JP2007203062A - Ｘ線装置の焦点‐検出器システム - Google Patents

Abstract

【課題】単純な構造を可能とする焦点‐検出器システムを提供する。
【解決手段】投影または断層撮影による位相コントラスト画像を作成するためのＸ線装置の焦点‐検出器システムにおいて、焦点とビーム路中に配置されかつビームごとにコヒーレントＸ線ビームの場を作成する焦点側線源格子とを備えたＸ線ビーム源と、線源格子に対して平行に配置され干渉パターンを作成する格子線を備えた位相格子と、位相格子の後方で位置に依存するＸ線強度を測定するために平面状に配置された多数の検出素子（Ｅ_i）を備えた検出器とを有する格子‐検出器装置とを少なくとも備え、検出素子（Ｅ_i）が、位相格子の格子線に対して平行に向いた多数の縦長のシンチレーション条帯（ＳＳ_i）から形成されかつ小周期を有し、この小周期の整数倍が、位相格子によって形成される干渉パターンの平均的大周期に一致する。
【選択図】図６

Description

本発明は、投影および断層撮影による位相コントラスト画像を作成するためのＸ線装置の焦点‐検出器システムにおいて、焦点を備えたＸ線ビーム源と、Ｘ線を検出するための検出器装置と、Ｘ線が検査対象内を通過する時の位相シフト（位相のずれ）を決定するためのＸ線光学格子セットとからなるＸ線装置の焦点‐検出器システムに関する。

コンピュータ断層撮影法において一般に、検査対象、特に患者の断層撮影は、検査対象を透過するＸ線ビームの吸収測定によって行われ、一般にＸ線源は検査対象の周りを円形または螺旋状に動かされ、Ｘ線源とは反対側で検出器、大抵は多数の検出素子を有する多列検出器が、検査対象を通過する時のＸ線吸収を測定する。断層撮影で画像を作成するために、測定された全空間ビームの測定された吸収データから断層撮影によるスライス画像またはボリュームデータが再構成される。これらのコンピュータ断層撮影画像で対象内のごく鮮明な吸収差を表示することができるが、しかし化学組成が類似し、当然に類似の吸収挙動も有する区域は細部を十分に表示できない。

さらに、ビームが検査対象内を通過するときの位相シフトの作用はＸ線を透過させる材料の吸収作用よりもはるかに強いことが知られている。このような位相シフトは周知の如くに２つの干渉格子を使用することによって測定される。この干渉測定法に関して例えば非特許文献１を参照するように指示する。この方法では、コヒーレントＸ線が検査対象に照射され、通過後、Ｘ線は格子対に通され、第２格子の直後でＸ線強度が測定される。第１格子が作成する干渉パターンは第２格子によって、その背後にある検出器上にモアレパターンを描出する。第２格子が僅かに移動されると、そこからやはりモアレパターンの移動、つまり背後にある検出器内で位置強度の変化が生じる。この強度は第２格子の移動に対して相対的に決定することができる。この格子の各検出素子について、すなわち各ビームについて、第２格子の移動路程に依存した強度変化をプロットすると、各ビームの位相シフトを決定することができる。干渉パターンを形成するのにコヒーレントＸ線が必要であるので、この方法がごく小さなＸ線源を必要とすることは、問題であり、それゆえに大きな対象のコンピュータ断層撮影法の実務に応用可能でない。

非特許文献１に示された方法は極端に小さな焦点を有するＸ線源を必要とし、使用された放射中に十分な程度に空間的コヒーレンスが存在する。しかしその場合、このように小さい焦点を使用すると、大きな対象を検査するのに十分な線量率はやはり与えられていない。しかし、単色コヒーレント放射、例えばシンクロトロン放射をＸ線ビーム源として使用することも可能であるが、しかしこれによりＣＴシステムは構造がきわめて高価となり、幅広いファン状応用が可能でない。

この問題は、焦点‐検出器組合せの内部のビーム路中に、焦点に直接接続して、第１吸収格子を配置することによって回避することができる。その場合、格子線の向きは検査対象後に続く干渉格子の格子線に対して平行である。

第１格子の条溝は特定エネルギーの個々のコヒーレントビームの場を作成し、この場はビーム方向において対象の背後に配置された位相格子によって公知の干渉パターンを作成するのに十分である。

こうして、ＣＴシステムもしくは透過光Ｘ線システム内の通常のＸ線管に一致した広がりを有するＸ線ビーム源を使用することが可能であり、例えば一般医療診断学の分野においてＸ線機器によっていまや十分に細分された軟質組織撮影を行うこともできる。

この種の焦点‐検出器組合せにおける問題として、一方で分析格子は敏感な付加的部材であり、組込みと調整とに費用を要する。本発明の他の観点によれば、１展開において、投与された線量の常に半分が失われる吸収スペクトルを使用して可能であるよりも向上された線量利用も達成されねばならない。さらに、検査対象内の各ビーム路上でＸ線の位相シフトを決定できるように、ビームごとに空間内で、分析格子をその都度僅かにずらして少なくとも３回の測定を実行しなければならない。そのことに起因して測定の時間および調整が高まるが、それを低減させねばならない。
"X-ray phase imaging with a grating interferometer, T. Weitkamp at all, 8. August 2005 / Vol.12, No. 16 / OPTICS EXPRESS"

そこで本発明の課題は、単純な構造を可能とする焦点‐検出器システムを提供することである。他の観点は、検査対象の投影または断層撮影による位相コントラスト画像を作成することができるようにするために、位相シフトを決定するのに必要な測定の回数が減らされ、もしくは各ビームについて単に１回の測定過程が実行されればよいようにすることにある。さらに、別の観点は向上した線量利用が達成されることにある。

焦点‐検出器システムに関する課題は、本発明によれば、投影または断層撮影による位相コントラスト画像を作成するためのＸ線装置の焦点‐検出器システムにおいて、
焦点とビーム路中に配置されかつビームごとにコヒーレントＸ線ビームの場を作成する焦点側線源とを備えたＸ線ビーム源と、
線源格子に対して平行に配置され干渉パターンを作成する格子線を備えた位相格子と、位相格子の後方で位置に依存するＸ線強度を測定するために平面状に配置された多数の検出素子を備えた検出器とを有する格子‐検出器装置と
を少なくとも備え、
検出素子が、位相格子の格子線に対して平行に向いた多数の縦長のシンチレーション条帯から形成されかつ小周期を有し、この小周期の整数倍が、位相格子によって形成される干渉パターンの平均的大周期に一致することによって解決される。
本発明の有利な実施態様は従属請求項に記載されている。

本発明者達は、従来使用された分析格子の代わりに、前置された位相格子の格子線方向において個々の検出素子を細分する多数のシンチレーション条帯を有する検出素子を使用することが可能であり、これにより従来必要であった分析格子を省くことができることを認識した。さらに個々のシンチレーション条帯は交互に異なる周波数の光を放射するように形成することができ、この光が選択的に測定される。これにより、検出素子の内部に、単純に形成してグループ化された異なるシンチレーション条帯が得られ、大きな回路技術的費用なしに個々のグループにわたって加算される。つまり、共通の空間内で全シンチレーション光を周波数選択的に測定しかつ放射することによって、条帯状に配置された異なるシンチレーション材料での全ての光事象の選択的加算が達成される。それゆえ、特定Ｘ線ビームを走査する測定の回数を著しく減らすことができるように、もしくはシンチレーション条帯の分割が相応に高い場合、グループごとに測定されるシンチレーション条帯の１回の測定により、その都度検討したＸ線ビームの平均位相を直接決定できるように、形成されるグループの数に応じて、またシンチレーション条帯が配置される周期に応じて、つまり個々のシンチレーション条帯の細かさに応じて、個々のＸ線ビームを分解することがいまや可能である。

測定の行われない「死領域」なしに検出素子をこのように条帯状に構成することによって、最適な線量利用も達成される。つまりいまや、検査対象、特に患者に照射される使用線量の全量が事実上測定に使用され、分析格子を使用する場合のように患者に照射された線量の一部が利用されることなく分析格子内で吸収されることはない。

本発明の基本的な考えに基づいて、本発明者達は、投影または断層撮影による位相コントラスト画像を作成するためのＸ線装置の焦点‐検出器システムにおいて、
焦点とビーム路中に配置されかつビームごとにコヒーレントＸ線ビームの場を作成する焦点側線源格子とを備えたＸ線ビーム源と、
線源格子に対して平行に配置され干渉パターンを作成する格子線を備えた位相格子と、位相格子の後方で位置に依存するＸ線強度を測定するために平面状に配置される多数の検出素子を備えた検出器とを有する格子‐検出器装置と
を少なくとも備え、
検出素子が、位相格子の格子線に対して平行に向いた多数の縦長のシンチレーション条帯から形成されかつ小周期を有し、この小周期の整数倍が、位相格子によって形成される干渉パターンの平均的大周期に一致する焦点‐検出器システムを提案する。

格子‐検出器装置に関して、格子‐検出器装置を次の幾何学的条件を満足するように構成しかつ配置することが提案される。
ｐ₂＝ｋ×ｐ_S
ｐ₀＝ｐ₂×（ｌ／ｄ）
ｐ₁＝２×｛（ｐ₀×ｐ₂）／（ｐ₀＋ｐ₂）｝
ｄ’＝（１／２）×｛ｐ₁ ²／（４λ）｝としてｄ＝（ｌ×ｄ’）／（ｌ−ｄ’）
ｈ₁＝λ／｛２（ｎ−１）｝
但し、
ｐ₀＝線源格子Ｇ₀の格子周期
ｐ₁＝位相格子Ｇ₁の格子周期
ｐ₂＝シンチレーション条帯ＳＳ_iの大周期、位相格子後の干渉線の平均距離
ｐ_S＝シンチレーション条帯ＳＳ_iの小周期、隣接シンチレーション条帯の中心線間の距離
ｄ＝ファンビームジオメトリにおける位相格子Ｇ₁と検出器との距離
ｄ’＝平行ジオメトリのもとでの位相格子Ｇ₁と検出器との距離
ｋ＝１、２、３、４、５、…
ｌ＝線源格子Ｇ₀と位相格子Ｇ₁との距離
λ＝選択されたＸ線波長
ｈ₁＝ビーム方向における位相格子Ｇ₁の突条部高さ
ｎ＝位相格子の格子材料の屈折率

単純な第１変形例において、本発明者達は、各大周期の内部に正確に１つのシンチレーション条帯が配置され、このシンチレーション条帯が非シンチレーション材料からなる検出器格子構造体と交互に配置されているように焦点‐検出器システムを構成することを提案する。これにより基本的に、存在する位相シフトを決定するために同じビームを数回測定することが必要な分析格子を使用する場合と同じ効果が、同時に単純な構造様式において、測定技術的に達成される。良好な安定性と、格子間隙（格子溝）と格子線との間に大きな吸収差とを達成するために、検出器格子構造体が金属製であると好ましい。

本発明に係る焦点‐検出器システムの他の変形例において、本発明者達は、各大周期の内部に、異なるシンチレーション材料からなる正確に２つのシンチレーション条帯が配置され、これらのシンチレーション条帯が、異なる周波数ｆもしくは異なる波長λ_iの光を、関係式λ_i＝ｃ／ｆ_iに従って作成し、それらの順序が検出素子全体にわたって同じであることを提案する。これにより、Ｘ線を遮断された領域がもはや存在しないので、検出器面を最適に利用することがいまや可能である。基本的にこの変形例は大周期の半分だけずらされた２つの検出素子を組合せた実施態様に一致し、その場合それぞれ格子の代わりに、別の光放射特性を有する検出器材料が使用される。光放出の異なる周波数によって光放出は簡単に互いに分離して測定することができる。

焦点‐検出器システムのこの変形例では、位相推移を決定するために２つの支点について２回の測定値が測定ごとに得られるので、必要な測定過程の回数は確かに少なくとも３回から少なくとも２回へと減少するが、しかしながらさらに測定の間にずれが必要である。このために本発明者達は例えば、シンチレーション条帯をシンチレーション条帯の長手方向に対して垂直にずらす手段が検出器内に設けられ、これらの手段が、シンチレーション条帯の小周期のオーダに定められたずれを作成できることを提案する。選択的に、検出素子または検出器全体をシンチレーション条帯の長手方向に対して垂直にずらす手段も検出器内に設けることができる。このずれおよびそのために選択された装置において、重要なことは、ずれが小周期のオーダに定められて行われることである。その装置としては例えば圧電素子が特に適している。

本発明の考えをさらに展開して、空間的ずれがもはや必ずしも必要ではない場合、各大周期の内部に、異なるシンチレーション材料からなる少なくとも３つのシンチレーション条帯が配置され、これらのシンチレーション条帯が、異なる周波数の光を発生し、それらの順序が検出素子にわたって同じにされる。この実施態様を使用する場合、Ｘ線強度の検出時に空間的ずれは少なくとも３つの周波数選択性測定によって置換することがいまや可能である。

シンチレーション条帯の空間的ずれは必ずしも必要ではないが、しかし、補間点の数を増やし、シンチレーション条帯をシンチレーション条帯の長手方向に対して垂直にずらす手段が検出器内に設けられ、これらの手段が、シンチレーション条帯の小周期のオーダに定められたずれを作成できるようにすると、誤差を減らすのに好ましい。代替的に、検出素子または検出器をずらすこともできる。既に上で述べたように、シンチレーション条帯の小周期のオーダに定められたずれを作成する手段は特に圧電素子が適している。

本発明者達はさらに、検出素子のシンチレーション条帯の、周波数の異なる光放出を、周波数別に分離して、全検出素子にわたって加算して検出する手段が検出素子内に設けられていることを提案する。このような構成は、検出素子のシンチレーション条帯を適切にグループごとにまとめるための高価な回路と置換することができる。補足的に、シンチレーション条帯が、周波数を異にするその光を少なくとも部分的に鏡面室内に放射し、この鏡面室が周波数選択性光シンクに隣接し、各光シンクは選択された光を検出する手段を有するように、検出素子を構成することができる。

第１変形例において光シンクはそれぞれフィルタとその後に接続されたフォトダイオードとで構成することができ、フィルタはシンチレーション条帯から送出された周波数の正確に１つに対してそれぞれ選択性である。

別の変形例によれば、光シンクがカスケード状に配置され、かつそれぞれシンチレータ側にフィルタとフォトダイオードとを有し、このフィルタが周波数を片側で限定し、後続の各フィルタ−フォトダイオードセット内では減少した数の周波数が測定される。つまりこの変形例ではフォトダイオードがカスケード状にフィルタの後方に配置され、フィルタは周波数スペクトルの一側から開始して周波数をますます遮断する。これにより、光の入力側において、フォトダイオードは全周波数スペクトルを検出することができ、そして、他の各フォトダイオードで、それぞれさらに狭められたスペクトルを測定することができ、そのことから個々のスペクトル範囲の強度を決定することができる。

本発明の基本的な考えに基づいて、本発明者達は、前記焦点‐検出器システムの少なくとも１つを備えた投影による位相コントラスト画像を作成するためのＸ線システムも提案する。このような焦点‐検出器システムは、投影および断層撮影による位相コントラスト画像を作成するためのＸ線Ｃアームシステムまたは断層撮影による位相コントラスト画像を作成するためのＸ線ＣＴシステムと合せて使用することもできる。

このようなＸ線システムはさらに、検出器を制御しかつ同じビームの複数回の強度測定から位相シフトを計算するための演算ユニットを備えていることができる。

さらに、作動時に以下に述べる方法を実行するプログラムコードを含む演算および制御ユニットが提案される。同様に、Ｘ線システムの作動時にこの方法を実行するプログラムコードを含むＸ線システムの記憶媒またはＸ線システム用の記憶媒体が提案される。

本発明の基本的な考えに基づいて、本発明者達は、さらに、検査対象、好ましくは患者の投影によるＸ線画像を作成する方法において、少なくとも次の方法ステップが実行されることを提案する。
検査対象がビーム束を照射され、各ビームが空間内に、方向および広がりに関して、焦点‐検出素子の接続線と検出素子の広がりとによって定められるステップ、
微細に構造化されたシンチレーション条帯によって、グループごとに互いにずらして配置されたまたは相互にずらして位置決めされたシンチレーション条帯でのＸ線強度をビームに対して測定することによって、各ビームの平均位相シフトが測定されるステップ、
ビームの測定された平均位相シフトから位相コントラスト画像が作成され、画像のピクセル値がビームごとの平均位相シフトを表すステップ。

本方法の好ましい変形例によれば、検出素子の異なるシンチレーション条帯が、照射時にグループごとに異なる光周波数を放出し、この光が、周波数に関して選択的に、全検出素子にわたって加算して測定されることが提案される。

補足的に、同じビームの２回の測定の間で、格子線方向に対して垂直にシンチレーション条帯の空間的ずれが引き起こされる。その際、シンチレーション条帯の空間的ずれはシンチレーション条帯の小周期よりも小さな値で引き起こすべきであろう。

別の変形例では、少なくとも３種類のシンチレーション条帯が検出素子内に設けられて均等に交互に配置され、検出素子および位置ごとに、放出された全光周波数について測定が実行され、その測定から直接に、測定されたＸ線ビームの平均位相シフトが算出される。

以下において本発明を図を参照しながら好ましい実施例に基づいて詳しく説明する。図面には本発明を理解するのに必要な特徴のみが示されている。
図においては次の符号が使用される。１：ＣＴシステム、２：第１Ｘ線管、３：第１検出器、４：第２Ｘ線管、５：第２検出器、６：ガントリハウジング、７：患者、８：患者寝台、９：システム軸線、１０：制御および演算ユニット、１１：記憶装置、１２，１２．ｘ：フォトダイオード、１３，１３．ｘ：圧電素子、１４：検出器ハウジング、１５：ばね要素、１６．ｘ：フィルタ、１７：鏡面室、Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄ：放射された光の異なる周波数のシンチレーション条帯用測定路、ｄ：ファンビームジオメトリにおける位相格子Ｇ₁と分析格子Ｇ₂もしくは検出条帯ＳＳ_iとの距離、ｄ’：平行ジオメトリのもとでの位相格子Ｇ₁と分析格子Ｇ₂もしくは検出条帯ＳＳ_iとの距離、Ｄ₁：検出器、Ｅ_i：ｉ番目の検出素子、Ｆ₁：焦点、Ｇ₀：線源格子、Ｇ₁：位相格子、Ｇ₂：分析格子、ＧＳ_X：格子条帯、ｈ₀，ｈ₁，ｈ₂：格子突条部の高さ、Ｉ（Ｅ_i（ｘ_G））：格子ずれｘ_Gにおいて検出素子Ｅ_iで測定された強度、Ｉ_ph：測定された光子流強度、；ｌ：線源格子と位相格子との距離、Ｐ：患者、ｐ₀，ｐ₁，ｐ₂：格子線の周期、ｐ_SS：シンチレーション条帯の周期、Ｐｒｇ_n：プログラム、Ｓ：システム軸線、Ｓ₁，Ｓ₂：Ｘ線ビーム、ＳＳ_X：シンチレーション条帯、ｗ：焦点の広がり、ｘ_G：分析格子のずれ、λ：検討したＸ線の波長、λ_i：検討した光の波長、φ：位相シフト、γ：Ｘ線、Φ_ph（ｘ）：検出素子のｘ個所における光子流、Φ_ph：光子流、ν：ボクセルの広がり。

位相コントラスト測定の理解を助けるために、格子セットＧ₀〜Ｇ₂を有する焦点‐検出器システムが図１に概略的に示されている。第１格子Ｇ₀の前にある焦点Ｆ₁はその最大広がりに符号ｗを付されている。第１格子Ｇ₀は格子線の周期ｐ₀と、格子の溝の間に形成された突条部の高さｈ₀とを備えている。同様に格子Ｇ₁，Ｇ₂も、格子の溝の間に形成された突条部の高さｈ₁もしくはｈ₂と周期ｐ₁もしくはｐ₂とを備えている。位相測定が機能するには、格子Ｇ₀，Ｇ₁間の距離ｌと格子Ｇ₁，Ｇ₂間の距離ｄが特定の関係にあることが必要である。その際次式が成り立つ。
ｐ₀＝ｐ₂×（ｌ／ｄ）

検出器Ｄ₁の検出素子Ｅ₁〜Ｅ_nと最後の格子Ｇ₂との距離は微小である。位相格子Ｇ₁の突条部高さｈ₁は、検討した波長つまり検討したＸ線エネルギーに相応して、そして各格子材料に関して次式が成り立つように選択すべきであろう。
ｈ₁＝λ／｛２（ｎ−１）｝
但し、ｎは格子材料の屈折率、λは位相シフト（位相のずれ）を測定されねばならないＸ線ビームの波長である。この格子は使用されたアノードのＸ線スペクトル内の特性線に一致したエネルギーに調整することができ、少なくともこのエネルギー範囲内に十分な光子数が提供されると有利である。現在一般的なタングステンアノードの場合、例えばＫα線を使用することができる。しかし、その横にあるＫβ線を使用することも可能である。別のアノード材料を選択する場合、相応の別のエネルギー、従って位相格子の別の寸法設定が必要である。

分析格子Ｇ₂の高さｈ₂は、Ｘ線が透過した突条部と格子の十分な欠落個所（溝）との間に有効吸収差を作成して裏側に相応のモアレパターンを提供するのに十分でなければならない。

格子Ｇ₀〜Ｇ₂の線の向きは、３つの全ての格子の格子線が互いに平行に延びるように規則的になされている。さらに、格子線がシステム軸線Ｓに対して平行またはそれに対して垂直に延びると有利であるが、しかし必要ではない。格子Ｇ₀〜Ｇ₂は大抵平らに構成され、焦点中心点と検出器中心点との間の中心線に対して垂直に向けられている。しかし基本的に、各位置で格子が焦点と各検出素子との間のビーム結合によって垂直に切断されるように、格子の表面をビームコーンのビーム経過に整合させることも可能であり、そのことから格子が相応に湾曲させられる。

格子Ｇ₀から到来して患者Ｐを透過する個々のコヒーレントＸ線が図２に再度示してあり、患者Ｐを透過後に位相シフト現象が現れる。これにより、格子Ｇ₁を通過する時に灰色ハッチングで示した干渉パターンが作成され、この干渉パターンは格子Ｇ₂によって、引き続く検出器Ｄ₁およびその検出素子に、検出素子ごとに異なるＸ線強度を生じ、そこにいわゆるモアレパターンが生じる。例えば、分析格子Ｇ₂のずれｘ_Gに依存した検出素子Ｅ_iを検討し、強度Ｉ（Ｅ_i（ｘ_G））を、強度Ｉにわたるずれｘ_Gの関数としてプロットすると、この検出素子Ｅ_iでの強度Ｉの正弦波状の上昇および下降が得られる。測定されたこのＸ線強度Ｉを各検出素子Ｅ_iもしくはＥ_jについてずれｘ_Gに依存してプロットすると、焦点と各検出素子との間に空間的Ｘ線ビームを最終的に形成するさまざまな検出素子について、関数Ｉ（Ｅ_i（ｘ_G））もしくはＩ（Ｅ_j（ｘ_G））は近似することができる。これらの関数から、各検出素子について相対的位相シフトφを決定することができる。次式が成り立つ。
φ＝２πｎ（ν／λ）
但し、νは検査対象内のボクセルもしくはピクセルの大きさに一致し、ｎはその屈折率、λはＸ線の波長である。

こうして各ビームについて空間内で分析格子をその都度ずらして少なくとも３回の測定によってビームごとに位相シフトを決定することができ、それから、投影によるＸ線撮影の場合には投影画像のピクセル値を直接計算することができるか、またはＣＴ検査の場合には位相シフトにそのピクセル値が一致した投影が作成され、それから、公知の再構成法によって、検査対象のどのボリューム要素に、測定された位相シフトのどの成分を属させるかを計算することができる。従って、それから、Ｘ線の位相シフトに関して検査対象の位置作用が反映したスライス画像またはボリュームデータが計算される。組成の僅かな差が既に位相シフトに対して強い作用を及ぼすので、これにより、比較的類似した材料、特に軟質組織の非常に詳細かつコントラストの強いボリュームデータを再生することができる。

多重にずらされた分析格子によって、検査対象を透過するＸ線ビームの位相シフトを検出し、かつ分析格子の後方にある検出素子でＸ線強度を測定する前記変形例は、各Ｘ線ビームについて分析格子をその都度ずらして少なくとも３回の測定を実施しなければならないという欠点を有する。これにより、検査対象の走査が比較的緩慢になり、同時に線量被爆が増加する。付加的に、検出用のＸ線の一部は使用された分析格子により格子内で吸収されるので失われるという問題が生じる。

そこで本発明によれば、このような分析格子を省き、それに代えて、位相格子に続いて配置される検出素子を、少なくとも測定時に線量損失が現れないように構造化し、検討したビーム中の位相シフトが１回の測定で決定できるように主に分割を選択することが提案される。

このような配置がコンピュータ断層撮影装置の焦点‐検出器システムの概略三次元図で図３に示されている。この図が焦点Ｆ₁を示し、焦点のビーム路中に線源格子Ｇ₀が配置され、検出器側には位相格子がある。この位相格子は後続の検出器によって測定される前記干渉現象を発生し、個々の検出素子はそれぞれＸ線の位相シフトを、より正確には平均位相シフトを測定することができる。この図において、検出器側には多列検出器として構成されている検出器Ｄ₁が示されているが、多列検出器の各列は多数の検出素子を含み、位相格子Ｇ₁の格子構造体が各検出素子に前置されている。

格子と検出素子とのこの組合せが図４に拡大して示されている。ここでは検出素子が構造化して示され、この検出素子は多数のシンチレーション条帯ＳＳ₁〜ＳＳ₁₈からなり、各条帯の向きは位相格子Ｇ₁の格子線に対して平行に配列されている。指摘しておくなら、ここに示す分割は分割の基本原理を示す概略図にすぎず、実際において寸法設定は根本的にそれとは異なる。

実際においてこのような検出素子の寸法は１００〜１０００μｍの範囲内である。シンチレーション条帯の広がりは周期ｐ₂のオーダ内になければならないが、この周期ｐ₂は一般に約２μｍであり、個々のシンチレーション条帯はそれが２分割されている場合約１μｍである。

図５は分析格子Ｇ₂による位相シフト測定の基本原理を再度明らかとする。この図は位相格子の後方でタルボ距離を置いてｘ軸にわたるＸ線光子Φ_phの流れを概略的に示し、光子流Φ_ph（ｘ）の推移がｘ軸にわたってプロットされている。この場合ｘ軸は格子線に対して垂直に延びている。引き続き示されている分析格子Ｇ₂は周期ｐ₂を有し、その突条部で光子が吸収され、各突条部の間に形成された空所（溝）でのみ光子は下方に透過でき、最終的に、その背後にある検出素子Ｅ_iに入射し、そこでその強度が測定される。格子Ｇ₂がｘ軸の方向に僅かに移動されると、その背後にある検出素子では、測定されるＸ線強度Ｉ_phの強い強度変動が生じ、Ｘ線強度は格子の移動路にわたってプロットすることができる。分析格子Ｇ₂のずれｘ_Gに依存したＸ線強度曲線から各検出素子の位相φを決定することができる。

ところで本発明によれば、分析格子は、検出素子に格子状構造を付与して、Ｘ線の検出時に周期的に配置された条帯状領域が存在し、これらの領域が入射するＸ線についてグループごとの情報を提供することによって置換することができる。最も単純な変形例においてこれは単一グループの条帯ＳＳ_iであり、これらの条帯ＳＳ_iは検出なしの格子条帯ＧＳ_iと交互に配置されている。補われ、格子配置の各エネルギーに調整された分析格子の周期が、これらの条帯が配置される周期ｐ₂として選択される。ここで有利には、相応の分析格子の半周期に等しいシンチレーション条帯の幅を選択することができる。

検出素子Ｅ_iのこのような状況が図６に示されている。ここでは再びまず上側に、位相格子によって引き起こされた干渉現象に基づく光子流Φ_ph（ｘ）がｘ軸にわたって示されている。符号γの矢印でも示され位置に依存するこの光子流Φ_ph（ｘ）はさまざまな強さで検出素子に入射し、周期的に多数のシンチレーション条帯ＳＳ₁〜ＳＳ₆によって、波長λ₁の光に変換される。この光は、できるだけ全面が鏡面化された鏡面室１７内に放射され、そこでフォトダイオード１２によってすべて測定される。

この実施例は検出領域と非検出領域との分割に関して前記分析格子との根本的な相違を構成していないので、ここではシンチレーション条帯の空間的ずれに対して相対的なＸ線強度の変化も測定されねばならない。これはこの例において、検出素子Ｅ_i全体が２つの圧電素子１３．１，１３．２によって検出器ハウジング１４に対して相対的にずらされ、各ずれのときシンチレーション条帯でＸ線強度が測定されることによってなされる。これらの強度測定Ｉ_ph（ｘ_G＝０），Ｉ_ph（ｘ_G＝（１／４）ｐ₂），Ｉ_ph（ｘ_G＝（２／４）ｐ₂），Ｉ_ph（ｘ_G＝（３／４）ｐ₂）が相対的ずれｘ_Gをｐ₂／４として図６の下にプロットされている。これから正弦曲線を近似することができ、また位相シフトを計算することができる。

なお付記しておくなら、基本的に３つの３つの補間点の測定で十分であるが、雑音を減らしかつその他の測定誤差を補償するために有利にはそれより多くの補間点を設けておくことができる。

さらに指摘しておくなら、図６に示す検出素子は例えば、エッチング技術で製造されて格子条帯ＧＳｉを作成する格子の空所（溝）に、シンチレーション材料からなるナノ粒子を含有するポリマーを充填することによって製造可能である。

図７には寸法設定に関して多少実際的な実施例のこのような検出素子Ｅ_iが示されている。付加的に、格子の空所にシンチレーション材料を充填した格子構造体が細部拡大図で示されている。

本発明に係る検出素子Ｅ_iの改良された実施例が図８に概略的に示されている。この実施例は、図６の実施例とは、シンチレーション条帯はＸ線に敏感でない格子構造体によって相互に支持されているのでなく、専ら積層して構成されたシンチレーション条帯からなる点で相違している。この場合、シンチレーション条帯の小周期ｐ_SSは相応の分析格子の半周期ｐ₂に一致し、この半周期ｐ₂は大周期とも呼ばれる。例示的にここで問題とするのは異なるナノ粒子と交互に充填されたポリマー材料であり、照射されるとこれらのナノ粒子は波長λ₁，λ₂の異なる光を鏡面室１７内に放射し、積層構造は例えばさまざまな液状ポリマー‐ナノ粒子混合物を逐次レーザ照射することによって（プロトタイプ構造に類似して）生じる。Ｘ線照射時に放出された光は鏡面室１７内に放射される。この鏡面室１７は、それぞれ測定路ＡもしくはＢを表す２つのフォトダイオード１２．１，１２．２の２つの周波数選択性フィルタ１６．１，１６．２によって形成される。こうして波長λ₁の光は測定路Ａを介してのみ、また波長λ₂の光は測定路Ｂを介してのみ受信される。同様に、偶数もしくは奇数のシンチレーション条帯でＸ線強度は１回の測定で同時に決定することができる。

こうして、それぞれ測定路Ａもしくは測定路Ｂを介して測定された線量を検討することによって強度変化を測定することができ、この強度変化は分析格子が（図５に相応して）半周期だけ移動されるときに生じる。ところで他の２回の測定Ａ'，Ｂ'がｐ₂／４のずれで実施されると、４つの補間点に４つの測定値Ａ，Ｂ，Ａ'，Ｂ'が得られる。これらの測定値からこの検出素子のＸ線ビームの平均位相φを直接計算することができる。そのことが図８の下に図示されている。この特殊な実施例においてシンチレーション条帯のずれは、積層されたシンチレーション条帯の片側での圧電素子１３の電気制御と、反対側でばね要素１５による補償とによって作成されている。

この変形例の主要な利点は、検出素子の全面が位相シフトの決定に利用されるので、患者を透過したＸ線線量が失われないことにある。

しかし図８の変形例ではシンチレーション条帯をそれぞれずらして少なくとも２回の測定を実施することがなお必要であるのに対して、このことは、図９の本発明に係る検出システムのさらに改良された実施例においては必要ない。ここでは、検出素子の検出されたＸ線の位相は１回の測定で決定することができる。図９は、図８と同様に、Ｘ線が検出素子Ｅ_iに上から到来する検出装置を示しており、前置された特定エネルギー用の格子配置のゆえにＸ線は小空間の干渉現象を生成し、この干渉現象は上側に示すように周期的に変化する光子流を生じる。この変動は、実際には厳密に周期的ではなく、位相シフトがさまざまな強さで現れるので空間的変動に基づいている。逆に、これらの空間的変動からビームの位相シフトを決定することができる。

本例においてシンチレーション条帯への検出素子の細分は、個々のシンチレーション条帯が相応の分析格子の周期ｐ₂の１／４の幅もしくは小周期ｐ_SSを有するだけであるようになされている。この場合、異なるようにドープされた４つのシンチレーション材料が使用され、これらの材料は異なるドーピングに基づいて異なる周波数および波長の光を作成する。異なる４つのシンチレーション条帯は同じ周期および順番で多重に並置されている。同じドーピングのシンチレーション条帯の各グループは同じ波長の光を放射し、４つのグループは異なる４つの波長λ₁，λ₂，λ₃，λ₄の光を放射する。この光はフィルタ１６．１〜１６．４によって波長別に選択して、異なる４つのフォトダイオード１２．１〜１２．４で測定路Ａ〜Ｄに相応して測定され、従って異なるシンチレーション条帯に入射する線量の尺度となる。

こうしてシンチレーション条帯は４つ目の条帯が同じ測定路を利用するように相互接続される。ところでこのような検出器装置を用いて特定場所で、つまり特定Ｘ線ビームについて１回の測定を実施する場合、測定路Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄを介して測定された強度から、位相に対応した強度をそれぞれ読取ることができ、これら４つの測定から、この検出素子に入射するＸ線の位相は直接決定することができる。これら４つの測定値Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄの評価がこの図の下に図示されている。ここで補足的に付記しておくなら、この測定は個々のシンチレーション条帯の領域におけるＸ線の例えば位相決定に相当するのでなく、検出素子の全面にわたる平均化である。この変形例においても、検査対象、特に患者に照射され使用された全線量が測定時に評価に利用され、線量損失が殆ど生じないことは特に有利である。

つまり最後に示した２つの変形例の核心として、検出素子が多数のシンチレーション条帯に分割され、測定されたＸ線強度に関して条帯がグループごとに読取られ、分割は一方で相応の分析格子の周期ｐ₂に整合し、しかし同時に周期ごとに少なくとも２つ、好ましくは少なくとも３つのシンチレーション条帯を有するようになされねばならず、こうして周期ごとに各グループのシンチレーション条帯が１回表されている。つまりこの種の分割によって、１周期の内部で２つ、３つ、４つ、５つまたはそれ以上のシンチレーション条帯を収容し、この分割をシンチレーション条帯の向きに対して垂直な方向に多重に並べることが可能であり、こうして測定グループの数は周期ｐ₂当りのシンチレーション条帯の数に一致する。

本発明に係る方法を実施するための完全コンピュータＣＴシステムが図１０に示されている。この図に示されたＣＴシステム１はＸ線管２と反対側の検出器３とを有する第１焦点‐検出器システムを備え、Ｘ線管２と検出器３とはガントリハウジング６内の詳しくは図示しないガントリ上に配置されている。第１焦点‐検出器システム２，３のビーム路中に本発明に係るＸ線光学格子システムが配置されている。患者７はシステム軸線９に沿って移動可能な患者寝台８上に横たわり、第１焦点‐検出器システムのビーム路内に動かすことができ、そこで走査される。ＣＴシステムの制御は演算および制御ユニット１０によって実行され、演算および制御ユニットの記憶装置１１に記憶されているプログラムＰｒｇ₁〜Ｐｒｇ_nは本発明に係る前記方法を実行し、測定されたビームに依存する位相シフトから相応の断層撮影画像を再構成する。

選択的に、単一の焦点‐検出器システムの代わりに、第１焦点‐検出器システムに追加して第２焦点‐検出器システムをガントリハウジング内に配置することができる。そのことが図１０に破線で示すＸ線管４と点線で示す検出器５とによって示唆されている。

補足的になお指摘するなら、図示した焦点‐検出器システムによってＸ線の位相シフトを測定できるだけでなく、これらのシステムはさらに、Ｘ線吸収を従来どおり測定しかつ相応の吸収画像を再構成するのにも適している。場合によっては、吸収画像と位相コントラスト画像との複合画像も作成することができる。

さらに指摘しておくなら、実際の実施において線源格子を使用してコントラスト向上のために格子線間の間隙（溝）に高吸収性材料を充填しておくことができる。例えばこのため金を使用することができる。基本的に線源格子は、少なくともｅ^-1のコントラスト係数を達成するように構成されるべきであろう。

自明のことであるが、本発明の前記特徴はその都度記載した組合せにおいてだけでなく、別の組合せや単独でも、本発明の範囲から逸脱することなく応用可能である。

線源格子と位相格子と分析格子とそれらの格子構造体が図示されている焦点‐検出器システムの縦断面図 干渉現象を表示するための位相格子と分析格子と検出器とを有するＣＴの焦点‐検出器システムの縦断面図 分析格子なしの本発明に係る焦点‐検出器システムの概略三次元図 位相格子を前置した単一の検出素子の三次元面を示す図 分析格子で位相シフトを検出する概略図 分析格子なしに、格子構造体と交互に配置されているシンチレーション条帯を有する構造化された検出素子を用いて、放射された光の周波数を選択することなく、位相シフトを検出する概略図 図６の検出素子の断面図と細部拡大図 分析格子なしに、２グループのシンチレーション条帯を有する構造化された検出素子を用いて、放射された光の周波数を２つの波長別に選択し、圧電素子とばね要素とを有する選択条帯をずらして、位相シフトを検出する概略図 ４グループに分割されたシンチレーション条帯を有する検出素子を用いて、放射された光の周波数を４つの波長別に選択し、選択条帯のずらしを必要とすることなく、位相シフトを検出する概略図 本発明に係る焦点‐検出器システムを有するＸ線ＣＴシステムの三次元図

符号の説明

１ ＣＴシステム
２ 第１Ｘ線管
３ 第１検出器
４ 第２Ｘ線管
５ 第２検出器
６ ガントリハウジング
７ 患者
８ 患者寝台
９ システム軸線
１０ 制御および演算ユニット
１１ 記憶装置
１２、１２．ｘ フォトダイオード
１３、１３．ｘ 圧電素子
１４ 検出器ハウジング
１５ ばね要素
１６．ｘ フィルタ
１７ 鏡面室
Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ 放射された光の異なる周波数のシンチレーション条帯用測定路
ｄ ファンビームジオメトリにおける位相格子Ｇ₁と分析格子Ｇ₂もしくは検出条帯ＳＳ_iとの距離
ｄ’ 平行ジオメトリのもとでの位相格子Ｇ₁と分析格子Ｇ₂もしくは検出条帯ＳＳ_iとの距離
Ｄ₁ 検出器
Ｅ_i ｉ番目の検出素子
Ｆ₁ 焦点
Ｇ₀ 線源格子
Ｇ₁ 位相格子
Ｇ₂ 分析格子
ＧＳ_X 格子条帯
ｈ₀、ｈ₁、ｈ₂ 格子突条部の高さ
Ｉ（Ｅ_i（ｘ_G）） 格子ずれｘ_Gにおいて検出素子Ｅ_iで測定された強度
Ｉ_ph 測定された光子流強度
ｌ 線源格子と位相格子との距離
Ｐ 患者
ｐ₀、ｐ₁、ｐ₂ 格子線の周期
ｐ_SS シンチレーション条帯の周期
Ｐｒｇ_n プログラム
Ｓ システム軸線
Ｓ₁、Ｓ₂ Ｘ線ビーム
ＳＳ_X シンチレーション条帯
ｗ 焦点の広がり
ｘ_G 分析格子のずれ
λ 検討したＸ線の波長
λ_i 検討した光の波長
φ 位相シフト
γ Ｘ線
Φ_ph（ｘ） 検出素子のｘ個所における光子流
Φ_ph 光子流
ν ボクセルの広がり

Claims (29)

1. 投影または断層撮影による位相コントラスト画像を作成するためのＸ線装置の焦点‐検出器システムにおいて、
   焦点（Ｆ₁）とビーム路中に配置されかつビームごとにコヒーレントＸ線ビーム（Ｓ_i）の場を作成する焦点側線源格子（Ｇ₀）とを備えたＸ線ビーム源（２）と、
   線源格子（Ｇ₀）に対して平行に配置され干渉パターンを作成する格子線を備えた位相格子（Ｇ₁）と、位相格子（Ｇ₁）の後方で位置に依存するＸ線強度を測定するために平面状に配置された多数の検出素子（Ｅ_i）を備えた検出器（Ｄ₁）とを有する格子‐検出器装置と
   を少なくとも備え、
   検出素子（Ｅ_i）が、位相格子（Ｇ₁）の格子線に対して平行に向いた多数の縦長のシンチレーション条帯（ＳＳ_i）から形成されかつ小周期（ｐ_S）を有し、この小周期（ｐ_S）の整数倍が、位相格子（Ｇ₁）によって形成される干渉パターンの平均的大周期（ｐ₂）に一致することを特徴とするＸ線装置の焦点‐検出器システム。
2. 格子‐検出器装置が、次の幾何学的条件
   ｐ₂＝ｋ×ｐ_S
   ｐ₀＝ｐ₂×（ｌ／ｄ）
   ｐ₁＝２×｛（ｐ₀×ｐ₂）／（ｐ₀＋ｐ₂）｝
   ｄ’＝（１／２）×｛ｐ₁ ²／（４λ）｝としてｄ＝（ｌ×ｄ’）／（ｌ−ｄ’）
   ｈ₁＝λ／｛２（ｎ−１）｝
   （但し、
   ｐ₀＝線源格子Ｇ₀の格子周期
   ｐ₁＝位相格子Ｇ₁の格子周期
   ｐ₂＝シンチレーション条帯ＳＳ_iの大周期、位相格子後の干渉線の平均距離
   ｐ_S＝シンチレーション条帯ＳＳ_iの小周期、隣接シンチレーション条帯の中心線間の距離
   ｄ＝ファンビームジオメトリにおける位相格子Ｇ₁と検出器との距離
   ｄ’＝平行ジオメトリのもとでの位相格子Ｇ₁と検出器との距離
   ｋ＝１、２、３、４、５、…
   ｌ＝線源格子Ｇ₀と位相格子Ｇ₁との距離
   λ＝選択されたＸ線波長
   ｈ₁＝ビーム方向における位相格子Ｇ₁の突条部高さ
   ｎ＝位相格子の格子材料の屈折率）
   を満足するように構成されかつ配置されていることを特徴とする請求項１記載の焦点‐検出器システム。
3. 各大周期（ｐ₂）の内部に正確に１つのシンチレーション条帯（ＳＳ_i）が配置され、このシンチレーション条帯（ＳＳ_i）が非シンチレーション材料からなる検出器格子構造体（ＧＳ_i）と交互に配置されていることを特徴とする請求項１または２記載の焦点‐検出器システム。
4. 検出器格子構造体（ＧＳ_i）が金属であることを特徴とする請求項３記載の焦点‐検出器システム。
5. 各大周期（ｐ₂）の内部に、異なるシンチレーション材料からなる正確に２つのシンチレーション条帯（ＳＳ_i，ＳＳ_i+1）が配置され、これらのシンチレーション条帯（ＳＳ_i，ＳＳ_i+1）が、異なる周波数（λ₁，λ₂）の光を発生し、かつそれらの順序が検出素子（Ｅ_i）にわたって同じであることを特徴とする請求項１または２記載の焦点‐検出器システム。
6. シンチレーション条帯をシンチレーション条帯（ＳＳ_i）の長手方向に対して垂直にずらす手段（１３，１５）が検出器（Ｄ₁）内に設けられ、これらの手段（１３，１５）が、シンチレーション条帯（ＳＳ_i）の小周期（ｐ_S）のオーダに定められたずれ（ｘ_G）を作成することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１つに記載の焦点‐検出器システム。
7. 検出素子（Ｅ_i）をシンチレーション条帯（ＳＳ_i）の長手方向に対して垂直にずらす手段（１３，１５）が検出器（Ｄ₁）内に設けられ、これらの手段（１３，１５）が、シンチレーション条帯（ＳＳ_i）の小周期（ｐ_S）のオーダに定められたずれ（ｘ_G）を作成することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１つに記載の焦点‐検出器システム。
8. 検出器（Ｄ₁）をシンチレーション条帯（ＳＳ_i）の長手方向に対して垂直にずらす手段（１３，１５）が検出器（Ｄ₁）内に設けられ、これらの手段が、シンチレーション条帯（ＳＳ_i）の小周期（ｐ_S）のオーダに定められたずれ（ｘ_G）を作成することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１つに記載の焦点‐検出器システム。
9. シンチレーション条帯の小周期のオーダに定められたずれを作成する手段が圧電素子（１３）であることを特徴とする請求項６乃至８のいずれか１つに記載の焦点‐検出器システム。
10. 各大周期の内部に、異なるシンチレーション材料からなる少なくとも３つのシンチレーション条帯（ＳＳ_i，ＳＳ_i+1，ＳＳ_i+2）が配置され、これらのシンチレーション条帯（ＳＳ_i，ＳＳ_i+1，ＳＳ_i+2）が、異なる周波数（λ₁，λ₂，λ₃）の光を発生し、かつそれらの順序が検出素子（Ｅ_i）にわたって同じであることを特徴とする請求項１または２記載の焦点‐検出器システム。
11. シンチレーション条帯（ＳＳ_i）をシンチレーション条帯の長手方向に対して垂直にずらす手段（１３，１５）が検出器（Ｄ₁）内に設けられ、これらの手段（１３，１５）が、シンチレーション条帯（ＳＳ_i）の小周期（ｐ_S）のオーダに定められたずれ（ｘ_G）を作成することを特徴とする請求項１０記載の焦点‐検出器システム。
12. 検出素子（Ｅ_i）をシンチレーション条帯（ＳＳ_i）の長手方向に対して垂直にずらす手段（１３，１５）が検出器（Ｄ₁）内に設けられ、これらの手段（１３，１５）が、シンチレーション条帯（ＳＳ_i）の小周期（ｐ_S）のオーダに定められたずれ（ｘ_G）を作成することを特徴とする請求項１０記載の焦点‐検出器システム。
13. 検出器（Ｄ₁）をシンチレーション条帯（ＳＳ_i）の長手方向に対して垂直にずらす手段（１３，１５）が検出器（Ｄ₁）内に設けられ、これらの手段（１３，１５）が、シンチレーション条帯（ＳＳ_i）の小周期（ｐ_S）のオーダに定められたずれ（ｘ_G）を作成することを特徴とする請求項１０記載の焦点‐検出器システム。
14. シンチレーション条帯の小周期のオーダに定められたずれを作成する手段が圧電素子（１３）であることを特徴とする請求項１０乃至１２のいずれか１つに記載の焦点‐検出器システム。
15. 検出素子のシンチレーション条帯の、周波数（λ_i）の異なる光放出を、周波数別に分離して、全検出素子（Ｅ_i）にわたって加算して検出する手段（１６．Ｘ）が検出素子（Ｅ_i）内に設けられていることを特徴とする請求項５乃至１４のいずれか１つに記載の焦点‐検出器システム。
16. シンチレーション条帯（ＳＳ_i）が、周波数（λ_i）の異なる光を少なくとも部分的に鏡面室内に放射し、この鏡面室が周波数選択性光シンクに隣接し、各光シンクは選択された光を検出する手段（１２．ｘ）を有することを特徴とする請求項１５記載の焦点‐検出器システム。
17. 光シンクがそれぞれフィルタ（１６．ｘ）とその後に接続されたフォトダイオード（１２．ｘ）とからなり、フィルタ（１６．ｘ）がシンチレーション条帯（ＳＳ_i）から送出された周波数（λ_i）の正確に１つに対してそれぞれ選択性であることを特徴とする請求項１６記載の焦点‐検出器システム。
18. 光シンクがカスケード状に配置され、かつそれぞれシンチレータ側にフィルタ（１６．ｘ）とフォトダイオード（１２．ｘ）とを有し、このフィルタが周波数を片側で限定し、後続の各フィルタ−フォトダイオードセット内では減少した数の周波数が測定されることを特徴とする請求項１６記載の焦点‐検出器システム。
19. 投影による位相コントラスト画像を作成するためのＸ線システムにおいて、このＸ線システムが請求項１乃至１８のいずれか１つに記載の少なくとも１つの焦点‐検出器システムを有することを特徴とするＸ線システム。
20. 投影および断層撮影による位相コントラスト画像を作成するために検査対象の周りを回転可能なＣアーム上に配置されるＸ線Ｃアームシステムにおいて、このＸ線Ｃアームシステムが請求項１乃至１８のいずれか１つに記載の焦点‐検出器システムを有することを特徴とするＸ線Ｃアームシステム。
21. 断層撮影による位相コントラスト画像を作成するために検査対象（７）の周りを回転可能なガントリ上に配置されるＸ線ＣＴシステム（１）において、このＸ線ＣＴシステムが請求項１乃至１８のいずれか１つに記載の少なくとも１つの焦点‐検出器システム（２，３）を有することを特徴とするＸ線ＣＴシステム。
22. 検出器（３）を制御しかつ同じビームの複数回の強度測定から位相シフト（φ）を計算するための演算ユニット（１０）が設けられていることを特徴とする請求項１９乃至２１のいずれか１つに記載のＸ線システム。
23. 請求項１乃至１８のいずれか１つに記載の焦点‐検出器システム（２，３）を用いて検査対象（７）の投影によるＸ線画像を作成する方法において、
    検査対象（７）がビーム束を照射され、各ビームが空間内に、方向および広がりに関して、焦点‐検出素子の接続線（Ｆ₁−Ｅ_i）と検出素子の広がりとによって定められ、
    微細に構造化されたシンチレーション条帯（ＳＳ_i）によって、グループごとに互いにずらして配置されたまたは相互にずらして位置決めされたシンチレーション条帯（ＳＳ_i）でのＸ線強度をビームに対して測定することによって、各ビームの平均位相シフト（φ）が測定され、
    ビームの測定された平均位相シフト（φ）から位相コントラスト画像が作成され、画像のピクセル値がビームごとの平均位相シフト（φ）を表す
    ことを特徴とする検査対象の投影によるＸ線画像の作成方法。
24. 検出素子（Ｅ_i）の異なるシンチレーション条帯（ＳＳ_i）が、照射時にグループごとに異なる光周波数（λ_i）を放出し、この光が、周波数（λ_i）に関して選択的に、全検出素子（Ｅ_i）にわたって加算して測定されることを特徴とする請求項２３記載の方法。
25. 同じビームの２回の測定の間で、格子線方向に対して垂直にシンチレーション条帯（ＳＳ_i）の空間的ずれ（ｘ_G）が引き起こされることを特徴とする請求項２４記載の方法。
26. シンチレーション条帯（ＳＳ_i）の空間的ずれ（ｘ_G）がシンチレーション条帯の周期（ｐ_SS）よりも小さな値で引き起こされることを特徴とする請求項２５記載の方法。
27. 少なくとも３種類のシンチレーション条帯（ＳＳ_i）が検出素子（Ｅ_i）内に設けられて均等に交互に配置され、検出素子（Ｅ_i）および位置ごとに、放出された全光周波数（λ_i）について測定が実行され、その測定から直接に、測定されたＸ線ビームの平均位相シフト（φ）が求められることを特徴とする請求項２４記載の方法。
28. Ｘ線システムが演算および制御ユニット（１０）を有し、このユニットに含まれたプログラムコード（Ｐｒｇ_X）が作動時に請求項２４乃至２７のいずれか１つに記載の方法を実行することを特徴とする請求項１９乃至２２のいずれか１つに記載のＸ線システム。
29. Ｘ線システムの記憶媒体またはＸ線システム用の記憶媒体において、記憶媒体（１１）がプログラムコード（Ｐｒｇ_X）を含み、このプログラムコード（Ｐｒｇ_X）がＸ線システムの作動時に請求項２４乃至２７のいずれか１つに記載の方法を実行することを特徴とする記憶媒体。

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