eines Bildpunktes ausgebildeten Detektorsensoren aufweisen und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbar sein. Als Array von Detektorsensoren wird gemäß der vorliegenden Erfindung sowohl eine Zeile von Detektorsensoren als auch eine andere Anordnung, beispielsweise matrixartige Anordnung, von Detektorsensoren verstanden. In dieser Ausführungsform erfasst der Detektor die Intensitätswerte in den einzelnen Bildpunkten zeilenweise oder gegebenenfalls auch blockweise. Zur Aufnahme aller Intensitätswerte wird der Detektor während der Messung vorzugsweise senkrecht zu einer Hauptachse des Arrays verfahren. Die während der Messung ermittelten Intensitätswerte werden an die Korrelationseinheit übermittelt.
Zur Bilddarstellung beispielsweise der Verteilung von kontrastgebenden chemischen Elementen in dem Untersuchungsobjekt ist es vorteilhaft, die von den jeweiligen Raumelementen emittierten Strahlungsintensitäten mit jeweils gleicher Wichtung zu erfassen. Weiterhin ist es zu diesem Zwecke auch vorteilhaft, die jeweiligen Raumeiemente mit jeweiis gleicher Strahlungsintensität aus der Röntgenstrahlungsquelle zu beaufschlagen. In der Praxis erweisen sich diese Prämissen jedoch nur als näherungsweise gegeben, da zum einen die eingestrahlte Röntgenstrahlung je nach dem von der Strahlung im Untersuchungsobjekt zurückgelegten Weg in unterschiedlichem Maße durch Absorption abgeschwächt wird und zum anderen die von den Raumelementen im Untersuchungsobjekt emittierte Strahlung je nach dem noch im Untersuchungsobjekt zurückzulegenden Weg zum Detektor in unterschiedlichem Maße durch die Eigenabsorption abgeschwächt wird.
Dieses Problem tritt bei allen emissionsspektroskopischen Methoden auf. Um das Problem zu lösen, werden die zweiten Intensitätswerte zunächst unter Berücksichtigung der Absorption von eingestrahlter Röntgenstrahlung und/oder der Eigenabsorption der emittierten Röntgenstrahlung im Untersuchungsobjekt korrigiert und die ersten und zweiten Intensitätswerte erst nach dieser Korrektur Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korreliert. Eine derartige Korrektur kann mittels numerischer Verfahren durchgeführt werden, indem die Geometrie des Untersuchungsobjektes und eine zumindest angenäherte ortsabhängige Röntgendichte berücksichtigt werden. Zur Bestimmung der ortsabhängigen Röntgendichte können die aus den ersten Intensitätswerten erzeugten Bilder herangezogen werden. Zur Ermittlung der ortsabhängigen Absorption und Eigenabsorption kann in erster Näherung die aus dieser Messung erhaltene ortsabhängige Röntgendichte zugrunde gelegt werden, weil die Absorptionskoeffizienten für die eingestrahlte Röntgenstrahlung zu denen der emittierten Strahlung ähnlich ist.
Wegen der Eigenabsorption der emittierten Strahlung kann es ferner vorteilhaft sein, die Position und Winkelstellung des zweiten Detektors relativ zum Untersuchungsbereich (ROI) während der Messung zu bewegen, etwa auf einer Kreissegmentbahn, um strukturelle Inhomogenitäten im Untersuchungsobjekt, die je nach Betrachtungswinkel und -ort unterschiedlich absorbierend wirken, auszugleichen. Die Bilddarstellungen würden in diesem Falle nach Korrektur der Eigenabsorption durch Mittelung erhalten werden. Das vom Vorverstärker stammende Signal wird dann in die mindestens eine Korrelationseinheit geleitet, mit der die Intensität der transmittierten Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt vom Untersuchungsobjekt mit dem Bild der emittierten Röntgenstrahlung (Röntgenstreuung und Röntgenfluoreszenz) von demselben Bildpunkt korreliert wird. Die Korrelationseinheit kann eine entsprechend programmierte Datenverarbeitungsanlage sein.
Zur Korrelation der Intensitätswerte der Photonen der beiden Modalitäten (Transmissionsbild und Emissionsbild) werden diese bildpunktweise miteinander korreliert, vorzugsweise voneinander subtrahiert oder durcheinander dividiert.
Hierzu kann im einen Fall ein Komparator und im anderen Fall ein Divisionsglied zur Bildpunkt für Bildpunkt durchgeführten Korrelation eingesetzt werden.
Selbstverständlich können auch andere mathematische Operationen zur Korrelation der Intensitätswerte der transmittierten und emittierten
Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt durchgeführt werden.
Zur Verarbeitung der gemessenen Intensitätswerte eines Bildpunktes sind vorzugsweise folgende Einrichtungen vorgesehen, die in einer Datenverarbeitungsanlage realisiert sein können, nämlich:
d1. eine erste Speichereinheit, mit der die ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt speicherbar sind, d2. eine zweite Speichereinheit, mit der die zweiten Intensitätswerte der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt speicherbar sind
(z.B. mit den Elementen I1 Gd, Yb), d3. eine Recheneinheit, die für eine geeignete Korrelation der beiden generierten Bilddatensätze sorgt und damit aus den Informationen des Transmissionsdatensatzes und den Daten aus der Röntgenemission, vorzugsweise Röntgenfluoreszenz, einen Bilddatensatz generiert bzw. errechnet. Dadurch ist es möglich, die intensitätswerte aiier Biidpunkte in Transmission und Emission miteinander zu korrelieren, wobei das Emissionsbild über die charakteristischen Emissionslinien auf das verwendete Kontrastmittel abgestimmt wird. Wird ein Gemisch aus Röntgenkontrastmitteln (z.B. Ultravist® und Gadovist®) oder werden sowohl lod als auch ein Lanthanid (wie Gd oder Dy) enthaltende Substanzen verwendet, so können die jeweils charakteristischen Emissionslinien zur Emissionsbildgebung herangezogen werden, wobei die gemessenen Datensätze anschließend bildpunktweise miteinander korreliert und zur Bilddarstellung genutzt werden oder wobei alternativ die jeweiligen Intensitätswerte Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korreliert und die erhaltenen Daten anschließend zur Bilddarstellung eingesetzt werden. Hierzu werden die erhaltenen Daten bildpunktweise an eine Ausgabeeinheit übergeben, die beispielsweise einen Monitor (CRT- oder LCD- Anzeige) oder einen Plotter enthält.
Zur näheren Erläuterung der Erfindung dienen die folgenden Figuren und Beispiele. Um einen direkten Eindruck von der Wirkungsweise der Erfindung zu liefern, wurde in allen Fällen davon Abstand genommen, die gemessenen Röntgenspektren gemäß der Absorption des Excitationsstrahles und der Eigenabsorption zu korrigieren. Es zeigen im Einzelnen:
Fig. 1 : eine Abbildung einer Versuchsanordnung in einem Computertomographen;
Fig. 2: eine schematische Darstellung der Anordnung zur Bildgewinnung bzw. des Versuchsaufbaus;
Fig. 3: eine schematische Darstellung der Versuchsanordnung zur
Generierung der ersten Phantommessungen; Fig. 4: Emissionsspektren des Phantoms von Fig. 3, gefüllt mit Wasser (Fig.
4a), Ultravist® (Fig. 4b), Gadovist® (Fig. 4c); Fig. 5: Emissionsspektren des Phantoms von Fig. 3, gefüllt mit Wasser (Fig.
5a), Ultravist® (Fig. 5b), Gadovist® (Fig. 5c), wobei jeweils eine 5 cm dicke PMMA-Scheibe zwischen Detektor und Phantom angeordnet war; Fig. 6: Intensität der Emission in Abhängigkeit von der Position/Verschiebung des Phantoms aus Fig. 3 in ausgewählten Energiebändern (entsprechend den K0- und Kß-Linien (lod: Fig. 6a, Gadolinium: Fig. 6b, Mischung aus lod und Gadolinium: Fig. 6c); Fig. 7: CT-Schnittbilder (Transmissionsbilder) des Phantoms gefüllt mit Gd, einer Iod/Gd Mischung, lod, Luft und Wasser.
In Fig. 1 ist eine photographische Darstellung einer Versuchsanordnung in einem Computertomographen mit einem Gummiball 1 gezeigt, der an einem Stativ 2 befestigt ist. Der Gummiball ist im Zentrum des Computertomographen angeordnet. In verschiedenen Versuchen wurde der Gummiball mit Luft, Wasser sowie unterschiedlichen Kontrastmittellösungen gefüllt. Der Ball befand sich zwischen der CT-Röhre (oberhalb des Gummiballes; nicht dargestellt) und einem Zeilendetektor (unterhalb des unter dem Gummiball sichtbaren Tisches; nicht sichtbar).
In einem Winkel von 90° zur Verbindungslinie zwischen der CT-Röhre, dem Gummiball und dem Detektor wurde eine Messkammer 3 zur Detektion der Röntgenfluoreszenz positioniert. Mit diesem Versuchsaufbau wurde ein mit Kontrastmittel gefülltes Gewebe, Tumor oder Ähnliches als
Untersuchungsobjekt simuliert, das im Computertomograph untersucht wird. Hierzu wurden das Objekt schichtweise abgescannt und dabei die Streuspektren gemessen.
Der zu diesem Versuch verwendete Versuchsaufbau ist im Einzelnen in Fig. 2 gezeigt. Die dort dargestellte Schemazeichnung zeigt den Ball 1 , der sich als Phantom im Isozentrum der Gantry 4 befand. Die CT-Röhre 5 war in der 12- Uhr-Position angeordnet und stand dort fest. Die Messkammer 3, bestehend aus einem Detektor 6 und einem Bleirohr 7, war in einem Winkel von 90° zum Röntgen-Kegelstrahl, der aus der CT-Röhre austrat, an das Phantom (Ball) gerichtet (in z-Richtung; siehe Pfeil). Zur Detektion der Röntgenstrahlung wurde ein CZT-Detektor 6 mit einem 3 mm x 3 mm x 2 mm großen Cadmium-Zink-Tellurid-Kristall und 100/400 μm Lochblenden eingesetzt (Amptek Inc., USA). Die vom Fluoreszenzdetektor aufgenommenen Daten wurden von dem Detektor über einen Verstärker 8 an einen Vielkanalanalysator 9 weitergeleitet und anschließend einer
Excel®(Microsoft)-Graphiktabelle zugeführt, die auf einem PC 10 gespeichert wurden. Die Signalintensitäten SI = SI(E) standen damit in digitaler Form als Funktion der Energie E zur Verfügung.
In Fig. 3 ist eine schematische Darstellung der Versuchsanordnung zur
Generierung der ersten Phantommessungen gezeigt. Ein Teil der Messkammer zur Messung der Fluoreszenz 3 ist links in der Darstellung erkennbar, während der Ball 1 in der Mitte der Darstellung gezeigt ist. Die einzelnen in Fig. 3 senkrecht verlaufenden Schnittebenen, aus denen die Fluoreszenz zur Messkammer gelangt, wurden durch einen von oben einfallenden
Röntgenfächerstrahl erzeugt. Die gestrichelten Linien markieren die jeweiligen Positionen der CT-Röhre oberhalb des Bildausschnittes. Die horizontale Skala gibt die Verschiebung des Fächerstrahles an und zeigt somit die jeweils angesprochene Schnittebene (angeregte Schicht) im Ball an.
Eine „Nullmessung" wurde bei +45 mm und damit außerhalb des Anregungsstrahls durchgeführt.
Nach jeder Aufnahme eines Spektrums wurde der gesamte Messaufbau 10 mm weiter in die Gantry (in z-Richtung) gefahren und das neue Spektrum aufgenommen. So entstanden schichtweise verschiedene Spektren in Abhängigkeit von der jeweiligen Position des Balles im Strahl bzw. entsprechend der Ballgeometrie.
Mit diesem Messaufbau konnte somit die Röntgenfluoreszenz in Abhängigkeit von der Topographie des Phantoms gemessen werden, wobei bei z = - 60 mm die zum Detektor nächste Schicht und bei z = 0 die vom Detektor entfernteste Schicht durchstrahlt wurde (bei z = - 60 ist damit die Eigenabsorption der Emission minimal und bei z = 0 maximal; wegen der sphärischen Geometrie macht sich auch ein Absorptionseffekt in der Durchstrahlung bei höheren Kontrastmittelkonzentrationen bemerkbar).
Beispiel 1 :
In einer ersten Messung wurde der Ball mit Wasser gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position des Balles im Strahl entsprechend Fig. 3 gemessen (Parameter: Detektor: XR-100.CZT (Lochblende 0,1 mm), Abstand Ball - Detektor: 18,0 cm, Abstand Ball - CT-Röhre: 32,0 cm).
In Fig. 4a sind die Streuspektren des Wassers im Phantom für die verschiedenen Positionen dargestellt.
In einer zweiten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 50 mmol/l lod in Wasser (Ultravist®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen (Parameter: Detektor: XR-100.CZT (Lochblende 0,1 mm)
Die erhaltenen Emissionsspektren bei den verschiedenen Positionen sind in Fig. 4b wiedergegeben. Die K0- und Kß-Linien von lod (28,6 und 32,3 keV) sind deutlich zu erkennen. Aus der Graphik wird eine Abhängigkeit der gemessenen Intensität der Röntgenfluoreszenz von der Geometrie des Phantoms deutlich. Je größer die durchstrahlte Schicht des Phantoms war, desto höher war die gemessene Intensität.
In einer dritten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 50 mmol/l Gadolinium in Wasser (Gadovist®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen (Parameter: Detektor: XR-100.CZT (Lochblende 0,1 mm)).
Die erhaltenen Emissionsspektren bei den verschiedenen Positionen sind in Fig. 4c wiedergegeben. Die K0- und Kß-Linien von Gadolinium (43,0 und 48,7 keV) sind deutlich zu erkennen. Es zeigte sich, dass die Intensität der gemessenen Emissionsstrahiung insbesondere im Bereich der K-Linien von der Geometrie des Balles im Strahlenfeld abhängig ist.
Beispiel 2:
Bei den einzelnen Messungen dieses Versuchs wurde jeweils eine 5 cm dicke PMMA-Scheibe als Filter zwischen Detektor und Phantom positioniert, um die Eigenabsorption der Röntgenfluoreszenzstrahlung durch umliegendes Gewebe zu simulieren.
In Fig. 5a sind die Streuspektren des Wassers im Phantom für die verschiedenen Positionen dargestellt.
In einer zweiten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 50 mmol/l lod in Wasser (Ultravist®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen (Parameter: Detektor: XR-100.CZT (Lochblende 0,1 mm)).
Die erhaltenen Emissionsspektren bei den verschiedenen Positionen sind in Fig. 5b wiedergegeben. Durch die eingeschobene PMMA-Scheibe nahm die Intensität der Fluoreszenzstrahlung ab. Es wurde verifiziert, dass die Intensität umso geringer wurde je dicker die Scheibe war. Jedoch blieben selbst bei der größten Schicht des Balles (in der Mitte) noch die K-Linien messbar.
In einer dritten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 50 mmol/l Gadolinium in Wasser (Gadovist®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen (Parameter: Detektor: XR-100.CZT (Lochblende 0,1 mm)).
Die erhaltenen Emissionsspektren bei den verschiedenen Positionen sind in Fig. 5c wiedergegeben. Auch hier nahm die Fluoreszenzstrahlung durch die eingeschobene PMMA-Scheibe ab. Da die K0- und Kß-Linien von Gadolinium bei 43,0 bzw. 48,7 keV liegen, war beim Vorhandensein der 5 cm dicken PMMA-Scheibe eine deutlich intensivere Fluroreszenzstrahlung detektierbar als im Faiie der iodemission wie zuvor. Daher blieben auch in diesem Falle selbst bei der größten Schicht des Balles (in der Mitte) noch die K-Linien messbar.
Beispie! 3:
In einem weiteren Versuch wurden die Intensitätswerte der Fluoreszenz in Abhängigkeit von der Positionierung des Balles gegenüber dem Röntgenstrahl ermittelt und aufgezeichnet.
In einer ersten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 50 mmol/l lod in Wasser (Ultravist®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen.
In Fig. 6a ist die Intensität der Fluoreszenzstrahlung in Abhängigkeit von der Position/Verschiebung des Phantoms in ausgewählten Energiebändern entsprechend der Kα-Linie von lod bei 28,6 keV und der Kß-Linie von lod bei 32,3 keV aufgetragen. Das durch die Form des Balles hervorgerufene Profil der Emissionsintensität ist aus dieser Figur erkennbar.
In einer zweiten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 50 mmol/l Gadolinium in Wasser (Gadovist®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen.
In Fig. 6b ist die Intensität der Fluoreszenzstrahlung in Abhängigkeit von der Position/Verschiebung des Phantoms in ausgewählten Energiebändern entsprechend der Kα-Linie von Gadolinium bei 43,0 keV und der Kß-Linie von Gadolinium bei 48,7 keV aufgetragen. Das durch die Form des Balles hervorgerufene Profil der Emissionsintensität ist aus dieser Figur ebenfalls erkennbar.
In einer dritten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 25 mmol/l lod (Ultravist®) und 25 mmol/l Gadolinium in Wasser (Gadovist®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen.
In Fig. 6c ist die Intensität der Fluoreszenzstrahlung in Abhängigkeit von der Position/Verschiebung des Phantoms in ausgewählten Energiebändern entsprechend der Kα-Linie von iod bei 28,7 keV, der Kp-Linie von lod bei 32,3 keV, der Kα-Linie von Gadolinium bei 43,0 keV und der Kß-Linie von Gadolinium bei 48,7 keV aufgetragen. Wie Fig. 6c entnommen werden kann, wird das Ballprofil bei der direkten Auftragung der Signalintensität als Funktion der Position nur unzureichend wiedergegeben. Dies ist auf die Absorption auf der Anregungsseite und die Eigenabsorption auf der Emissionsseite zurückzuführen, die das Bild verfälschen. Geringere
Kontrastmittelkonzentrationen und Korrekturen der Absorption des Primärstrahls und Eigenabsorption der Röntgenfluoreszenz führten zu einer bildlichen Darstellung des Balles in einer Dimension.
Beispiel 4:
Fig. 7 zeigt die zu den vorangegangenen Beispielen der Röntgenfluoreszenz aufgenommen CT-Schnittbilder. Von links oben nach rechts unten ist der mit Gadolinium, mit der Mischung aus Gadolinium und lod, der mit lod, der mit reinem Wasser und der mit Luft gefüllte Ball zu sehen. Der mit Luft gefüllte Ball weist die deutlich geringste Röntgenschwächung auf, gefolgt von dem mit Wasser gefüllten Ball. Bei Verwendung des Balles mit 50 mmol/l kontrastgebendem Element ist die Röntgenschwächung ausgeprägter als bei Wasser, eine quantitative Auswertung ist über die Bestimmung der Hounsfield- Einheiten (HU) möglich, aber erst die Hinzunahme der Röntgenfluoreszenzbilder erlaubt eine Aussage über die elementspezifische Füllung des Balles.

Claims

Patentansprüche:
1. Röntgenanordnung zur Bilddarstellung eines mindestens ein röntgenkontrastgebendes chemisches Element enthaltenden Untersuchungsobjektes mittels durch das Untersuchungsobjekt transmittierter und von diesem emittierter Röntgenstrahlung, umfassend
a. mindestens eine im Wesentlichen polychromatische Röntgenstrahlung aussendende Röntgenstrahlungsquelle, b. einen ersten Detektor oder eine erste Detektoreinheit, mit dem bzw. mit der Werte einer ersten Intensität der durch das
Untersuchungsobjekt transmittierten Röntgenstrahlung ermittelbar sind, c. einen zweiten Detektor oder eine zweite Detektoreinheit, mit dem bzw. mit der Werte einer zweiten Intensität der von dem Untersuchungsobjekt emittierten Röntgenstrahlung ermittelbar sind, d. mindestens eine Korrelationseinheit, mit der die ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung mit den zweiten Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korrelierbar sind, sowie e. mindestens eine Ausgabeeinheit zur Darstellung des
Untersuchungsobjektes aus Bildpunktsignalen, die durch Korrelation der ersten Intensitätswerte mit den zweiten Intensitätswerten erhältlich sind.
2. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Korrelationseinheit folgende Einrichtungen aufweist: d1. eine erste Speichereinheit, mit der die ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt speicherbar sind, d2. eine zweite Speichereinheit, mit der die zweiten Intensitätswerte der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt speicherbar sind, d3. eine Recheneinheit, mit der die ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung mit den zweiten Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korrelierbar sind.
3. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die zweiten Intensitätswerte in Abhängigkeit von der Energie der emittierten Röntgenstrahlung aufgelöst ermittelbar sind.
4. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mit dem zweiten Detektor oder mit der zweiten Detektoreinheit von dem im Untersuchungsobjekt enthaltenen kontrastgebenden chemischen Element emittierte Röntgenstrahlung von anderer emittierter Röntgenstrahlung über deren Energie diskriminierbar ist.
5. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die ersten Intensitätswerte und die zweiten Intensitätswerte nach einer vorherigen Korrektur unter Berücksichtigung der Absorption von eingestrahlter Röntgenstrahlung und/oder der
Eigenabsorption der emittierten Röntgenstrahlung im Untersuchungsobjekt Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korrelierbar sind.
6. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor ein Flachbettdetektor ist.
7. Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 1 - 5, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes ausgebildet und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbar ist.
8. Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 1 - 5, dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der emittierten Röntgenstrahlung eine mit einem röntgenoptischen Modul zur Energieselektion ausgebildete Detektoreinheit vorgesehen ist.
9. Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 1 - 5, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor ein Array von zur Aufnahme jeweils eines Bildpunktes ausgebildeten Detektorsensoren aufweist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbar ist.
10. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche in der radiologischen Befundung in Kombination mit anderen radiologischen Methoden der Bildgebung, wie Positronen-Emissions-Tomographie (PET), Single-Photon-Emissions-Computer-Tomographie (SPECT) und
Sonographie sowie Methoden der optischen Bildgebung.
11. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 1 - 10 zur Bilddarstellung eines mindestens ein röntgenkontrastgebendes chemisches Element enthaltenden Untersuchungsobjektes mittels durch das Untersuchungsobjekt transmittierter und von diesem emittierter Röntgenstrahlung.
12. Verwendung der Röntgenanordnung nach Anspruch 11 , dadurch gekennzeichnet, dass folgende Verfahrensschritte durchgeführt werden:
a. Durchstrahlen des Untersuchungsobjektes mit im Wesentlichen polychromatischer Röntgenstrahlung, b. Ermitteln von Werten einer ersten Intensität der durch das Untersuchungsobjekt transmittierten Röntgenstrahlung, c. Ermitteln von Werten einer zweiten Intensität der von dem Untersuchungsobjekt emittierten Röntgenstrahlung, d. Korrelieren der ersten Intensitätswerte der transmittierten
Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt mit den zweiten Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung, sowie e. Darstellen des Untersuchungsobjektes aus durch Korrelation der ersten Intensitätswerte mit den zweiten Intensitätswerten erhaltenen Bildpunktsignalen.
13. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 und 12, dadurch gekennzeichnet, dass die zweiten Intensitätswerte in Abhängigkeit von der Energie der emittierten Röntgenstrahlung aufgelöst gemessen werden.
14. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 13, dadurch gekennzeichnet, dass von dem im Untersuchungsobjekt enthaltenen kontrastgebenden chemischen Element emittierte Röntgenstrahlung von anderer emittierter Röntgenstrahlung über deren
Energie diskriminiert wird.
15. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 14, dadurch gekennzeichnet, dass die ersten Intensitätswerte und die zweiten Intensitätswerte nach einer vorherigen Korrektur unter
Berücksichtigung der Absorption von eingestrahlter Röntgenstrahlung und/oder der Eigenabsorption der emittierten Röntgenstrahlung im Untersuchungsobjekt Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korreliert werden.
16. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 15, dadurch gekennzeichnet, dass ein erster und ein zweiter Detektor oder eine erste und eine zweite Detektoreinheit vorgesehen sind.
17. Verwendung der Röntgenanordnung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor ein Flachbettdetektor ist.
18. Verwendung der Röntgenanordnung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes ausgebildet ist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahren wird.
19. Verwendung der Röntgenanordnung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor ein Array von zur Aufnahme jeweils eines Bildpunktes ausgebildeten Detektorsensoren aufweist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahren wird.
20. Verwendung der Röntgenanordnung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der emittierten Röntgenstrahlung eine mit einem röntgenoptischen Modul zur Energieselektion ausgebildete Detektoreinheit vorgesehen ist.
21. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 20, dadurch gekennzeichnet, dass das kontrastgebende chemische Element aus einer Gruppe ausgewählt ist, umfassend Brom, lod, Lanthanide und Wismut.
22. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 21 , dadurch gekennzeichnet, dass das kontrastgebende chemische Element enteral oder parenteral verabreicht wird.
23. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 22 zur elementspezifischen bildlichen oder quantitativen Darstellung eines das mindestens eine kontrastgebende chemische Element enthaltenden Untersuchungsbereiches in dem Untersuchungsobjekt.
24. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 23 in der radiologischen Befundung in Kombination mit anderen radiologischen Methoden der Bildgebung wie Positronen-Emissions- Tomographie (PET), Single-Photon-Emissions-Computer-Tomographie (SPECT) und Sonographie sowie Methoden der optischen Bildgebung.
25. Bildgebendes Röntgenkontrastverfahren an einem Untersuchungsobjekt mittels durch das Untersuchungsobjekt transmittierter und von diesem emittierter Röntgenstrahlung, umfassend folgende Verfahrensschritte:
a. Durchstrahlen des Untersuchungsobjektes mit im Wesentlichen polychromatischer Röntgenstrahlung, b. Ermitteln von Werten einer ersten Intensität der durch das Untersuchungsobjekt transmittierten Röntgenstrahlung, c. Ermitteln von Werten einer zweiten Intensität der von dem Untersuchungsobjekt emittierten Röntgenstrahlung, d. Korrelieren der ersten Intensitätswerte der transmittierten
Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt mit den zweiten Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung, sowie e. Darstellen des Untersuchungsobjektes aus durch Korrelation der ersten Intensitätswerte mit den zweiten Intensitätswerten erhaltenen Bildpunktsignalen.
26. Röntgenkontrastverfahren nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, dass dem Untersuchungsobjekt vor Durchführung der Verfahrensschritte a) bis e) zunächst mindestens ein röntgenkontrastgebendes chemisches Element verabreicht wird.
27. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 und 26, dadurch gekennzeichnet, dass die zweiten Intensitätswerte in Abhängigkeit von der Energie der emittierten Röntgenstrahlung aufgelöst gemessen werden.
28. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 - 27, dadurch gekennzeichnet, dass von dem im Untersuchungsobjekt enthaltenen kontrastgebenden chemischen Element emittierte Röntgenstrahlung von anderer emittierter Röntgenstrahlung über deren Energie diskriminiert wird.
29. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 - 28, dadurch gekennzeichnet, dass die ersten Intensitätswerte und die zweiten Intensitätswerte nach einer vorherigen Korrektur unter Berücksichtigung der Absorption von eingestrahlter Röntgenstrahlung und/oder der Eigenabsorption der emittierten Röntgenstrahlung im Untersuchungsobjekt Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korreliert werden.
30. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 - 29, dadurch gekennzeichnet, dass ein erster und ein zweiter Detektor oder eine erste und eine zweite Detektoreinheit vorgesehen sind.
31. Röntgenkontrastverfahren nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor ein Flachbettdetektor ist.
32. Röntgenkontrastverfahren nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes ausgebildet ist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahren wird.
33. Röntgenkontrastverfahren nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor ein Array von zur Aufnahme jeweils eines Bildpunktes ausgebildeten Detektorsensoren aufweist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahren wird.
34. Röntgenverfahren nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der emittierten Röntgenstrahlung eine mit einem röntgenoptischen Modul zur Energieselektion ausgebildete Detektoreinheit vorgesehen ist.
35. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 - 34, dadurch gekennzeichnet, dass das kontrastgebende chemische Element aus einer Gruppe ausgewählt ist, umfassend Brom, lod, Lanthanide und Wismut.
36. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 - 35, dadurch gekennzeichnet, dass das kontrastgebende chemische Element enteral oder parenteral verabreicht wird.
37. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 - 36 in der radiologischen Befundung in Kombination mit anderen radiologischen Methoden der Bildgebung wie Positronen-Emissions-Tomographie (PET), Single-Photon-Emissions-Computer-Tomographie (SPECT) und Sonographie sowie Methoden der optischen Bildgebung.
EP06724603A 2005-06-06 2006-04-20 Röntgenanordnung zur bilddarstellung eines untersuchungsobjektes und verwendung der röntgenanordnung Withdrawn EP1890604A1 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102005026940A DE102005026940A1 (de) 2005-06-06 2005-06-06 Röntgenanordnung zur Bilddarstellung eines Untersuchungsobjektes und Verwendung der Röntgenanordnung
PCT/EP2006/003908 WO2006131175A1 (de) 2005-06-06 2006-04-20 Röntgenanordnung zur bilddarstellung eines untersuchungsobjektes und verwendung der röntgenanordnung

Publications (1)

Publication Number Publication Date
EP1890604A1 true EP1890604A1 (de) 2008-02-27

Family

ID=36581952

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP06724603A Withdrawn EP1890604A1 (de) 2005-06-06 2006-04-20 Röntgenanordnung zur bilddarstellung eines untersuchungsobjektes und verwendung der röntgenanordnung

Country Status (12)

Country Link
EP (1) EP1890604A1 (de)
JP (1) JP2008541963A (de)
KR (1) KR20080020616A (de)
CN (2) CN101203179B (de)
AU (1) AU2006254747A1 (de)
BR (1) BRPI0611181A2 (de)
CA (1) CA2610964A1 (de)
DE (1) DE102005026940A1 (de)
IL (1) IL187846A0 (de)
MX (1) MX2007015406A (de)
RU (1) RU2449729C2 (de)
WO (1) WO2006131175A1 (de)

Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102007018102B4 (de) 2007-04-16 2009-09-03 Bayer Schering Pharma Aktiengesellschaft Einrichtung zur strahlentherapeutischen Behandlung von Gewebe mittels einer Röntgen-CT-Anlage oder einer diagnostischen oder Orthovolt-Röntgen-Anlage
DE102007024158B4 (de) * 2007-05-24 2017-09-14 Bayer Intellectual Property Gmbh Auswahlverfahren für zwei Kontrastmittel zur Verwendung in einer Dual-Energy-CT-Untersuchung, Kontrastmittelkombination und Erzeugung von CT-Aufnahmen mit einer Kontrastmittelkombination mit unterschiedlichen Energiespektren
DE102007027460B4 (de) * 2007-06-14 2017-03-23 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Durchführung einer bildgebenden Messung mit einem energieselektiven Röntgendetektor
US9724010B2 (en) 2010-07-08 2017-08-08 Emtensor Gmbh Systems and methods of 4D electromagnetic tomographic (EMT) differential (dynamic) fused imaging
KR101689867B1 (ko) 2010-09-15 2016-12-27 삼성전자주식회사 영상을 처리하는 방법, 이를 수행하는 영상처리장치 및 의료영상시스템
EP2670307A1 (de) * 2011-02-01 2013-12-11 Dexela Limited Mammografie mit hohem dynamikbereich mit digitalem vollfeldmammogramm mit begrenztem dynamikbereich
RU2465825C1 (ru) * 2011-06-17 2012-11-10 Федеральное государственное бюджетное учреждение "Ростовский научно-исследовательский онкологический институт" Министерства здравоохранения и социального развития Российской Федерации Способ диагностики опухолей мягких тканей
CN108321070A (zh) * 2011-10-28 2018-07-24 和鑫生技开发股份有限公司 穿透式x光管及反射式x光管
EP2922464B1 (de) 2012-11-21 2021-09-08 Emtensor GmbH Elektromagnetische tomografielösungen für abtastkopf
US9072449B2 (en) * 2013-03-15 2015-07-07 Emtensor Gmbh Wearable/man-portable electromagnetic tomographic imaging
US20140275944A1 (en) 2013-03-15 2014-09-18 Emtensor Gmbh Handheld electromagnetic field-based bio-sensing and bio-imaging system
US10959688B2 (en) 2014-11-20 2021-03-30 Koninklijke Philips N.V. X-ray flux reducer for a photon counting detector
RU2597026C1 (ru) * 2015-06-22 2016-09-10 Российская Федерация, от имени которой выступает Государственная корпорация по атомной энергии "Росатом" (Госкорпорация "Росатом") Способ регистрации радиографических изображений, сформированных с помощью ионизирующего излучения
DK3361955T3 (da) 2015-10-16 2020-10-26 Emtensor Gmbh Elektromagnetisk interferensmønstergenkendelsestomografi
EP3544513B1 (de) 2016-11-23 2023-06-28 Emtensor GmbH Verwendung eines elektromagnetischen feldes zur tomografischen bildgebung des kopfes
JP6803986B2 (ja) 2017-07-27 2020-12-23 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影システム、ファントム、及び評価方法
WO2020093233A1 (en) * 2018-11-06 2020-05-14 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Methods for imaging using x-ray fluorescence
DE102019213983A1 (de) * 2019-09-13 2021-03-18 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Vorrichtung und verfahren zum bestimmen eines aufnahmeparameters und/oder zum bereitstellen einer wartungsempfehlung für eine computertomographieanlage
CN113759412B (zh) * 2020-06-03 2023-08-22 上海联影医疗科技股份有限公司 获取束流形状和能量探测单元响应特征的方法、装置
CN111915538B (zh) * 2020-08-19 2024-03-19 南京普爱医疗设备股份有限公司 一种用于数字血管减影的图像增强方法及系统

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
NL8003354A (nl) * 1980-06-09 1982-01-04 Philips Nv Stralingsonderzoekapparaat met beeldsubtractie.
DE3608965A1 (de) * 1986-03-18 1987-10-01 Philips Patentverwaltung Verfahren zur bestimmung der raeumlichen struktur in einer schicht eines untersuchungsbereiches
US6399951B1 (en) * 2000-02-02 2002-06-04 Ut-Battelle, Llc Simultaneous CT and SPECT tomography using CZT detectors
RU2209644C2 (ru) * 2000-07-05 2003-08-10 Кумахов Мурадин Абубекирович Рентгеновские средства для определения местоположения и лучевой терапии злокачественных новообразований
WO2002083238A1 (fr) * 2001-04-16 2002-10-24 Muradin Abubekirovich Kumakhov Radioscopie utilisant le rayonnement k$g(a)- du gadolinium
EP1622649A2 (de) * 2003-05-06 2006-02-08 Philips Intellectual Property & Standards GmbH Gerät und verfahren zur untersuchung eines objekts durch elastisch gestreute röntgenstrahlung, und kontrastmittel
DE10347961A1 (de) * 2003-10-10 2005-06-09 Schering Ag Röntgenanordnung und Röntgenkontrastverfahren zur Bildgebung an einem mindestens ein röntgenkontrastgebendes Element enthaltenden Untersuchungsobjekt sowie Verwendung der Röntgenanordnung

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See references of WO2006131175A1 *

Also Published As

Publication number Publication date
IL187846A0 (en) 2008-03-20
DE102005026940A1 (de) 2006-12-14
WO2006131175A1 (de) 2006-12-14
AU2006254747A1 (en) 2006-12-14
MX2007015406A (es) 2008-02-19
RU2007148223A (ru) 2009-11-27
CA2610964A1 (en) 2006-12-14
CN102512188A (zh) 2012-06-27
CN101203179A (zh) 2008-06-18
CN101203179B (zh) 2011-12-28
BRPI0611181A2 (pt) 2010-08-24
KR20080020616A (ko) 2008-03-05
JP2008541963A (ja) 2008-11-27
RU2449729C2 (ru) 2012-05-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP1890604A1 (de) Röntgenanordnung zur bilddarstellung eines untersuchungsobjektes und verwendung der röntgenanordnung
US20070025514A1 (en) X-ray arrangement for graphic display of an object under examination and use of the x-ray arrangement
EP2150179B1 (de) Auswahlverfahren für zwei kontrastmittel zur verwendung in einer dual-energy-ct-untersuchung, kontrastmittelkombination und erzeugung von ct-aufnahmen mit einer kontrastmittelkombination mit unterschiedlichen energiespektren
DE10355383A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zum Erfassen von Perfusionsdaten
DE102011076781B4 (de) Verfahren zur Korrektur einer Zählratendrift bei einem quantenzählenden Detektor, Röntgen-System mit quantenzählendem Detektor und Schaltungsanordnung für einen quantenzählenden Detektor
US7672431B2 (en) X-ray arrangement and x-ray contrast process for imaging an object under examination that contains at least one radiopaque element as well as use of the x-ray arrangement
DE102011053762A1 (de) System und Verfahren zum Bandpassfiltern für Dualenergie-CT
DE102004004295A1 (de) Verfahren zur Bilddatenaufnahme und -auswertung mit einem Tomographiegerät
DE10350532A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Feststellung von Struktur-, Perfusions- und Funktionsabnormitäten
DE102012211146A1 (de) Verfahren und Röntgensystem zur Erzeugung einer Phasenkontrastdarstellung
DE102005053993A1 (de) Diagnosevorrichtung und Diagnoseverfahren für kombinierte und/oder kombinierbare radiographische und nuklearmedizinische Untersuchungen
DE102005021068A1 (de) Verfahren zur Voreinstellung der Aufnahmeparameter bei der Erstellung von zweidimensionalen Durchlicht-Röntgenaufnahmen
DE10132778A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Radiologieuntersuchung durch Injektion eines Kontrastmittels
CN113237903B (zh) 基于双层平板探测器锥束ct的散射校正方法及装置
DE10352013B4 (de) Verfahren und Vorrichtung zur ortsaufgelösten Bestimmung der Elementkonzentrationen in Untersuchungsobjekten
Pani et al. K-edge subtraction imaging using a pixellated energy-resolving detector
DE10347961A1 (de) Röntgenanordnung und Röntgenkontrastverfahren zur Bildgebung an einem mindestens ein röntgenkontrastgebendes Element enthaltenden Untersuchungsobjekt sowie Verwendung der Röntgenanordnung
JP2007508040A5 (de)
Martinez-Davalos et al. Evaluation of a new low-dose digital x-ray system
EP3400877A1 (de) Verfahren zur bildgebung eines untersuchungsbereichs mit erstem kontrastmittel und zweitem kontrastmittel
DE10118792B4 (de) Anordnung zur Aufnahme von Projektionsmammogrammen und Verwendung der Anordnung für die Projektionsmammographie
DE102012202608B4 (de) Verfahren zum Durchführen einer Röntgenuntersuchung auf einem Röntgengerät
Shuaib et al. Examination Two: Questions
Treb Development of a Photon Counting C-Arm Prototype System for Image-Guided Interventions
Walsh et al. 9 Spectral Molecular

Legal Events

Date Code Title Description
PUAI Public reference made under article 153(3) epc to a published international application that has entered the european phase

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009012

17P Request for examination filed

Effective date: 20071012

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HU IE IS IT LI LT LU LV MC NL PL PT RO SE SI SK TR

DAX Request for extension of the european patent (deleted)
17Q First examination report despatched

Effective date: 20100504

RAP1 Party data changed (applicant data changed or rights of an application transferred)

Owner name: BAYER PHARMA AKTIENGESELLSCHAFT

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: THE APPLICATION HAS BEEN WITHDRAWN

RAP1 Party data changed (applicant data changed or rights of an application transferred)

Owner name: BAYER INTELLECTUAL PROPERTY GMBH

18W Application withdrawn

Effective date: 20120830