JP5188721B2 - 投影または断層撮影による画像の作成方法、ｘ線コンピュータ断層撮影システム、ｘ線装置の焦点−検出器システムおよびｘ線システム - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線システムによる検査対象、とりわけ患者の投影および断層撮影による位相コントラスト画像の作成方法に関し、更にこの方法を実施するための相応のＸ線システムにも関する。

一般的なコンピュータ断層撮影（ＣＴ）法では検査対象、特に患者の断層撮影が検査対象を透過するＸ線により行なわれ、一般にＸ線源は検査対象の周りを円状またはスパイラル状に移動され、Ｘ線源に対向する側で検出器、たいていは多数の検出素子を有する少なくとも１つの多列検出器が、検査対象を通過する際のＸ線吸収を測定する。断層撮影画像を作成するために、測定された全ての空間ビームにおける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により、対象内の吸収差が非常にきれいに表示される。もちろん、当然のことながら類似の吸収特性を有する類似の化学的組成の領域の詳細は不十分にしか表示されない。

更に、検査対象を通過する際のビームの位相シフト作用がＸ線によって透過される物質の吸収作用よりも著しく強いことは知られている。この種の位相シフトは公知のように２つの干渉分光格子の使用によって測定される（例えば、非特許文献１参照）。この方法では、検査対象がコヒーレントＸ線を照射され、これに続いて格子対によって案内され、第２格子の直後でＸ線強度が測定される。第１格子が干渉パターンを生成し、この干渉パターンが第２格子によりその背後にある検出器上にモアレパターンを形成する。第２格子が僅かに移動されると、これから同様にモアレパターンの移動が生じる。すなわち、第２格子の背後にある検出器には、第２格子の移動に対して相対的に決定可能である位置に関係した強度の変化が生じる。第２格子の各検出素子について、すなわち各ビームについて強度変化を第２格子の移動行程に依存して描くと、それぞれのビームの位相シフトが決定される。この方法は、干渉パターンを形成するためにコヒーレントＸ線が必要であるので、非常に小さいＸ線源を必要とし、したがって大きな対象のコンピュータ断層撮影の実践には使用できないことに問題がある。

上述の公知の方法は、使用されたＸ線に十分な空間的コヒーレンスが存在するように、極めて小さい焦点を有するＸ線源を必要とする。しかしながら、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ために十分な線量率が生じない。しかし、単色コヒーレントＸ線、例えばシンクロトロン放射をＸ線源として使用することも可能である。これによって、しかしながらＣＴシステムが構造的に非常に高価となり、多彩な応用は不可能である。

この問題は、焦点−検出器セット内においてビーム通路中に焦点に続いて直ぐに第１の吸収格子が配置されることによって回避される。格子線の向きは検査対象の後に続く干渉格子の格子線に対して平行である。

第１格子のスリットは、ビーム方向において検査対象の背後に配置された位相格子により既知の干渉パターンを生成するために十分である個々のコヒーレントビームの場を作成する。

このようにして、ＣＴシステムもしくは透過光−Ｘ線システムにおける標準的なＸ線管に対応する広がりを有するＸ線源を使用することができるので、例えば、一般的な医療診断学の分野において今やＸ線装置により良好に細分化された軟部撮影を行うことができる。

しかし、この上述の改善にもかかわらず、検査対象の構造、特に患者の軟部構造の更に改善された細分化が有利であることが明らかになった。
"Ｘ−ｒａｙ ｐｈａｓｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｗｉｔｈ ａ ｇｒａｔｉｎｇ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ"，Ｔ．Ｗｅｉｔｋａｍｐ ａｔ ａｌｌ，８．Ａｕｇｕｓｔ ２００５／Ｖｏｌ．１２，Ｎｏ．１６／ＯＰＴＣＳ ＥＸＰＲＥＳＳ

本発明の課題は、化学的に類似した組成の構造がより強力に細分化されている撮影結果を可能にするように、位相コントラスト撮影法を方法技術的にも装置的にも改善することにある。

この課題は独立の請求項の特徴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。

本発明者は、対象を透過する際のＸ線の位相シフトが異なるＸ線エネルギーに依存して測定され、引続いて、走査された組織の細分化のために、測定された位相シフトから差関数が作成されることによって、化学的組成が類似の構造の細分化を改善することが可能であることを認識した。最も簡単には、異なるエネルギーにより測定された位相シフトの差が形成されるか、エネルギーに依存する測定された両位相シフトから商が形成されるか、もしくは投影画像または断層撮影画像の測定されたピクセルまたはボクセごとにこれらの値から後述するように一種の正規化されたコントラスト指数が決定されるとよい。位相シフト自体の代わりに、位相シフトと線形関係にある屈折率指数ｎが使用されてもよく、相応の典型的な差値が形成されるとよい。この基本的な方法が、例えばコンピュータ断層撮影に適用される場合には、この差値を本来の再構成の前に既に形成することが可能であるので、後で再構成された投影は既に差値から構成されている。しかしながら、位相シフトもしくは屈折率をエネルギーに依存する断層撮影画像の再構成に使用し、再構成を行った後に引続いて、その都度同じ位置のスライス画像の個々のボクセルもしくはピクセルを取り出し、それからやっと差値を形成することも可能である。

本発明のこの基本思想にしたがって、本発明者は、一方では位相コントラスト測定に基づく投影画像、すなわち透過光−Ｘ線画像を作成する方法を提案し、他方では異なるエネルギー範囲を使用して少なくとも２回の位相コントラスト測定により断層撮影画像を作成する方法も提案する。同様に、本発明者は上記の投影画像を作成するための相応のＸ線システムならびに断層撮影の再構成に基づいてこの種の断層撮影画像を作成するためのＸ線コンピュータ断層撮影システムも提案する。

本発明によれば、Ｘ線システムまたはＸ線ＣＴシステムにより、検査対象、とりわけ患者を透過するＸ線の位相シフトの測定による位置に関係した画像値（撮影値とも呼ばれている）を用いて、検査対象の投影および断層撮影による画像を作成する本発明の方法において、位相シフトが少なくとも２つの異なるエネルギー範囲に関してエネルギー固有に測定され、画像値がエネルギー固有の位相シフトの関数として形成される。

これによって、高感度の「プローブ」により、検査された対象の化学的構造における小さな差異を検出することができる。この方法の選択性は、Ｘ線の使用されたエネルギー範囲が被検査物質または被検査組織に関して既知の吸収エッジに広がる場合、つまりＸ線の少なくとも２つの使用されたエネルギー範囲が被検査物質のエネルギー固有の屈折率に関して１つのエッジの両側にある場合に特に大きい。

したがって、この方法は基本的には多数の異なるエネルギー範囲の測定に適しているにもかかわらず、主として、厳密に２つのエネルギー範囲に対して厳密に２つのエネルギー固有の位相シフトを決定することが提案される。

エネルギー固有の位相シフトの関数として、
｛φ（Ｅ１）−φ（Ｅ２）｝／｛φ（Ｅ１）＋φ（Ｅ２）｝
なる値が使用される。但し、φ（Ｅｘ）はエネルギー範囲Ｅｘにおいて測定された位相シフトに関する変数である。

代替として、例えばφ（Ｅ１）／φ（Ｅ２）なる商、またはφ（Ｅ１）−φ（Ｅ２）なる差値も使用することができる。

既に述べたように、測定されたエネルギー固有の位相シフトからそれぞれエネルギー固有の屈折率を算出し、この算出した値を画像値として使用することもできる。エネルギー固有の屈折率の換算は、φ＝２πｎｖ／λなる関係にしたがって決定される。但し、λは観察されたエネルギー範囲のＸ線の波長であり、ｖはボクセルの広がりである。

この関連で指摘しておくに、本発明の範囲内においては、たいてい固有のエネルギーではなく、固有のエネルギー範囲という表現が使用されている。というのは、もちろん与えられた測定方法によって、点として与えられるような厳密に正確なエネルギーに関する位相シフトが求められるのではなく、実用的な範囲内において、実際にエネルギー範囲すなわちエネルギー区間に関する位相シフトが求められるからである。

エネルギー固有の位相シフトについての前記関数にしたがって、エネルギー固有の屈折率についての対応する関数は同様に、
｛ｎ（Ｅ１）−ｎ（Ｅ２）｝／｛ｎ（Ｅ１）＋ｎ（Ｅ２）｝
なる関数、またはｎ（Ｅ１）／ｎ（Ｅ２）なる商、またはｎ（Ｅ１）−ｎ（Ｅ２）なる簡単なΔ値（差値）を介して有利に使用することができる。

断層撮影によるＸ線位相コントラスト画像を作成するこの方法の使用に関して、更に少なくとも次の方法ステップを実行することが提案される。
検出器システムが少なくとも１つの検出器列、とりわけ複数の検出器列を形成する多数の隣接配置された検出素子を有し、検査対象が少なくとも１つの焦点−検出器システムにより円状またはスパイラル状に走査されるステップ、
測定のために少なくとも１つの焦点と少なくとも1つの検出器との間に、Ｘ線を照射されるＸ線光学格子セットが配置されるステップ、
焦点と検査対象との間の少なくとも１つの線源格子により、個別のコヒーレントＸ線を有するＸ線源の場が作成されるステップ、
検査対象がＸ線によって透過され、Ｘ線が透過物質に応じて異なる位相シフトを受けるステップ、
第１のエネルギー範囲（Ｅ１）に同調した第１の位相格子により、このエネルギー範囲のＸ線の干渉パターンが発生されるステップ、
他のエネルギー範囲（Ｅ２）に同調した少なくとも１つの第２の位相格子により、このエネルギー範囲のＸ線の少なくとも１つの他の干渉パターンが発生されるステップ、
Ｘ線が分析格子を通して検出器に案内され、分析格子をそれぞれ異なってずらして同じ空間ビームの少なくとも３回の強度測定によって、検査対象の透過時における各ビームの位相シフトが求められるステップ、
ビームの測定された位相シフトまたはそれから求められた屈折率から、検査対象の断層撮影による位相コントラストデータが再構成されるステップ。

エネルギー範囲ごとの位相シフトの測定は、それぞれエネルギー固有に合わせられた格子セットを有する専用の焦点−検出器システによって行なわれ、とりわけ焦点−検出器システムは角度をずらされてガントリ上に配置されているとよい。

しかしながら、エネルギー範囲ごとに位相シフトを測定するために、同じ焦点−検出器システムにおいて異なった位相格子だけを使用することも可能である。このために、異なる位相格子が焦点に対して異なる距離に手動に挿入されるとよく、あるいは位相格子を横からシステム軸線方向または周方向に移動させる装置が設けられてもよい。

更に、少なくとも１つの分析格子が同調している少なくとも１つのエネルギー範囲のために、使用された陽極材料の特性Ｘ線のピークのエネルギーが使用される。例えば、これは陽極材料、とりわけ陽極材料としてのタングステンのＫα線およびＫβ線である。

もちろん、少なくとも２つの異なるエネルギー範囲のＸ線を異なる陽極材料により発生させることも可能である。

投影による位相コントラスト画像、すなわち再構成法を使用しないで検査対象の照射時に測定された位相シフトだけを投影画像の形成に使用する位相コントラスト画像を作成する方法に関して、本発明者は、特に次の特徴の適用を提案する。
検査対象がＸ線管の焦点から出射するＸ線ビームを照射され、
検出器により受信したＸ線強度が測定され、少なくとも１つのＸ線管と検出器との間に、少なくとも１つの線源格子と、交互にビーム通路に挿入される少なくとも２つの異なる位相格子と、分析格子とから構成されたＸ線光学格子セットが配置され、
焦点と検出器との間の空間内において検査対象を透過する各ビームについて、分析格子をそれぞれ異なってずらして配置して少なくとも３回の強度測定によって対象の透過時の該当ビームの位相シフトが求められ、
各ビームについて、各ビームの異なるエネルギー範囲の測定された位相シフト（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２））から、ピクセル値がエネルギー固有の位相シフト（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２））の関数として算出される。

少なくとも１つの分析格子が同調している少なくとも１つのエネルギー範囲のために、使用された陽極材料の特性Ｘ線のピークのエネルギーが使用されることが提案される。例えば、この場合に、陽極材料、とりわけ陽極材料としてのタングステンのＫα線およびＫβ線が使用される。同様に、少なくとも２つの異なるエネルギー範囲のＸ線が異なる陽極材料により発生されるとよい。この関連で指摘しておくに、異なる陽極材料により動作させるために、必ずしも異なるＸ線管を使用する必要はない。例えば、異なる材料で覆われた異なる陽極範囲にその都度跳躍する跳躍焦点が存在する陽極、特に回転陽極を構成することが可能である。代替として、例えば、管電流の相応の時間制御によってＸ線を発生するためのそれぞれ所望の陽極材料が使用されるように部分的に異なる陽極材料で覆われた回転陽極も使用可能である。

上述の方法に対応して、本発明者は、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システムも提案する。すなわち、このＸ線ＣＴシステムは、検査対象の周りを回転可能にガントリまたはＣアーム上に配置された少なくとも１つの焦点−検出器システムと、少なくとも１つの線源格子、交互にビーム経路内に導入可能な少なくとも２つの位相格子および分析格子から構成され、焦点と検出器との間でＸ線を照射されるＸ線光学格子セットとを有する。

これに対する代替として、検査対象の周りを回転可能にガントリまたはＣアーム上に配置された少なくとも２つの焦点−検出器システムと、焦点−検出器システムごとに、線源格子、位相格子および分析格子から構成され、エネルギー固有に設計され、かつ焦点と検出器との間でＸ線を照射されるＸ線光学格子セットとを有するＸ線ＣＴシステムが提案される。

上述の両変形は組み合わせることができ、例えば角度をずらされてガントリ上に配置された２つの焦点−検出器システムがそれぞれ２つ以上の異なる格子セットを備え、それにより、位相シフトを測定するために使用された検査されるエネルギー範囲の選択時に大きなバリエーションが存在する点に注目すべきである。

この本発明によるＣＴシステムは、分析格子を位相格子に対して相対的に、ビーム方向に対して垂直かつ格子線の長手方向に対して垂直な方向に移動させる装置を有すると有利である。

付加的な変形においては、Ｘ線光学格子を持たず専ら吸収測定に用いられる少なくとも１つの他の焦点−検出器システムが角度をずらしてガントリ上に配置されている。

更に、本発明によれば、本発明によるＸ線ＣＴシステムの格子装置が次のジオメトリ条件を満たすことが提案される。すなわち、第１の格子セットに対しては、
ｐ₁₁＝２×（ｐ₀₁×ｐ₂）／（ｐ₀₁＋ｐ₂）
ｐ₀₁＝ｐ₂×（ｌ₁／ｄ₁）
ｄ₁＝（ｌ₁×ｄ´₁）／（ｌ₁−ｄ´₁），但しｄ´₁＝｛ｐ₁ ²／（４λ₁）｝／２
ｈ₁₁＝λ₁／｛２（ｎ−１）｝
が当てはまり、第２の格子セットに対しては、
ｐ₁₂＝２×（ｐ₀₂×ｐ₂）／（ｐ₀₂＋ｐ₂）
ｐ₀₂＝ｐ₂×（ｌ₂／ｄ₂）
ｄ₂＝（ｌ₂×ｄ´₂）／（ｌ₂−ｄ´₂），但しｄ´₂＝｛ｐ₂ ²／（４λ₂）｝／２
ｈ₁₂＝λ₂／｛２（ｎ−１）｝
が当てはまる。
但し、
ｐ_x ＝格子Ｇ_xの格子周期、
ｐ_xy＝格子Ｇ_xyの格子周期、
ｌ_x ＝エネルギー範囲Ｅ_xについての線源格子Ｇ₀から位相格子Ｇ_1xまでの距離、
ｄ_x ＝ファンビームジオメトリにおけるエネルギー範囲Ｅ_xについての位相格子Ｇ_1xから分析格子Ｇ₂までの距離、
ｄ´_x＝平行ジオメトリのもとでのエネルギー範囲Ｅ_xについての位相格子Ｇ_1xから分析格子Ｇ₂までの距離、
λ_x ＝エネルギー範囲Ｅ_xにおけるＸ線の波長、
ｈ_1x＝放射方向におけるエネルギー範囲Ｅ_xについての格子Ｇ１ｘの突条部高さ、
ｎ ＝格子材料の屈折率。

与えられた格子装置に基づいて、格子装置はｌ₁＋ｄ₁＝ｌ₂＋ｄ₂なるジオメトリ条件を満たし、それにより使用された線源格子の周期が異なること、すなわちｐ₀₁≠ｐ₀₂であることが必然的に生じる。代替として、使用された線源格子の周期が同一に、すなわち、ｐ₀₁＝ｐ₀₂に選定されるとよく、それによりｌ₁＋ｄ₁≠ｌ₂＋ｄ₂なるジオメトリ条件を満たすことができる。さらに、ｐ₀₁≠ｐ₀₂なるジオメトリ条件も、ｌ₁＋ｄ₁≠ｌ₂＋ｄ₂なるジオメトリ条件も満たすこともできる。

他の選択肢によれば、線源格子が異なる周期を有すると共に線源格子と分析格子との間の間隔が異なって選択される。

更に、この種のＣＴシステムは、動作中に上述の方法を実行するプログラムコードを含む計算および制御ユニットを有するとよい。

更に、上述のプログラムコードを含むＣＴシステムの記憶媒体またはＣＴシステム用の記憶媒体が本発明の範囲に属する。

更に、焦点と多数の検出素子を有する対向する平らな検出器とを備えたＸ線源と、
焦点と検出器との間に配置されてＸ線を照射され、検査対象を透過する際のＸ線の位相シフトをビームごとに分解して測定し、平行に位置合わせされているＸ線光学格子セットと
から少なくとも構成され、Ｘ線光学格子セットが、
少なくとも１つの焦点と検査対象との間に配置されている線源格子と、
検査対象と検出器との間に配置されかつ交互にビーム通路内に導入可能な少なくとも２つの位相格子と、
検出器の前に配置されている分析格子と、
分析格子を、位相格子に対して相対的に、ビーム方向に対して垂直かつ格子線の長手方向に対して垂直な方向に移動させる装置と
を有するＸ線装置の焦点−検出器システムが本発明に含まれる。

したがって、本発明者は、位相格子を異なってずらして同じビームの複数回の強度測定から位相シフトを算出する手段、とりわけ計算ユニットが設けられている上述の焦点−検出器システムを有するＸ線システムも提案する。

この種のＸ線システムもしくは相応の焦点−検出器システムについても、格子が上述のジオメトリ条件に応じて配置されていることが提案される。

更に、動作中に上述の方法を実行するプログラムコードを含む計算および制御ユニットを有する投影画像を作成するためのＸ線Ｔシステムも提案される。同様に、相応のプログラムコードを含むこのようなＸ線システムの記憶媒体またはこのようなＸ線システムのための記憶媒体が本発明に含まれる。

以下において、有利な実施形態に基づいて図面を参照しながら本発明を更に詳細に説明する。図面には本発明の理解に必要な特徴のみが示されている。
図１はＸ線ＣＴの焦点−検出器システムの概略的な３Ｄ表示を示し、
図２は線源格子、位相格子、分析格子およびそれらの格子構造が表示されている焦点−検出器システムの縦断面を示し、
図３は干渉現象を表示するために位相格子、分析格子および検出器を有するＣＴの焦点−検出器システムの縦断面を示し、
図４は種々の加速電圧においてビームハードニングフィルタを使用した際の特性線を有するタングステン陽極の制動スペクトルを示し、
図５は異なる格子セットを有するＣＴの２つの９０°ずれた焦点−検出器システムの概略的な断面図を示し、
図６は分割された異なる格子セットを有するＣＴの分割された焦点−検出器システムの概略的な断面図を示し、
図７は分割された異なる格子セットを有するＣＴの他の分割された焦点−検出器システムの概略的な断面図を示し、
図８は本発明によるＣＴシステムの３Ｄ表示を示す。

図においては次の参照符号が使用されている。１：コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システム、２：第１のＸ線管、３：第１の検出器、４：第２のＸ線管、５：第２の検出器、６：ガントリハウジング、７：患者、８：患者用寝台、９：システム軸線、１０：制御および計算ユニット、１１：メモリ、１２：本発明による方法の概略図、Ａ：経路、Ｂ：経路、Ｄ₁，Ｄ₂：検出器、ｄ₁，ｄ₂：位相格子−分析格子の距離、Ｅ₁：第１のエネルギー範囲、Ｅ₂：第２のエネルギー範囲、Ｆ₁，Ｆ₂：焦点、Ｇ₀，Ｇ₀₁，Ｇ₀₂：線源格子、Ｇ₁₁，Ｇ₁₂：位相格子、Ｇ₂，Ｇ₂₁，Ｇ₂₂：分析格子、ｈ₀，ｈ₁₁，ｈ₁₂，ｈ₂：格子突条部の高さ、Ｉ_ph：位相コントラスト画像、Ｉ_A：吸収画像、Ｉ（Ｅ_i（Ｘ_G））：格子ずれＸ_Gの際に検出素子Ｅ_iで測定された強度、Ｋα，Ｋβ：特性Ｘ線のピーク、ｌ₁，ｌ₂：線源格子−位相格子の距離、Ｐ：患者、ｐ₀₁，ｐ₀₂，ｐ₁₁，ｐ₁₂，ｐ₂：格子線の周期、Ｐｒｇ_x：プログラム、Ｓ：システム軸線、ｘ_G：分析格子のずれ、ｗ：焦点広がり、ｘ，ｙ，ｚ：直交座標系、ｖ：ボクセルの広がり、μ（φ（Ｅ１），（Ｅ２））：ＣＴ画像データセットのボクセルの位相シフトの差関数、φ：位相シフト、φ（Ｅｘ）：エネルギーＥｘを有するＸ線の位相シフト、λ：観察されたＸ線の波長。

図１はビーム通路内に存在する検査対象としての患者Ｐを有するＸ線ＣＴの焦点−検出器システムの概略的な３Ｄ表示を示す。焦点Ｆ₁および検出器Ｄ₁はここには詳しく図示されていないガントリ上に配置され、システム軸線Ｓの周りを円状に回転移動する。付加的に焦点−検出器システムの回転中に患者Ｐのシステム軸線方向への直線移動が行なわれるならば、患者Ｐの公知のスパイラル走査が生じる。焦点−検出器システムのビーム通路内に３つのＸ線光学格子Ｇ_0x，Ｇ_1x，Ｇ₂が配置され、線源格子とも呼ばれる第１格子Ｇ_0xが焦点Ｆ₁の直ぐ近くに取り付けられ、Ｘ線を照射される。Ｘ線の広がり方向において、その後に本来の検査対象すなわち患者Ｐが続く。システム軸線Ｓの他の側にある検出器Ｄ₁の前に、先ず位相格子と呼ばれる第２の格子Ｇ_1xが続く。その後に放射方向において分析格子と呼ばれる第３の格子Ｇ₂が続き、この第３の格子Ｇ₂は検出器Ｄ₁の直前に配置されていると好ましい。検出器Ｄ₁は多数の検出素子を有する少なくとも１つの列を持ち、好ましくは、検出器Ｄ₁は複数列検出器すなわち多列検出器として構成されている。多列検出器はそれぞれ多数の検出素子を有する多数の平行配置された検出器列を備えている。焦点Ｆ₁と個々の検出素子との間の接続線は、走査時にそれぞれ空間内に配置された１つのＸ線ビームを表し、かつこの１つのＸ線ビームの強度変化はそれぞれの検出素子によって測定される。

ここに述べたＣＴシステムの部類に含まれるいわゆるＣアーム装置の場合、検出器Ｄ₁は図示のように円筒部分として焦点Ｆ₁の周りに配置されているのではなく、平らな形状を有する。走査中に検査対象の周りでの移動が行なわれない投影Ｘ線システムの場合には、一般に検出器Ｄ₁が同様に平らに構成されている。

格子Ｇ_0x〜Ｇ₂の線方位は、３つの格子の全ての格子線が互いに平行に延び、更にシステム軸線Ｓに対して平行に向けられている。しかも格子Ｇ_0x〜Ｇ₂はたいてい平らに形成され、焦点中心と検出器中心との間の中心線に対して垂直に向けられている。しかしながら、基本的には、格子表面をコーンビームのビーム経過に整合させるために、あらゆる位置において格子が焦点とそれぞれの検出素子との間にビーム接続線と垂直に交差し、それにより格子が相応に湾曲させられているようにすることも可能である。

これまでに説明した配置は、格子装置が合わせられている特定のエネルギー範囲における位相シフトを測定するためにしか使用できない。したがって、角度をずらして複数のこのような焦点−検出器をガントリ上に配置することも可能である。この場合に、個々の各焦点−検出器システムは、格子配置に関して、異なるエネルギー範囲に合わせられる。しかしながら、代替として、図１に示されているように、唯一の焦点−検出器システムを使用し、線源格子および位相格子、ここでは格子Ｇ₀₁，Ｇ₀₂およびＧ₁₁，Ｇ₁₂だけを交換可能に構成することも可能である。両格子は、それらが同調しているエネルギーに応じて、異なる位置もしくは異なる周期を有し、しかもそれぞれ格子セットの前述のジオメトリ条件が満たされるべきである。このような変形例が図１に示されている。図１では、第２の線源格子Ｇ₀₁も第２の位相格子Ｇ₁₁もビーム通路外に配置されているので、第２の所望エネルギーによる測定のためには、線源格子Ｇ₀₂および位相格子Ｇ₁₂がビーム通路から取り出され、線源格子Ｇ₀₁および位相格子Ｇ₁₁が使用される。

図２には、２つの格子セットＧ₀₁，Ｇ₁₁，Ｇ₂およびＧ₀₂，Ｇ₁₂，Ｇ₂を有する本発明による焦点−検出器システムが示されている。第１の格子Ｇ₀₂の前に、ｗにて示された最大広がりを有する焦点Ｆ₁が存在する。第１の格子Ｇ₀₂は線間隔すなわち格子周期ｐ₀₂および格子の溝の間に形成された突条部の高さｈ₀₂を有する。同様に、格子Ｇ₀₁，Ｇ₁₁，Ｇ₁₂，Ｇ₂も、格子の溝の間に形成された突条部の高さｈ₀₁，ｈ₁₁，ｈ₁₂，ｈ₂および周期ｐ₀₁，ｐ₁₁，ｐ₁₂，ｐ₂を備えている。

本発明による方法の作用のために、線源格子と位相格子との間の距離および位相格子と分析格子との間の距離が互いに定められた関係にあることが重要である。この場合に、次の関係が当てはまる。すなわち、第１の格子セットに対しては、
ｐ₁₁＝２×（ｐ₀₁×ｐ₂）／（ｐ₀₁＋ｐ₂）
ｐ₀₁＝ｐ₂×（ｌ₁／ｄ₁）
ｄ₁＝（ｌ₁×ｄ´₁）／（ｌ₁−ｄ´₁），但しｄ´₁＝｛ｐ₁ ²／（４λ₁）｝／２
ｈ₁₁＝λ₁／｛２（ｎ−１）｝
が当てはまり、第２の格子セットに対しては、
ｐ₁₂＝２×（ｐ₀₂×ｐ₂）／（ｐ₀₂＋ｐ₂）
ｐ₀₂＝ｐ₂×（ｌ₂／ｄ₂）
ｄ₂＝（ｌ₂×ｄ´₂）／（ｌ₂−ｄ´₂），但しｄ´₂＝｛ｐ₂ ²／（４λ₂）｝／２
ｈ₁₂＝λ₂／｛２（ｎ−１）｝
が当てはまる。
但し、
ｐ_x ＝格子Ｇ_xの格子周期
ｐ_xy＝格子Ｇ_xyの格子周期
ｌ_x ＝エネルギー範囲Ｅ_xについての線源格子Ｇ₀から位相格子Ｇ_1xまでの距離
ｄ_x ＝ファンビームジオメトリにおけるエネルギー範囲Ｅ_xについての位相格子Ｇ_1xから分析格子Ｇ₂までの距離
ｄ´_x＝平行ジオメトリのもとでのエネルギー範囲Ｅ_xについての位相格子Ｇ_1xから分析格子Ｇ₂までの距離
λ_x ＝エネルギー範囲Ｅ_xにおけるＸ線の波長
ｈ_1x＝放射方向におけるエネルギー範囲Ｅ_xについての格子Ｇ１ｘの突条部高さ
ｎ ＝格子材料の屈折率

図には、現在、第２の位相格子Ｇ₁₂により測定され、第１の位相格子Ｇ₁₁がビーム通路から取り出されている状況が示されている。実際においては、その都度使用される焦点−検出器システムは、位相格子を必要に応じて自動的にビーム通路内で使用するかもしくは望まれない格子を外側に取り出す装置を有している。この場合に２つよりも多い位相格子をそれぞれ焦点からの異なる距離でビーム通路内に配置することも可能である。

検出素子Ｅ₁〜Ｅ_nを有する検出器Ｄ₁と分析格子Ｇ₂との距離は重要ではないが、しかし分析格子Ｇ₂はできるだけ検出器の近くに配置されるべきである。

有利な変形において、位相格子Ｇ₁₁，Ｇ₁₂は、使用される陽極のＸ線スペクトルにおける特性線に対応するエネルギーに対して設定されている。今日通常に用いられているタングステン陽極の場合には、例えばそのＫα線およびその隣にあるＫβ線が使用されるとよい。他の陽極材料が選択される場合には、相応に異なるエネルギー、従って異なる位相格子寸法が必要となる。

分析格子の高さｈ₂は、背面側に相応のモアレパターンを形成すべく、Ｘ線を照射される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発生させるために十分でなければならない。

よりよい理解のために、図３において、唯一の使用される分析格子Ｇ₂のみを有する状況の例にて、格子Ｇ₀から到来し患者Ｐを透過する個々のコヒーレントＸ線がもう一度示されている。患者Ｐの透過後に位相シフト現象が生じる。これによって、格子Ｇ₁₁を通過すると、灰色陰影によって表示されている干渉パターンが発生される。この干渉パターンは、格子Ｇ₂により、後に続く検出器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、そこでいわゆるモアレパターンが形成される。例えば検出素子Ｅ_iを分析格子Ｇ₂のずれｘ_Gに依存して観察し、強度Ｉについてずれｘ_Gの関数としての強度Ｉ（Ｅ_i（ｘＧ））をプロットすると、この検出素子Ｅ_iにおいて強度Ｉの正弦波状の上昇および下降が得られる。各検出素子Ｅ_iもしくはＥ_jについてこれらの測定されたＸ線強度Ｉをずれｘ_Gに依存してプロットすると、異なる検出素子は結局は焦点とそれぞれの検出素子との間の空間Ｘ線ビームを表すことが明らかになり、それにより各検出素子について相互の相対的な位相シフトφが決定される。ここでは、
φ＝２πｎ（ｖ／λ）
が成立する。但し、ｖは検査対象におけるボクセルもしくはピクセルの大きさに相当し、ｎは屈折率であり、λはＸ線の波長である。

したがって、このように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回の測定によって位相シフトがビームごとにＸ線の狭いエネルギー範囲に対して決定される。これが同様に、異なったエネルギー範囲に同調されている他の格子装置により、空間内の各ビームについて行なわれるならば、各ビームについて、異なるエネルギーにおける２つの異なる位相シフトφ（Ｅ１），φ（Ｅ２）の知識から、差関数ｕ（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２））が決定され、それから投影によるＸ線撮影の場合には直接に投影によるＸ線画像のピクセル値が算出され、またはＣＴ検査の場合にはビームごとに算出された差関数に相当するピクセル値を有する投影が作成される。これから公知の再構成法により、検査対象内のどのボリューム要素を、測定された位相シフトのどの成分に属させるべきかを算出することができる。したがって、これから、差関数への検査対象の局所的作用を反映するスライス画像またはボリュームデータが算出される。有利な差関数としては、正規化されエネルギーに依存する一種の位相シフト勾配である関数
｛φ（Ｅ１）−φ（Ｅ２）｝／｛φ（Ｅ１）＋φ（Ｅ２）｝
が使用されるとよい。同様な関係は、この関数から値のφ＝２πｎｖ／λなる線形換算にしたがって決定される関数
｛ｎ（Ｅ１）−ｎ（Ｅ２）｝／｛ｎ（Ｅ１）＋ｎ（Ｅ２）｝
にも当てはまる。

組成の僅かの差が位相シフトのエネルギー依存性に対して強い作用を及ぼすために、これによって、特に軟部組織の比較的類似した物質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の表示が可能となる。

上述の差関数の代わりに、例えば単純な商または差が形成されてもよい。

ここで付加的に、位相シフトを決定するための検出器の個々の検出素子における強度測定の和によって吸収画像も作成しようとする場合には、分析格子のずれを異ならせた際の個々の測定を合算することによって分析格子の作用を平均化し、それによりそれぞれのビームの吸収値に対する直接的な尺度を得ることが可能である。すなわち、位相シフトに関する測定データに基づいて、各ビームについて吸収値を再現するデータセットも算出可能であるので、これらの吸収値は公知のように直接的な投影吸収画像または公知の再構成法で断層撮影による吸収画像に変換可能である。この場合に注意すべきことは、両測定において同じエネルギースペクトルを使用すればエネルギー依存性が消えることである。しかしながら、異なるエネルギースペクトルが使用されるならば、吸収のエネルギー依存性も観察可能であり、場合によっては相応の差関数が形成され、表示に利用されるとよい。

対象を通過するＸ線ビームの位相シフトを決定するための上述の方法は非常にエネルギー選択性であるので、位相格子の大きさは、できるだけ高い光子数が存在する使用されたＸ線のエネルギー範囲用に設定されるべきである。

例えばタングステン陽極が使用される場合には、図４に示されているような加速電圧に依存したエネルギースペクトルが生じる。ここではエネルギースペクトルにおいて左右にそれぞれ１つの大きいピークを現われ、これはこの場合に使用されているタングステン陽極の特性Ｘ線である。左側にタングステンのＫα線が、右側にタングステンのＫβ線が現われている。本発明によれば、位相格子の突条部高さが正確にこれらの特性線に合わせられている。

図５には、２つの焦点−検出器システムＦ₁，Ｄ₁およびＦ₂，Ｄ₂を有するＣＴシステムの模範的な実施形態が断面図で概略的に示されている。両焦点−検出器システムＦ₁，Ｄ₁およびＦ₂，Ｄ₂は、共通なガントリ上にあり、したがって等しい速度で検査対象、ここでは患者Ｐの周りを回転させられ、一方とりわけ患者Ｐはシステム軸線Ｓの方向に移動されるので、スパイラル走査が生じる。両焦点−検出器システムＦ₁，Ｄ₁およびＦ₂，Ｄ₂には、それぞれ、異なる格子セットＧ₀₁，Ｇ₁₁，Ｇ₂およびＧ₀₂，Ｇ₁₂，Ｇ₂が配置されている。両格子セットＧ₀₁，Ｇ₁₁，Ｇ₂およびＧ₀₂，Ｇ₁₂，Ｇ₂は異なる間隔ｄ₁，ｌ₁およびｄ₂，ｌ₂を有する。もちろん、位相格子の突条部高さも同様に、位相シフトが測定される所望の異なるＸ線エネルギーに整合させられている。このようにして、患者Ｐはエネルギーに依存する異なる位相シフトに関して同時に走査される。両焦点−検出器システムＦ₁，Ｄ₁およびＦ₂，Ｄ₂における異なる加速電圧の使用に関する制限は存在しない。

焦点Ｆ₁および検出器Ｄ₁を有するＣＴの本発明による焦点−検出器システムの構成の他の変形が図６に示されている。ここでは、唯一の焦点−検出器システムが、２つのエネルギー固有の格子装置Ｇ₀，Ｇ₁₁，Ｇ₂₁およびＧ₀，Ｇ₁₂，Ｇ₂₂を備え、両格子装置Ｇ₀，Ｇ₁₁，Ｇ₂₁およびＧ₀，Ｇ₁₂，Ｇ₂₂は異なる間隔ｄ₁，ｌ₁およびｄ₂，ｌ₂を有する。各格子装置Ｇ₀，Ｇ₁₁，Ｇ₂₁およびＧ₀，Ｇ₁₂，Ｇ₂₂は焦点−検出器システムのファン角の半分だけをカバーしている。この例では、位相シフトを測定されるべき異なるエネルギーに整合させるために、線源格子および位相格子が異ならせて使用されるのではなく、異なる位相格子および分析格子が使用され、線源格子は分析格子に対して等しい距離を有するが、異なる周期を有する。コーンビームについては共通な線源格子が使用される。

焦点Ｆ₁および検出器Ｄ₁を有するＣＴの本発明による焦点−検出器システムの構成の更に別の変形が図７に示されている。ここでも、唯一の焦点−検出器システムが、２つのエネルギー固有の格子装置Ｇ₀，Ｇ₁₁，Ｇ₂₁およびＧ₀，Ｇ₁₂，Ｇ₂₂を備え、各格子装置Ｇ₀，Ｇ₁₁，Ｇ₂₁およびＧ₀，Ｇ₁₂，Ｇ₂₂は同様に焦点−検出器システムのファン角の半分のみをカバーしている。この変形には、位相シフトを測定されるべき異なるエネルギーに整合させるために、両分析格子は、それらの周期に関しては同一であるが、位相格子に対して異なる距離を有する。この場合にも線源格子は同じである。補足するにこの構成では、検出器を同様に分割し、それぞれ分析格子に対してできるだけ短い距離に配置することが推奨できるであろう。

図６および図７の変形の場合、測定可能な投影の個数は分解能および信号雑音比の相応の結果とともに半減する。しかし、このようにして、唯一の焦点−検出器システムを有する従来のＣＴであっても１回で同時に２つの異なるエネルギーにおいて位相シフトを測定することができ、格子の交換を要しない。

本発明による方法を実施するための完全なコンピュータ断層撮影システムが図８に示されている。これは、ガントリハウジング６内の詳細には示されていないガントリに配置されたＸ線管２および対向する検出器３を備えた第１の焦点−検出器システムを持つＣＴシステム１を示す。第１の焦点−検出器システム２，３のビーム通路内に図１〜図３による格子システムが配置されているので、システム軸線９に沿って移動可能な患者用寝台８上にいる患者７が第１の焦点−検出器システムのビーム通路内に送り込まれ、そこで走査される。ＣＴシステムの制御は計算および制御ユニット１０によって行なわれる。計算および制御ユニット１０のメモリ１１内にプログラムＰｒｇ₁〜Ｐｒｇ_nが格納されている。プログラムＰｒｇ₁〜Ｐｒｇ_nは、既述の本発明による方法を実行し、測定されビームに依存する位相シフトおよび吸収から相応の断層撮影画像を再構成する。この本発明による方法の実行は破線で示された枠１２内に示されている。

任意選択的に、唯一の焦点−検出器システムの代わりに、第１の焦点−検出器システムに追加して第２の焦点−検出器システムがガントリハウジング内に配置されてもよい。これは、図８において、破線で示されたＸ線管４と破線で示された検出器５とによって表されている。

枠１２内には本発明による方法の概略的な流れ図が示されている。左に示されたタングステン陽極の２つの特性Ｘ線の特性線を有するエネルギースペクトルは、ここで使用されたエネルギースペクトルを示す。上側の経路Ａではこの特性線およびそこで発生する非常に多数の光子を利用して位相コントラスト測定が行なわれるのに対して、下側の経路Ｂでは同じ測定が他の特性Ｘ線の範囲で行なわれる。患者Ｐを通る両エネルギー範囲Ｅ１，Ｅ２の各ビームについてエネルギー固有の位相シフトφ（Ｅ１），φ（Ｅ２）が決定されるとすぐに、前述の差関数ｕ（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２））を介して投影が算出され、断層撮影画像の再構成に供される。このようにして、Ｘ線により、例えば軟部組織のような類似組成の領域においても非常に詳細化された構造を表示する断層撮影画像が形成される。

誤解のないように指摘しておくに、上述の技術は、より簡単な実施形態において、投影画像の作成に適用可能である。投影画像の作成の場合には、検査対象の回転走査および投影データからの再構成が省略される。

更に補足するに、示された焦点−検出器システムによりＸ線の位相シフトが測定可能であるだけでなく、これは更にＸ線吸収の従来の測定および相応の吸収画像の再構成にも適している。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可能である。

更に指摘しておくに、実用的な実施形態においてコントラスト改善のための使用される格子では、格子線間の間隙（溝）が高吸収材料を充填されているとよい。例えば、このために金を使用することができる。基本的には少なくとも吸収格子として働く線源格子および分析格子は、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ている。

要約すると、この明細書には、Ｘ線システムにより検査対象、とりわけ患者の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方法ならびにこの方法を実施するための相応のＸ線システムにおいて、異なるエネルギー範囲に同調したＸ線光学光子セットが検査対象の透過時におけるエネルギーに依存する位相シフトを決定するために使用され、これらのエネルギーに依存する位相シフトから差値が形成され、この差値から断層撮影画像または投影画像が作成されることが記載されている。

本発明の上述の特徴は、その都度述べた組み合わせにおいてのみならず、本発明の範囲を逸脱することなく他の組み合わせまたは単独にて使用可能である。

Ｘ線ＣＴの焦点−検出器システムの３Ｄ表示による概略図 線源格子、位相格子、分析格子およびそれらの格子構造が表示されている焦点−検出器システム縦断面図 干渉現象を表示するために位相格子、分析格子および検出器を有するＣＴの焦点−検出器システムの縦断面図 種々の加速電圧においてビームハードニングフィルタを使用の際の特性線を有するタングステン陽極の制動スペクトルを示すダイアグラム 異なる格子セットを有するＣＴの２つの９０°ずれた焦点−検出器システムの概略的な断面図 分割された異なる格子セットを有するＣＴの分割された焦点−検出器システムの概略的な断面図 分割された異なる格子セットを有するＣＴの他の分割された焦点−検出器システムの概略的な断面図 本発明によるＣＴシステムの３Ｄ表示による概略図

符号の説明

１ ＣＴシステム
２ 第１のＸ線管
３ 第１の検出器
４ 第２のＸ線管
５ 第２の検出器
６ ガントリハウジング
７ 患者
８ 患者用寝台
９ システム軸線
１０ 制御および計算ユニット
１１ メモリ
１２ 本発明による方法の概略図
Ａ 経路
Ｂ 経路
Ｄ₁，Ｄ₂ 検出器
ｄ₁，ｄ₂ 位相格子−分析格子の距離
Ｅ₁ 第１のエネルギー範囲
Ｅ₂ 第２のエネルギー範囲
Ｆ₁，Ｆ₂ 焦点
Ｇ₀，Ｇ₀₁，Ｇ₀₂ 線源格子
Ｇ₁₁，Ｇ₁₂ 位相格子
Ｇ₂，Ｇ₂₁，Ｇ₂₂ 分析格子
ｈ₀ 格子突条部の高さ
ｈ₁₁，ｈ₁₂ 格子突条部の高さ
ｈ₂ 格子突条部の高さ
Ｉ_ph 位相コントラスト画像
Ｉ_A 吸収画像
Ｉ（Ｅ_i（Ｘ_G）） 格子ずれｘ_Gの際に検出素子Ｅ_iで測定された強度
Ｋα，Ｋβ 特性Ｘ線のピーク
ｌ₁，ｌ₂ 線源格子−位相格子の距離
Ｐ 患者
ｐ₀₁，ｐ₀₂ 格子線の周期
ｐ₁₁，ｐ₁₂ 格子線の周期
ｐ₂ 格子線の周期
Ｐｒｇ_x プログラム
Ｓ システム軸線
ｘ_G 分析格子のずれ
ｗ 焦点広がり
ｘ，ｙ，ｚ 直交座標系
ν ボクセルの広がり
μ（φ（Ｅ₁），（Ｅ₂））ＣＴ画像データセットのボクセルの位相シフトの差関数
φ 位相シフト
φ（Ｅ_x） エネルギーＥｘを有するＸ線の位相シフト
λ 観察されたＸ線の波長

Claims (39)

1. Ｘ線システムまたはＸ線ＣＴシステム（１）により、検査対象を透過するＸ線（Ｓ_i）の位相シフト（φ）の測定による位置に関係した画像値を用いて、検査対象（Ｐ）の投影または断層撮影による画像を作成する方法において、位相シフト（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２））が少なくとも２つの異なるエネルギー範囲（Ｅ１，Ｅ２）に関してエネルギー固有の位相格子（Ｇ ₁₁ ，Ｇ ₁₂ ）を使用してエネルギー固有に測定され、画像値がエネルギー固有の位相シフト（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２））の関数として形成されることを特徴とする投影または断層撮影による画像の作成方法。
2. エネルギー固有の位相シフト（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２））が厳密に２つのエネルギー範囲（Ｅ１，Ｅ２）について決定されることを特徴とする請求項１記載の方法。
3. エネルギー固有の位相シフト（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２））の関数において、
   ｛φ（Ｅ１）−φ（Ｅ２）｝／｛φ（Ｅ１）＋φ（Ｅ２）｝
   なる値が使用されることを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
4. エネルギー固有の位相シフト（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２））の関数において、
   φ（Ｅ１）／φ（Ｅ２）
   なる値が使用されることを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
5. エネルギー固有の位相シフト（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２））の関数において、
   φ（Ｅ１）−φ（Ｅ２）
   なる値が使用されることを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
6. 測定されたエネルギー固有の位相シフト（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２））からエネルギー固有の屈折率（ｎ（Ｅ１），ｎ（Ｅ２））が算出され、画像値として使用されることを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
7. エネルギー固有の屈折率（ｎ（Ｅ１），ｎ（Ｅ２））が、φ＝２πｎｖ／λ（但し、λは観察されたエネルギー範囲のＸ線の波長、ｖはボクセルの広がり）なる関係にしたがって決定されることを特徴とする請求項６記載の方法。
   
8. エネルギー固有の屈折率（ｎ（Ｅ１），ｎ（Ｅ２））の関数において、
   ｛ｎ（Ｅ１）−ｎ（Ｅ２）｝／｛ｎ（Ｅ１）＋ｎ（Ｅ２）｝
   なる値が使用されることを特徴とする請求項７記載の方法。
9. エネルギー固有の屈折率（ｎ（Ｅ１），ｎ（Ｅ２））の関数において、
   ｎ（Ｅ１）／ｎ（Ｅ２）
   なる値が使用されることを特徴とする請求項７記載の方法。
10. エネルギー固有の屈折率（ｎ（Ｅ１），ｎ（Ｅ２））の関数において、
    ｎ（Ｅ１）−ｎ（Ｅ２）
    なる値が使用されることを特徴とする請求項７記載の方法。
11. 断層撮影によるＸ線位相コントラスト画像を作成するために、
    検査対象（Ｐ）が少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３）により円状またはスパイラル状に走査され、検出器システム（３）は少なくとも１つの検出器列を形成する多数の隣接配置された検出素子（Ｅ_x）を有し、
    測定のために少なくとも１つの焦点（Ｆ₁）と少なくとも1つの検出器（Ｄ₁）との間に、Ｘ線（Ｓ_i）を照射されるＸ線光学格子（Ｇ_xy）のセットが配置され、
    焦点（Ｆ₁）と検査対象（Ｐ）との間の少なくとも１つの線源格子（Ｇ_0x）により、個別のコヒーレントＸ線（Ｓ_i）を有するＸ線源の場が作成され、
    検査対象（Ｐ）がＸ線（Ｓ_i）によって透過され、Ｘ線が透過物質に応じて異なる位相シフト（φ）を受け、
    第１のエネルギー範囲（Ｅ１）に同調した第１の位相格子（Ｇ₁₁）により、このエネルギー範囲のＸ線の干渉パターンが発生され、
    他のエネルギー範囲（Ｅ２）に同調した少なくとも１つの第２の位相格子（Ｇ₁₂）により、このエネルギー範囲のＸ線の少なくとも１つの他の干渉パターンが発生され、
    Ｘ線が分析格子（Ｇ_2x）を通して検出器に案内され、分析格子（Ｇ２ｘ）をそれぞれ異なってずらして同じ空間ビームの少なくとも３回の強度測定によって、検査対象（Ｐ）の透過時における各ビームの位相シフト（φ）が求められ、
    ビームの測定された位相シフト（φ）またはそれから求められた屈折率（ｎ）から、検査対象（Ｐ）の断層撮影による位相コントラストデータが再構成される
    ことを特徴とする請求項１乃至１０の１つに記載の方法。
12. エネルギー範囲ごとに位相シフト（φ）を測定するために、それぞれエネルギー固有に合わせられた格子セット（Ｇ_0x，Ｇ_1x，Ｇ_2x）を有する専用の焦点−検出器システム（２，３；４，５）が使用され、焦点−検出器システム（２，３；４，５）は角度をずらされてガントリ上に配置されていることを特徴とする請求項１１記載の方法。
13. エネルギー範囲ごとに位相シフト（φ；Ｅｘ）を測定するために、同じ焦点−検出器システム（２，３）において異なった位相格子（Ｇ_1x）が使用されることを特徴とする請求項１１記載の方法。
14. 少なくとも１つの分析格子（Ｇ_2x）が同調している少なくとも１つのエネルギー範囲（Ｅｘ）のために、使用された陽極材料の特性Ｘ線のピークのエネルギーが使用されることを特徴とする請求項１乃至１３の１つに記載の方法。
15. 陽極材料のＫα線およびＫβ線が２つのエネルギー範囲（Ｅ１，Ｅ２）のために使用されることを特徴とする請求項１４記載の方法。
16. 少なくとも２つの異なるエネルギー範囲（Ｅ１，Ｅ２）のＸ線が異なる陽極材料により発生されることを特徴とする請求項１４記載の方法。
17. 投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（Ｐ）がＸ線管（２）の焦点（Ｆ₁）から出射するＸ線ビームを照射され、
    検出器（Ｄ₁）により受信したＸ線強度が測定され、少なくとも１つのＸ線管（２）と検出器（Ｄ₁）との間に、少なくとも１つの線源格子（Ｇ_0x）と、交互にビーム通路内に挿入される少なくとも２つの異なる位相格子（Ｇ₁₁，Ｇ₁₂）と、分析格子（Ｇ₂）とから構成されたＸ線光学格子セットが配置され、
    焦点（Ｆ₁）と検出器（Ｄ₁）との間の空間内において検査対象を透過する各ビームについて、分析格子（Ｇ₂）をそれぞれ異なってずらして配置して少なくとも３回の強度測定によって対象（Ｐ）の透過時の該当ビームの位相シフトが求められ、
    各ビームについて、各ビームの異なるエネルギー範囲の測定された位相シフト（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２）から、ピクセル値がエネルギー固有の位相シフト（φ（Ｅ１），φ（Ｅ２）の関数として算出される
    ことを特徴とする請求項１乃至１０の１つに記載の方法。
18. 少なくとも１つの分析格子（Ｇ_2x）が同調している少なくとも１つのエネルギー範囲（Ｅｘ）のために、使用された陽極材料の特性Ｘ線のピークのエネルギーが使用されることを特徴とする請求項１７記載の方法。
19. 陽極材料のＫα線およびＫβ線が２つのエネルギー範囲（Ｅ１，Ｅ２）のために使用されることを特徴とする請求項１８記載の方法。
20. 少なくとも２つの異なるエネルギー範囲（Ｅ１，Ｅ２）のＸ線が異なる陽極材料により発生されることを特徴とする請求項１８記載の方法。
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のＸ線コンピュータ断層撮影システム（１）において、
    検査対象（Ｐ）の周りを回転可能にガントリまたはＣアーム上に配置された少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３）と、
    少なくとも１つの線源格子（Ｇ₀）、交互にビーム経路内に導入可能な少なくとも２つの位相格子（Ｇ₁₁，Ｇ₁₂）および分析格子（Ｇ₂）から構成され、焦点（Ｆ₁）と検出器（Ｄ₁）との間でＸ線を照射されるＸ線光学格子セットと
    を備えていることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影システム。
22. 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線コンピュータ断層撮影システム（１）において、
    検査対象（Ｐ）の周りを回転可能にガントリまたはＣアーム上に配置された少なくとも２つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）と、
    焦点−検出器システム（２，３；４，５）ごとに、線源格子（Ｇ_0x）、位相格子（Ｇ_1x）および分析格子（Ｇ_2x）から構成され、エネルギー固有に設計され、かつ焦点（Ｆ₁）と検出器（Ｄ₁）との間でＸ線を照射されるＸ線光学格子セットと
    を備えていることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影システム。
23. 分析格子（Ｇ_2x）を、位相格子（Ｇ_1x）に対して相対的に、ビーム方向に対して垂直かつ格子線の長手方向に対して垂直な方向に移動させる装置が設けられていることを特徴とする請求項２１又は２２記載のＸ線コンピュータ断層撮影システム。
24. Ｘ線光学格子を持たず専ら吸収測定に用いられる少なくとも１つの他の焦点−検出器システム（４，５）が角度をずらしてガントリ上に配置されていることを特徴とする請求項２１乃至２３の１つに記載のＸ線コンピュータ断層撮影システム。
25. 格子装置が次のジオメトリ条件を満たすこと、すなわち、第１の格子セットに対しては、
    ｐ₁₁＝２×（ｐ₀₁×ｐ₂）／（ｐ₀₁＋ｐ₂）
    ｐ₀₁＝ｐ₂×（ｌ₁／ｄ₁）
    ｄ₁＝（ｌ₁×ｄ´₁）／（ｌ₁−ｄ´₁），但しｄ´₁＝｛ｐ₁ ²／（４λ₁）｝／２
    ｈ₁₁＝λ₁／｛２（ｎ−１）｝
    が当てはまり、第２の格子セットに対しては、
    ｐ₁₂＝２×（ｐ₀₂×ｐ₂）／（ｐ₀₂＋ｐ₂）
    ｐ₀₂＝ｐ₂×（ｌ₂／ｄ₂）
    ｄ₂＝（ｌ₂×ｄ´₂）／（ｌ₂−ｄ´₂），但しｄ´₂＝｛ｐ₂ ²／（４λ₂）｝／２
    ｈ₁₂＝λ₂／｛２（ｎ−１）｝
    が当てはまる
    （但し、
    ｐ_x ＝格子Ｇ_xの格子周期、
    ｐ_xy＝格子Ｇ_xyの格子周期、
    ｌ_x ＝エネルギー範囲Ｅ_xについての線源格子Ｇ₀から位相格子Ｇ_1xまでの距離、
    ｄ_x ＝ファンビームジオメトリにおけるエネルギー範囲Ｅ_xについての位相格子Ｇ_1xから分析格子Ｇ₂までの距離、
    ｄ´_x＝平行ジオメトリのもとでのエネルギー範囲Ｅ_xについての位相格子Ｇ_1xから分析格子Ｇ₂までの距離、
    λ_x ＝エネルギー範囲Ｅ_xにおけるＸ線の波長、
    ｈ_1x＝放射方向におけるエネルギー範囲Ｅ_xについての格子Ｇ１ｘの突条部高さ、
    ｎ ＝格子材料の屈折率）
    ことを特徴とする請求項２１乃至２４の１つに記載のＸ線コンピュータ断層撮影システム。
26. 格子装置は、付加的にｌ₁＋ｄ₁＝ｌ₂＋ｄ₂なるジオメトリ条件を満たし、したがってｐ₀₁≠ｐ₀₂であることを特徴とする請求項２５記載のＸ線コンピュータ断層撮影システム。
27. 格子装置は、付加的にｐ₀₁＝ｐ₀₂なるジオメトリ条件を満たし、したがってｌ₁＋ｄ₁≠ｌ₂＋ｄ₂であることを特徴とする請求項２５記載のＸ線コンピュータ断層撮影システム。
28. 格子装置は、ｐ₀₁≠ｐ₀₂なるジオメトリ条件も、ｌ₁＋ｄ₁≠ｌ₂＋ｄ₂なるジオメトリ条件も満たすことを特徴とする請求項２５記載のＸ線コンピュータ断層撮影システム。
29. コンピュータ断層撮影システムが、動作中に請求項１乃至１６の少なくとも１つに記載の方法を実行するプログラムコード（Ｐｒｇ_x）を含む計算および制御ユニット（１０）を有することを特徴とする請求項２１乃至２８の１つに記載のＸ線コンピュータ断層撮影システム。
30. コンピュータ断層撮影システムの記憶媒体またはコンピュータ断層撮影システムのための記憶媒体において、記憶媒体（１１）が、コンピュータ断層撮影システム（１）の動作中に請求項１乃至１６の少なくとも１つに記載の方法を実行するプログラムコード（Ｐｒｇ_x）を含むことを特徴とする記憶媒体。
31. 焦点（Ｆ₁）と多数の検出素子（Ｅｘ）を有する対向する平らな検出器（Ｄ₁）とを備えたＸ線源と、
    焦点（Ｆ₁）と検出器（Ｄ₁）との間に配置されてＸ線を照射され、検査対象（Ｐ）を透過する際のＸ線の位相シフト（φ）をビームごとに分解して測定し、平行に位置合わせされているＸ線光学格子セット（Ｇ_0x，Ｇ_1x，Ｇ_2x）と
    から少なくとも構成され、
    Ｘ線光学格子セット（Ｇ_0x，Ｇ_1x，Ｇ_2x）が、
    少なくとも１つの焦点（Ｆ₁）と検査対象（Ｐ）との間に配置されている線源格子（Ｇ_0x）と、
    検査対象（Ｐ）と検出器（Ｄ₁）との間に配置されかつ交互にビーム通路内に導入可能な少なくとも２つの位相格子（Ｇ_1x）と、
    検出器の前に配置されている分析格子（Ｇ₂）と、
    分析格子を、位相格子に対して相対的に、ビーム方向に対して垂直かつ格子線の長手方向に対して垂直な方向に移動させる装置と
    を有することを特徴とするＸ線装置の焦点−検出器システム。
32. 請求項３１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。
33. 位相格子を異なってずらして同じビームの複数回の強度測定から位相シフトを算出する手段が設けられていることを特徴とする請求項３２記載のＸ線システム。
34. 格子装置が次のジオメトリ条件を満たすこと、すなわち、第１の格子セットに対しては、
    ｐ₁₁＝２×（ｐ₀₁×ｐ₂）／（ｐ₀₁＋ｐ₂）
    ｐ₀₁＝ｐ₂×（ｌ₁／ｄ₁）
    ｄ₁＝（ｌ₁×ｄ´₁）／（ｌ₁−ｄ´₁），但しｄ´₁＝｛ｐ₁ ²／（４λ₁）｝／２
    ｈ₁₁＝λ₁／｛２（ｎ−１）｝
    が当てはまり、第２の格子セットに対しては、
    ｐ₁₂＝２×（ｐ₀₂×ｐ₂）／（ｐ₀₂＋ｐ₂）
    ｐ₀₂＝ｐ₂×（ｌ₂／ｄ₂）
    ｄ₂＝（ｌ₂×ｄ´₂）／（ｌ₂−ｄ´₂），但しｄ´₂＝｛ｐ₂ ²／（４λ₂）｝／２
    ｈ₁₂＝λ₂／｛２（ｎ−１）｝
    が当てはまる
    （但し、
    ｐ_x ＝格子Ｇ_xの格子周期、
    ｐ_xy＝格子Ｇ_xyの格子周期、
    ｌ_x ＝エネルギー範囲Ｅ_xについての線源格子Ｇ₀から位相格子Ｇ_1xまでの距離、
    ｄ_x ＝ファンビームジオメトリにおけるエネルギー範囲Ｅ_xについての位相格子Ｇ_1xから分析格子Ｇ₂までの距離、
    ｄ´_x＝平行ジオメトリのもとでのエネルギー範囲Ｅ_xについての位相格子Ｇ_1xから分析格子Ｇ₂までの距離、
    λ_x ＝エネルギー範囲Ｅ_xにおけるＸ線の波長、
    ｈ_1x＝放射方向におけるエネルギー範囲Ｅ_xについての格子Ｇ１ｘの突条部高さ、
    ｎ ＝格子材料の屈折率）
    ことを特徴とする請求項３２又は３３記載のＸ線システム。
35. 格子装置は、付加的にｌ₁＋ｄ₁＝ｌ₂＋ｄ₂なるジオメトリ条件を満たし、したがってｐ₀₁≠ｐ₀₂であることを特徴とする請求項３４記載のＸ線システム。
36. 格子装置は、付加的にｐ₀₁＝ｐ₀₂なるジオメトリ条件を満たし、したがってｌ₁＋ｄ₁≠ｌ₂＋ｄ₂であることを特徴とする請求項３４記載のＸ線システム。
37. 格子装置は、ｐ₀₁≠ｐ₀₂なるジオメトリ条件も、ｌ₁＋ｄ₁≠ｌ₂＋ｄ₂なるジオメトリ条件も満たすことを特徴とする請求項３４記載のＸ線システム。
38. Ｘ線システムは、動作中に請求項１乃至１０または１７乃至２０の少なくとも１つに記載の方法を実行するプログラムコード（Ｐｒｇ_x）を含む計算および制御ユニット（１０）を有する請求項３２乃至３７の１つに記載のＸ線システム。
39. Ｘ線システムの記憶媒体またはＸ線システムのための記憶媒体において、記憶媒体（１１）がＸ線システム（１）の動作中に請求項１乃至１０の少なくとも１つまたは請求項
    １７乃至２０の少なくとも１つに記載の方法を実行するプログラムコード（Ｐｒｇ_x）を含むことを特徴とする記憶媒体。