WO2005034755A1 - Röntgenanordnung und röntgenkontrastverfahren zur bildgebung an einem mindestens ein röntgenkontrastgebendes element enthaltenden untersuchungsobjekt sowie verwendung der röntgenanordnung - Google Patents

Röntgenanordnung und röntgenkontrastverfahren zur bildgebung an einem mindestens ein röntgenkontrastgebendes element enthaltenden untersuchungsobjekt sowie verwendung der röntgenanordnung Download PDF

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WO2005034755A1
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ray
detector
ray contrast
pixel
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PCT/EP2004/011436
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Rüdiger LAWACZECK
Andreas Mühler
Hanns-Joachim Weinmann
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Schering Aktiengesellschaft
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    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/583—Calibration using calibration phantoms

Definitions

  • the invention relates to an X-ray arrangement for imaging on an examination object containing at least one X-ray contrasting element, the use of the X-ray arrangement for displaying an examination object by means of X-ray radiation and an imaging X-ray contrast method on the examination object, for example a mammal, in particular a human being.
  • Medical diagnostics with the help of X-rays is a technically highly developed field for diagnosing diseases, for example for early detection, X-ray detection, characterization and localization of tumors of the female breast.
  • the technology is very powerful and has a high level of availability.
  • X-ray tubes for example with W, Mo or Rh rotary anodes and Al, Cu, Mo and Rh filters, are available for generating the X-rays. With suitable filtering, part of the brake radiation is extracted, so that in favorable cases essentially the characteristic radiation emerges from the X-ray tube.
  • Either conventional X-ray films or, more recently, digital flatbed detectors are used as detectors.
  • phosphor screens imaging plates
  • That in these Shielding by the incident x-ray image can be enhanced in x-ray image intensifier.
  • PIITV technology phosphor image intensifier TV technology
  • the amplified image is transferred to a video camera via very fast optics.
  • the PPCR technique Photostimulable Phosphor Computer Radiography
  • uses a memory screen made of a layer consisting of BaFX: Eu 2+ crystals, where X Cl, Br, I.
  • the image generated in the screen is latent and is read out by an IR laser, for example a He-Ne laser, luminescence being produced in the UV range.
  • the UV light is collected with a light guide, passed to a photomultiplier and converted into digital signals (US 5,434,417 A).
  • Semiconductor detectors made of cadmium-zinc telluride (CZT), amorphous selenium or amorphous or crystalline silicon are used for the direct conversion of X-rays into electrical signals (MJ Yaffe, JA Rowlands, "X-Ray Detectors for Digital Radiography", Med. Biol., 42 (1) (1997) 1-39)
  • CZT cadmium-zinc telluride
  • amorphous selenium or amorphous or crystalline silicon are used for the direct conversion of X-rays into electrical signals (MJ Yaffe, JA Rowlands, "X-Ray Detectors for Digital Radiography", Med. Biol., 42 (1) (1997) 1-39)
  • US 5,434,417 A In order to also make the detector sensitive to energy, it is formed from several layers. X-rays with different energy penetrate into this detector at different depths and generate an electrical signal in the respective layer by photoelectric effect, which is dependent on the layer and thus on the energy of the
  • X-ray photons can be identified immediately as a current pulse.
  • CT Computer tomography
  • step images are obtained through the body, with which a better spatial resolution is achieved than with conventional projection radiography.
  • the density resolution of the CT is also significantly higher than the density resolution of the conventional X-ray technology, contrast media are nevertheless required for the reliable detection of many pathological changes.
  • Dual energy radiography has been developed for the high-contrast display of soft tissue against the bone structure, especially in the chest area. This process is operated with different operating voltages.
  • X-ray images are obtained which allow the representation of the bone framework to be largely eliminated by suitable image data processing.
  • solutions have been proposed, for example, in US 2003/0169848 A1 and WO 02/052504 A2.
  • X-ray contrast media have been developed that 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 as well as the chelate compounds of the elements with atomic numbers 56 - 60, 62 - 79, 82 and 83 proposed.
  • meglumine sodium or lysine diatrizoate, lothalamate, loxithalamate, lopromide, lohexol, lomeprol, lopamidol, loversol, lobitridol, lopentol, lotrolan, iodixanol and loxilan can be used as iodine compounds (EP 0 885 616 A1).
  • DSA Digital subtraction angiography
  • EP 0 885 616 A1 Another subtraction method for use in mammography is disclosed in EP 0 885 616 A1: for projection mammography, it is proposed there to first record a pre-contrast mammogram, then to inject the patient with a conventional urographic X-ray contrast medium quickly and then to apply it for about 30 seconds to 1 minute take a post-contrast mammogram at the end of the injection. The data obtained from the two images are then correlated with one another, preferably subtracted from one another.
  • the procedure is such that the patient X-ray contrast medium containing iodine is administered.
  • two X-ray images are taken at two different wavelengths (energies) of the X-rays.
  • the two X-ray images (or the two intensities) can then be subtracted from one another. As a result, an image with a much better resolution is obtained than with a conventional X-ray image.
  • a method for recording projection mammograms in which X-ray radiation sources with two X-ray anodes made of different materials are used.
  • the patient is first administered an X-ray contrast medium.
  • a first projection mammogram is recorded using the first of the two X-ray anodes and then a second projection mammogram using a second X-ray anode.
  • a correlation image is then created by superimposing each individual pixel from the first mammogram with each individual corresponding pixel from the second mammogram.
  • the characteristic radiation of the two X-ray anodes is matched to the absorption spectrum of the X-ray contrast medium: the emission energy of the first X-ray anode is slightly below the absorption energy of the contrast-generating 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 contrast-generating element.
  • a disadvantage of this method is that conventional X-ray tubes with only one X-ray anode cannot be used.
  • the proposed arrangement is inflexible with regard to the x-ray contrast media to be used, since the contrast-giving element in the x-ray contrast media is determined by a predetermined selection of the two x-ray anodes in an x-ray radiation source. If different X-ray contrast media with different contrast-giving elements have to be used for varying requirements, it is necessary to also replace the X-ray radiation source in order to adapt the X-ray anodes to the changed contrast-giving element.
  • DE 100 33 497 A1 describes an X-ray contrast method for generating an element-selective X-ray contrast by digital absorption edge subtraction of two contrast images at energies above and below the absorption edge of the contrast element.
  • a microfocus tube with interchangeable anode or anti-cathode materials is used as the radiation source, the point focus of which generates a divergent beam for a central projection of the object to be imaged.
  • the characteristic radiation of the microfocus tube and an energy-selective, spatially resolving X-ray detector are used for image generation.
  • This method also has the disadvantage that different X-ray anodes are to be used under varying requirements with regard to the X-ray contrast medium to be used. In such cases, it is therefore necessary to exchange one X-ray anode for another. This is cumbersome and, apart from the special case of a bi-anode tube, is practically not realized in mammography. In general, the individual X-ray anodes also require different voltages, so that it may even be necessary to provide several electrical supplies in order to be able to produce X-ray images with different X-ray contrasts.
  • the present invention is therefore based on the problem of avoiding the aforementioned disadvantages and, in particular, of finding arrangements and methods with which recordings can be produced with different X-ray contrasting elements without considerable outlay on equipment.
  • the x-ray images should also be able to be recorded in a simple, convenient manner without incurring high costs.
  • the technology should be widely available. Smaller lesions in the body of the examination object should also be made visible in high spatial resolution with the lowest possible radiation dose. Movement artifacts caused by taking the pictures at different times should also be reliably avoided.
  • the invention can be used in particular for examining humans.
  • the invention is suitable for generating projection radiographs for displaying masses, vessels and perfusions, for example for displaying the esophagus-gastrointestinal passage, for bronchography, cholegraphy, angio- and cardangiography, for cerebral angiography and for perfusion measurements, for mammography , Lymphography, for the quantification of limescale deposits and bone densities.
  • the invention can also be extended to computer tomography.
  • the invention can also be used to examine non-living materials, for example in the field of material testing.
  • the examination object is irradiated with polychromatic X-radiation and the radiation that has passed through the object is measured with a digital detector, the detector being able to determine the energy of the incident photons.
  • the x-ray arrangement has the following features: a. at least one X-ray source emitting essentially polychromatic X-radiation, b. at least one energy-dispersive detector with which the intensity of X-ray radiation which has passed through the examination object can be detected in an energy-dispersive manner at a first energy E- ⁇ and at a second energy E 2 , c.
  • At least one correlation unit with which the intensity of the detected x-ray radiation from one pixel from the examination object with a first energy Ei (eg with an energy above an absorption edge of the contrasting element of the contrasting element) with the intensity of the detected x-ray radiation from the same pixel with a second Energy E 2 (for example with an energy below the absorption edge of the contrasting element) can be correlated, d. at least one output unit for displaying the examination object from pixel signals obtained by correlating the intensities.
  • a first energy Ei eg with an energy above an absorption edge of the contrasting element of the contrasting element
  • E 2 for example with an energy below the absorption edge of the contrasting element
  • the x-ray arrangement is used primarily for the image display of an examination object by means of x-ray radiation.
  • the contrasting element contained in the examination object can originate from the elements naturally contained in the object or can be introduced by means of an X-ray contrast medium.
  • the x-ray arrangement is used to carry out the x-ray contrast method according to the invention.
  • the process has the following process steps: a. Radiating the examination object containing at least one X-ray contrast-generating element with essentially polychromatic X-ray radiation, b. Energy-dispersive detection of the intensity of the X-rays that have passed through the examination object at a first energy Ei and at a second energy E 2 , c.
  • the detected photons are divided into at least two different energy ranges, for example those slightly below and those slightly above an absorption edge in the absorption spectrum of the contrasting element.
  • soft tissue can also be displayed in high contrast, for example in humans.
  • the energy measured by the detector of the X-rays that have passed through the examination object to the type of contrasting element, an efficient increase in contrast can be achieved compared to conventional methods, the disadvantages of the arrangements and methods described in DE 101 18 792 A1 and DE 100 33497 A1 ( reduced flexibility) was not accepted Need to become. The process is easy to carry out and has a wide range of uses.
  • a normal, commercially available x-ray tube with a continuous spectrum can be used to generate the x-ray radiation, for example a tube with a Mo, W or Rh anode.
  • the continuous spectrum is generated by a corresponding voltage on the X-ray tube.
  • a voltage is applied which enables the continuous radiation to be emitted in the range up to, for example, over 100 keV.
  • the X-ray radiation source can be operated without filtering the emitted radiation, so that polychromatic radiation strikes the examination object in the entire spectral range.
  • an Al or a Cu filter is used, for example, which filters out energies in the range ⁇ 20 keV (soft radiation).
  • a continuous spectrum is therefore to be understood as an X-ray emission in a range from> 0 keV, preferably> 15 keV, particularly preferably> 17 keV and very particularly preferably> 20 keV, up to, for example, 100 keV, with no spectral range being emphasized over others within these limits is excluded.
  • the upper limit of the emission spectrum is determined by the voltage applied to the X-ray anode.
  • the low-energy range of the radiation is preferably filtered out in order to eliminate radiation relevant to the human body.
  • the examination object for example a human being, is administered an X-ray contrast agent to carry out the method according to the invention.
  • the x-ray contrast medium can be administered, for example, enterally or parenterally. den, especially by IV, IM or subcutaneous injection or infusion.
  • the X-ray is then taken.
  • X-ray contrast media which have a strong increase in the absorption coefficient, in particular at the K or L edge of the absorption spectrum, are suitable.
  • X-ray contrast media of this type contain contrast-giving elements with an atomic number of 35 or greater than 35 - these are, for example, bromine-containing contrast agents -, with an atomic number of 47 or greater than 47 - these are, for example, iodine-containing contrast agents an atomic number of 56 - these are barium-containing contrast agents -, with an atomic number of 57 or greater than 57 - these are lanthanide-containing contrast agents, in particular gadolinium-containing contrast agents - or with an atomic number of 83 - these are Contrast agents containing bismuth. Therefore, X-ray contrast media are suitable which contain contrasting elements with an atomic number from 35 (bromine) to 83 (bismuth).
  • Contrast agents with contrast-giving elements with an atomic number of 53 (iodine) - 83 (bismuth) are particularly suitable.
  • X-ray contrast media with contrasting elements with an atomic number of 56 (barium), 57 or greater than 57 (lanthanide) - 83 (bismuth) are also suitable, and agents with contrasting elements with an atomic number of 56 - 70 (barium, lanthanide: La , Ce, Pr, Nd, Pm, Sm, Eu, Gd, Tb, Dy, Ho, Er, Tm, Yb).
  • Suitable x-ray contrast media containing iodine are, for example, compounds containing triiodoaromatics, such as, for example, amidotrizoate, lohexol, lopamidol, lopanoic acid, lopodic acid, lopromide, lopronic acid, lopydon, lota- lamic acid, lopentol, loversol, loxaglate, lotrolanic acid, iodixanol, lotixan loxaglinic acid and loxitalamic acid (INN).
  • triiodoaromatics such as, for example, amidotrizoate, lohexol, lopamidol, lopanoic acid, lopodic acid, lopromide, lopronic acid, lopydon, lota- lamic acid, lopentol, loversol, loxaglate, lotrolanic acid, iodixanol, lotixan loxa
  • Urografin® (Schering), Gastrografin® (Schering), Bilisco- pin ® (Schering), Ultravist (Schering) and Isovist® (Schering). 2005/034755
  • Metal complexes are also suitable as X-ray contrast media, for example Gd-DTPA (Magnevist® (Schering)), Gd-DOTA (Gadoterate, Dotarem), Gd-HP-DO3A (Gadoteridol, Prohance® (Bracco)), Gd-EOB-DTPA (Gadoxetate) , Primavist), Gd-BOPTA (Gadobenat, MultiHance), Gd-DTPA-BMA (Gadodiamide,
  • OOmmnniissccaann ® ((AAmmeerrsshhaamm HHeealth), Dy-DTPA-BMA, Gd-DTPA-Polylysin, Gd-
  • the k-edge of gadolinium is around 50.2 keV, i.e. far above the K-edge of iodine, which is around 33.2 keV.
  • the metal complexes can also contain, for example, lanthanum or dysprosium atoms instead of the gadolinium atoms.
  • Detectors with phosphor plates for example from Fuji Chemical Industries, Konica
  • amorphous silicon e.g. from GE Medical, Philips Medical, Siemens Medical
  • selenium e.g.
  • CZT cadmium zinc telluride
  • an energy-dispersive detector which is formed from a semiconductor, is described in detail in US Pat. No. 5,434,417.
  • segmented semiconductor strips are provided, which from the front face with the X-rays are irradiated.
  • the radiation penetrates into the semiconductor material until it interacts with the semiconductor material. The depth of penetration depends on the energy of the X-ray photons. If the energy of the X-ray photons is greater, the radiation penetrates deeper until it interacts with the detector material and generates a current pulse due to a photoelectric effect than if the energy of the X-ray photons is lower.
  • 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 is characterized by the fact that the intensity of the X-rays can be determined in an energy-dispersive manner, ie during a measurement, X-rays are only detected from a defined energy interval.
  • This energy interval should be as narrow as possible in order to avoid an overlap of the two measurements at the energies Ei and E 2 .
  • too narrow an energy interval is disadvantageous because the detectable intensity can be too low in this case.
  • a resolution of at most 5 keV, preferably at most 3 keV, particularly preferably 1.5 keV and very particularly preferably 1 keV, is regarded as advantageous (given an assumed Gaussian form of the energy sensitivity of a detector) ( ⁇ ).
  • the energy-dispersive detector can be designed in the form or in the manner of a flat bed detector.
  • all pixels are acquired simultaneously and passed on to the correlation unit for evaluation.
  • the detector consists of a flat arrangement of individual detector sensors, preferably in a matrix having rows and columns of such sensors.
  • a matrix of several energy-dispersive detectors suitable for recording a single pixel can also be used.
  • the X-ray radiation is these detectors from the examination object at the same time via X-ray light guide. A large number of such light guides are combined to form an area detector.
  • the detector can be designed to record a single pixel and be movable to record all pixels.
  • the detector can only detect energy-dependent intensities in a single pixel during the measurement.
  • the intensities of the individual pixels are recorded one after the other, for example line by line, and passed on to the correlation unit for further processing.
  • the detector can also have an array of detector sensors designed to record one pixel at a time and be movable to record all the pixels.
  • the detector detects the intensities of the individual pixels line by line.
  • the detector is preferably moved perpendicular to the main axis of the array during the measurement. The intensities determined during the measurement are transmitted to the correlation unit.
  • the signal originating from the preamplifier is then fed into the at least one correlation unit, with which the intensity of the detected X-rays from a pixel from the examination object, for example with an energy above an absorption edge of the contrasting element, with the intensity of the detected X-rays from the same pixel, for example with an energy below the absorption edge of the contrasting element can be correlated.
  • the correlation unit can be a correspondingly programmed data processing system.
  • X-ray photons from two different energy ranges that can be determined with the detector are counted and correlated with one another in the correlation unit.
  • the photons in the two energy ranges have energies which lie in a range which is preferably from 10 keV, in particular up to 5 keV, below up to 10 keV, in particular up to 5 keV, above the energy of the absorption edge of the contrasting element of the X-ray contrast medium, very particularly preferably of up to 3 keV above up to 3 keV below the energy of the absorption edge.
  • the closer the energies of the detected photons are to the examined absorption edge of the contrasting element the greater the absolute difference in the energies of the photons in these two areas and the greater the signal used to generate the pixels.
  • intensities of the photons of the two regions are correlated with one another pixel by pixel, preferably subtracted from one another or divided by one another.
  • the measured intensities can e.g. also logarithmic and then subtracted afterwards.
  • intensities at energies are correlated with one another, preferably in a range from 1-5 keV below the absorption edge to 1-5 keV above the absorption edge of the contrasting element, which is native to the tissue of the examination object or by means of the X-ray contrast medium is entered.
  • a comparator can be used in one case and a division element in the other case for point-by-point correlation.
  • the intensity of the X-rays in the immediate area of the absorption edge can be measured in small steps, for example in 0.2 keV steps, and differentiated via the energy. A differentiator can be used for this. In the area of the absorption edge, a large jump in the first derivative of the intensity is ascertained, which appears as a significant signal in the pixel.
  • the intensities of the detected X-rays are preferably recorded below and above the K-edge of the absorption spectrum of the contrasting element. In principle, however, measurements in the area of the L absorption edge or higher edges are also possible.
  • the following devices which can be implemented in a data processing system, are preferably provided for processing the measured intensities of a pixel, namely: e. a first storage unit with which the intensities can be stored as a function of the energy I (E) of individual pixels of the examination object, f. a computing unit with which the intensity I (E- ⁇ ) of the detected X-rays from an image point from the examination object, for example with an energy above an absorption edge of the contrasting element of an X-ray contrast medium, with the intensity I (E) of the detected X-rays from the same image point, e.g.
  • the data obtained are transferred pixel by pixel to an output unit which contains, for example, a monitor (cathode ray tube (CRT) or LCD display) or a plotter.
  • a monitor cathode ray tube (CRT) or LCD display
  • 1 is an overall view of a first phantom
  • FIG. 4 X-ray radiation intensity in the area of two measuring cells in the first phantom
  • FIG. 5 intensity difference above and below the K edge of I or the K edge of Gd in the first phantom
  • FIG. 6 detail from the first phantom
  • FIG. 7 6 an overall view of a second phantom
  • FIG. 9 attenuation of the total signal intensity Slg ⁇ S in the phantom of FIG. 7,
  • FIG. 10 x-ray spectra at the positions 30 mm, 40 mm and 60 mm of the second phantom
  • FIG. 11 First derivations of the X-ray spectra from FIG. 10 after the energy.
  • Example 1 Example 1 :
  • the X-ray source was formed by an X-ray tube (10x15 tube) with a tungsten anode and 4 mm thick Al filter.
  • a CZT detector with a 3 mm x 3 mm x 2 mm cadmium zinc telluride crystal and 100/400 ⁇ m pinhole diaphragms was used to detect the X-rays (Amptek Inc., USA).
  • the data was forwarded from the X-ray detector to a multi-channel analyzer and then fed to an Excel graphics table.
  • the projection images were taken with a Siemens Polydoros X-ray tube, which was operated at 90 kV, 4 mAs, at a distance of 110 cm with AGFA imaging plates.
  • the gray values at the desired positions were read from the digitally available images on the workstation.
  • the detector was first replaced by a phosphor screen (Agfa Image Plate), in which the generated projection image was latently stored in the form of trapped electrons and then read out (made visible) with a laser.
  • the recorded arrangement is shown in Fig. 1.
  • the acrylic glass plate can be recognized by its edge.
  • the streaky bacon is visible due to the streaking that is particularly evident on the left and right edges.
  • the darker structures which can be seen in the middle part of the figure are the measuring cells which - in the order from bottom to top - contained samples 1), 2), 3) and 4).
  • the gray values on the phosphor screen read out in the area of the cuvettes were determined.
  • the attenuation of the X-rays by the cuvettes is shown in Fig. 2.
  • the bars indicate the respective gray values in comparison with the background.
  • the greatest attenuation of the radiation was obtained with the cuvette containing 30 mg / ml I.
  • the 5 mg / ml I sample shows no significant difference in attenuation compared to the water-containing cuvette.
  • the phantom was mounted on an x-y shift table above the detector. To move the phantom relative to the detector, the table was only moved in the x direction.
  • spectra of the transmitted X-rays were recorded at various locations under the phantom.
  • the phantom was moved in steps of 5 mm in the x direction over the fixed x-ray detector.
  • An X-ray spectrum was recorded for each x location.
  • the ones from Count rate values determined by the detector were taken over as a function of the energy in Excel tables.
  • energy bands were considered in which the measured Sl was averaged over energy ranges.
  • the ranges are 22.5 keV, 32.3 keV, 34.2 keV, 40.9 keV, 51, 2 keV and 56.9 keV.
  • Fig. 3 are spectra for air at the x-coordinate position 0 mm (curve A), bacon at the x-coordinate position 25 mm (curve B), for the cuvette containing 30 mg / ml I in aqueous solution at the x-coordinate position 40 mm (curve C) and 55 mm (curve D) for the cuvette containing 100 mM Gd in aqueous solution.
  • the K edges of I at 33.2 keV and of Gd at 50 keV in the spectra recorded by the cuvettes are clearly visible.
  • the intensity at the detector was determined depending on the shift of the phantom at different detector energies.
  • the curves are shown in Fig. 4.
  • the individual curves were recorded at different detector energies (curve A: 30.97 keV, curve B: 34.86 keV, curve C: 40.01 keV, curve D: 48.84 keV, curve E: 51 , 30 keV, curve F: 60.19 keV).
  • the profile of the phantom is clearly visible.
  • the spatial resolution of the scans is determined by the step size of 5 mm.
  • the cuvettes are therefore not represented by vertical flanks in the intensity curve.
  • the transparency increases with the X-ray energy. Exceptions are the K edges, as can be seen in the difference image (Fig. 5).
  • the differences are the Signal intensities at the energies that include the respective K-edge energy are formed and displayed.
  • the curve labeled 35 includes the iodine K edge, that labeled 51 includes that of gadolinium. The course of the curve clearly shows that only iodine is visible in one case and only Gd in the other.
  • the iodine curve (35) in addition to the pronounced signal change for the sample containing 30 mg l / ml, the cuvette containing 5 mg l / ml on the right edge of the image is just indicated.
  • FIG. 6 shows a detail from the phantom using a phosphor screen (Agfa Image Plate).
  • FIG. 7 shows a profile of the overall signal intensity SIg it over a displacement path of 80 mm in the x direction, which intersects the cuvettes.
  • the acrylic glass surface is shown in constant intensity.
  • To the right of this is the streaky bacon with a decreasing intensity of up to about 35 mm.
  • To the right is the measuring cuvette containing 30 mg / ml I (further decrease in intensity).
  • Example 2 A phantom was used as the object under investigation by arranging two 1 cm plastic cuvettes and a plastic strip on an acrylic glass base. posed. The cuvettes were filled with 0.5 mol Gd / L (in the form of a gadolinium compound in aqueous solution) or with 0.47 mol I / L (in the form of an iodine compound in aqueous solution).
  • Example 1 An overall picture of the arrangement was made with a phosphor screen (Agfa Image Plate). The details of the test procedure are given in Example 1. The arrangement is shown in Fig. 8.
  • the total signal intensity Sl tot as a function of the x-shift of the phantom was recorded.
  • the weakening of the X-ray intensity by the plastic film, the measuring cuvette containing iodine and the measuring cuvette containing gadolinium (from left) are clearly visible.

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Abstract

Zur Erhöhung des Kontrastes bei der Bildgebung in einem mindestens eine röntgenkontrastgebendes Element enthaltenden Untersuchungsobjekt wird eine Anordnung eingesetzt, die folgende Merkmale aufweist: a) mindestens eine im Wesentlichen polychromatische Röntgenstrahlung emittierende Röntgenstrahlungsquelle, b) mindestens einen energiedispersiven Detektor, mit dem die Intensität von durch das Untersuchungsobjekt hindurch getretener Röntgenstrahlung detektierbar ist, c) mindestens eine Korrelationseinheit, mit der die Intensität von detektierter Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt vom Untersuchungsobjekt mit einer ersten Energie E1 mit der Intensität von detektierter Röntgenstrahlung von demselben Bildpunkt mit einer zweiten Energie E2 korrelierbar ist, d) mindestens eine Ausgabeeinheit zur Darstellung des Untersuchungsobjektes aus durch Korrelation der Intensitäten erhaltenen Bildpunktsignalen.

Description

Röntgenanordnung und Röntgenkontrastverfahren zur Bildgebung an einem mindestens ein röntgenkontrastgebendes Element enthaltenden Untersuchungsobjekt sowie Verwendung der Röntgenanordnung
Beschreibung:
Die Erfindung betrifft eine Röntgenanordnung zur Bildgebung an einem mindestens ein röntgenkontrastgebendes Element enthaltenden Untersuchungsobjekt, die Verwendung der Röntgenanordnung zur Bilddarstellung eines Unter- suchungsobjektes mittels Röntgenstrahlung sowie ein bildgebendes Röntgenkontrastverfahren an dem Untersuchungsobjekt, beispielsweise einem Säugetier, insbesondere einem Menschen.
Die medizinische Diagnostik mit Hilfe von Röntgenstrahlung ist ein technisch hoch entwickeltes Feld zur Diagnostik von Erkrankungen, beispielsweise zur Früherkennung, zum röntgenographischen Nachweis, zur Charakterisierung und zur Lokalisation von Tumoren der weiblichen Brust. 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-, Mo- und Rh-Filtern zur Verfügung. Mit geeigneter Filterung wird ein Teil der Bremsstrahlung herausgefiitert, so dass in günstigen Fällen im Wesentlichen die charakteristische Strahlung aus der Röntgenröhre austritt.
Als Detektoren werden entweder konventionelle Röntgenfilme oder neuerdings auch digitale Flachbettdetektoren eingesetzt. Anstelle der Röntgenfilme können auch Phosphorschirme (Speicherfolien) verwendet werden. Das in diesen Schirmen durch die auftreffende Röntgenstrahlung erzeugte Bild kann in Röntgen bildverstärkem verstärkt werden. In der PIITV-Technik (Phosphor-Image- Intensifier TV-Technik) wird das verstärkte Bild über eine sehr schnelle Optik auf eine Videokamera übertragen. Bei der PPCR-Technik (Photostimulable Phosphor Computer Radiography) wird ein Speicherschirm aus einer aus BaFX:Eu2+-KristalIen bestehenden Schicht verwendet, wobei X = Cl, Br, I ist. Das in dem Schirm erzeugte Bild ist latent und wird durch einen IR-Laser, beispielsweise einen He-Ne-Laser, ausgelesen, wobei Lumineszenz im UV-Bereich entsteht. Das UV-Licht wird mit einem Lichtleiter aufgefangen, zu einem Photomultiplier geleitet und in digitale Signale umgewandelt (US 5,434,417 A). Zur unmittelbaren Umwandlung von Röntgenstrahlung in elektrische Signale werden Halbleiterdetektoren verwendet, die aus Cadmium-Zink-Tellurid (CZT), amorphem Selen oder amorphem oder kristallinem Silizium bestehen (M.J. Yaf- fe, 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 klini- sehen Alltag angewendet. Mit der CT werden Schriittbilder durch den Körper erhalten, mit denen eine bessere räumliche Auslösung erreicht wird als mit der herkömmlichen Projektionsradiographie. Obwohl auch die Dichteauflösung der CT deutlich höher ist als die Dichteauflösung der konventionellen Röntgentech- nik, werden zur sicheren Erkennung vieler krankhafter Veränderungen dennoch Kontrastmittel benötigt. Zur kontrastreichen Darstellung von Weichteilgewebe gegenüber dem Knochengerüst, insbesondere im Brustbereich ist die Dual Energy-Radiographie entwickelt worden. Dieses Verfahren wird mit unterschiedlichen Betriebsspannungen betrieben. Durch verschiedenartige Wechselwirkungen zwischen Weichteilgewebe und dem Kochengerüst mit den unterschiedlich energetischen Röntgenstrahlen werden Röntgenbilder erhalten, die erlauben, die Darstellung des Knochengerüstes weitgehend durch geeignete Bilddatenverarbeitung zu eliminieren. Um durch die sequentielle Aufnahme beider Bilder bedingte Bewegungsartefakte möglichst zu vermeiden, sind hierzu beispielsweise in US 2003/0169848 A1 und WO 02/052504 A2 Lösungen vorgeschlagen worden.
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 rönt- genographische 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 Che- latverbindungen 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, loversol, lobitridol, lopentol, lotrolan, 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: Dieses Verfahren setzte sich jedoch nicht zur Darstellung von Läsionen der weiblichen Brust durch, da sich die Zuverlässigkeit und Empfindlichkeit für viele Anwendungen als zu gering herausstellte und in jedem Falle eine zusätzliche Untersuchung erforderlich war (P.B. Dean, E.A. Sickles, In- vest. Radiol., 20 (1985) 698-699). Eine andere 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-Kon- trastmammogramm aufzunehmen. Die erhaltenen Daten der beiden Bilder werden dann miteinander korreliert, vorzugsweise voneinander subtrahiert.
Dieses Subtraktionsverfahren stellt jedoch eine erhebliche Belastung der Patientin dar, da zwei Aufnahmen zeitlich versetzt angefertigt werden müssen, wobei die erste Aufnahme vor der Injektion des Kontrastmittels und die zweite bis zu 5 min nach der Injektion erhalten wird. Während dieser Zeit ist die Brust der Patientin eingespannt, um Bewegungsartefakte zu vermeiden. Dies gelingt während der genannten langen Zeitspanne jedoch nur unvollkommen. Außerdem verursacht das Fixieren der Brust der Patientin Schmerzen. In gleicher Weise ist auch die DSA wegen der Gefahr von Bewegungsartefakten nachteilig, da eine vollständige Bewegungsfreiheit kaum erreichbar ist. So haben sich bisher durch Kontrastmittel unterstützte röntgenographische Untersuchungen der weiblichen Brust, von wenigen CT-Studien abgesehen, nicht durchgesetzt.
Neue Entwicklungen auf dem Gebiet der CT betreffen auf der Anregungsseite beispielsweise die Anwendung von Synchrotronstrahlung in der CT (F.A. Dil- manian, „Computed Tomography with Monochromatic X-Rays", Am. J. Physiol. Imaging, 314 (1992) 175-193). Gute Röntgenbilder werden zum Beispiel mittels des „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. Der Anstieg des Absorptionskoeffizien- ten an dieser Kante ist stark genug, um aus der Differenz zweier Messungen bei Energien kurz oberhalb und kurz unterhalb dieser Kante gute Bilder zu erhalten. Dabei wird so vorgegangen, dass dem Patienten vor der Röntgenunter- suchung ein lod enthaltendes Röntgenkontrastmittel verabreicht wird. Kurze Zeit später werden zwei Röntgenbilder bei zwei verschiedenen Wellenlängen (Energien) der Röntgenstrahlung aufgenommen. Die beiden Röntgenbilder (bzw. die beiden Intensitäten) können dann voneinander subtrahiert werden. Dadurch wird ein Bild mit viel besserer Auflösung erhalten als bei herkömmlicher Aufnahme eines Röntgenbildes.
Leider funktioniert dieses Verfahren nur mit Hilfe der an großen Speicherringen, wie beispielsweise bei DESY, verfügbaren Synchrotronstrahlung, denn nur die- se 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: Zur Aufnahme von Projektionsmammogrammen wird ein Verfahren vorgeschlagen, bei dem Röntgenstrahlungsquellen mit zwei Röntgenanoden aus unterschiedlichen Materialien eingesetzt werden. Zur Aufnahme der Mammogramme wird der Patientin zunächst ein Röntgenkontrastmittel verabreicht. Dann wird ein erstes Projektionsmammogramm unter Verwendung der ersten der beiden Röntgenanoden aufgenommen und danach unter Verwendung einer zweiten Röntgen- anode ein zweites Projektionsmammogramm. Durch die Überlagerung jedes einzelnen Bildpunktes aus dem ersten Mammogramm mit jedem einzelnen entsprechenden Bildpunkt aus dem zweiten Mammogramm wird dann ein Korrela- tionsbild 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 Absorptions- energie des kontrastgebenden Elements. Ein Nachteil dieses Verfahrens besteht darin, dass herkömmliche Röntgenröhren mit nur einer Röntgenanode nicht eingesetzt werden können. Außerdem ist die vorgeschlagene Anordnung hinsichtlich der zu verwendenden Röntgenkontrastmittel unflexibel, da das kontrastgebende Element im Röntgenkontrastmit- tel durch eine vorgegebene Auswahl der beiden Röntgenanoden in einer Röntgenstrahlungsquelle festgelegt ist. Falls bei variierenden Anforderungen unterschiedliche Röntgenkontrastmittel mit unterschiedlichen kontrastgebenden Elementen eingesetzt werden müssen, ist es erforderlich, auch die Röntgenstrahlungsquelle auszutauschen, um die Röntgenanoden an das geänderte kontrastgebende Element anzupassen.
Weiterhin ist in DE 100 33 497 A1 ein Röntgenkontrastverfahren zur Erzeugung eines elementselektiven Röntgenkontrastes durch digitale Absorptionskanten- Subtraktion von zwei Kontrastbildern bei Energien oberhalb und unterhalb der Absorptionskante des Kontrastelements beschrieben. Zur Durchführung des Verfahrens wird als Strahlungsquelle eine Mikrofokusröhre mit austauschbaren Anoden- bzw. Antikathodenmaterialien eingesetzt, deren Punktfokus einen divergenten Strahl für eine Zentral projektion des abzubildenden Objektes erzeugt. Zur Bilderzeugung werden die charakteristische Strahlung der Mikrofo- kusröhre sowie ein energieselektiver ortsauflösender Röntgendetektor eingesetzt.
Auch dieses Verfahren weist den Nachteil auf, dass unterschiedliche Röntgenanoden unter variierenden Anforderungen hinsichtlich des zu verwendenden Röntgenkontrastmittels eingesetzt werden sollen. In derartigen Fällen ist es daher notwendig, die eine Röntgenanode gegen eine andere auszutauschen. Dies ist umständlich und bis auf den Spezialfall einer Bi-Anodenröhre in der Mammographie praktisch nicht verwirklicht. Im Allgemeinen benötigen die einzelnen Röntgenanoden auch unterschiedliche Spannungen, so dass gegebe- nenfalls sogar mehrere elektrische Versorgungen vorgehalten werden müssen, um Röntgenaufnahmen mit unterschiedlichem Röntgenkontrast erzeugen zu können. Der vorliegenden Erfindung liegt von daher das Problem zugrunde, die vorgenannten Nachteile zu vermeiden und insbesondere Anordnungen und Verfahren zu finden, mit denen ohne erheblichen apparativen Aufwand mit unter- schiedlichem röntgenkontrastgebenden 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 Körper des Untersuchungsobjektes sollen in hoher Ortsauflösung bei möglichst geringer Strahlen- dosis sichtbar gemacht werden können. Auch Bewegungsartefakte, die durch zeitlich versetztes Aufnehmen der Bilder entstehen, sollen zuverlässig vermieden werden.
Gelöst wird dieses Problem durch die Röntgenanordnung zur Bildgebung an einem mindestens ein röntgenkontrastgebendes Element enthaltenden Untersuchungsobjekt nach Anspruch 1 , die Verwendung der Röntgenanordnung nach Anspruch 11 und das bildgebende Röntgenkontrastverfahren nach Anspruch 21. Bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
Die Erfindung ist insbesondere zur Untersuchung am Menschen einsetzbar. Die Erfindung ist zur Erzeugung von Projektionsradiographien zur Darstellung von Raumforderungen, Gefäßen und Perfusionen geeignet, beispielsweise zur Darstellung der Ösophagus-Magen-Darm-Passage, zur Bronchographie, Cholegra- phie, Angio- und Kardangiographie, zur zerebralen Angiographie und zu Perfusionsmessungen, zur Mammographie, Lymphographie, zur Quantifizierung von Kalkablagerungen und Knochendichten. Die Erfindung ist auch auf die Computertomographie ausdehnbar. Grundsätzlich kann die Erfindung auch zur Untersuchung von nicht lebenden Materialien eingesetzt werden, beispielsweise auf dem Gebiet der Materialprüfung. Zur Lösung der Aufgabe wird das Untersuchungsobjekt mit polychromatischer Röntgenstrahlung durchstrahlt und die durch das Objekt hindurch getretene Strahlung mit einem digitalen Detektor gemessen, wobei der Detektor in der Lage ist, die Energie der auftreffenden Photonen zu ermitteln.
Hierzu weist die erfindungsgemäße Röntgenanordnung folgende Merkmale auf: a. mindestens eine im Wesentlichen polychromatische Röntgenstrahlung emittierende Röntgenstrahlungsquelle, b. mindestens einen energiedispersiven Detektor, mit dem die Intensität von durch das Untersuchungsobjekt hindurch getretener Röntgenstrahlung energiedispersiv bei einer ersten Energie E-ι und bei einer zweiten Energie E2 detektierbar ist, c. mindestens eine Korrelationseinheit, mit der die Intensität der detek- tierten Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt vom Untersuchungsobjekt mit einer ersten Energie Ei (z.B. mit einer Energie oberhalb einer Absorptionskante des kontrastgebenden Elements des kontrastgebenden Elements) mit der Intensität der detektierten Röntgenstrahlung von demselben Bildpunkt mit einer zweiten Energie E2 (z.B. mit einer Energie unterhalb der Absorptionskante des kontrastgebenden Elements) korrelierbar ist, d. mindestens eine Ausgabeeinheit zur Darstellung des Untersuchungsobjektes aus durch Korrelation der Intensitäten erhaltenen Bildpunktsignalen.
Die Röntgenanordnung dient vor allem zur Bilddarstellung eines Untersuchungsobjektes mittels Röntgenstrahlung. Das im Untersuchungsobjekt enthaltene kontrastgebende Element kann von den natürlich in dem Objekt enthaltenen Elementen herrühren oder durch ein Röntgenkontrastmittel eingeführt wer- den. Die Röntgenanordnung wird zur Durchführung des erfindungsgemäßen Röntgenkontrastverfahrens eingesetzt. Das Verfahren weist folgende Verfahrensschritte auf: a. Durchstrahlen des mindestens ein röntgenkontrastgebendes Element enthaltenden Untersuchungsobjektes mit im Wesentlichen polychromatischer Röntgenstrahlung, b. Energiedispersives Detektieren der Intensität der durch das Untersuchungsobjekt hindurch getretenen Röntgenstrahlung bei einer ersten Energie Ei und bei einer zweiten Energie E2, c. Korrelieren, d.h. mathematisches Verknüpfen, der Intensitäten von detektierter Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt des Untersu- chungsobjektes mit der ersten Energie Ei (z.B. mit einer Energie oberhalb einer Absorptionskante des kontrastgebenden Elements) mit Intensitäten von detektierter Röntgenstrahlung von demselben Bildpunkt mit der zweiten Energie E2 (z.B. mit einer Energie unterhalb der Absorptionskante des kontrastgebenden Elements), d. Darstellen des Untersuchungsobjektes aus durch Korrelation der Intensitätswerte erhaltenen Bildpunkten.
Zur Ermittlung der Intensitäten und der Energie der durch das Untersuchungsobjekt hindurch getretenen Röntgenstrahlung werden die detektierten Photonen in wenigstens zwei verschiedene Energiebereiche eingeteilt, beispielsweise solche wenig unterhalb und solche wenig oberhalb einer Absorptionskante im Absorptionsspektrum des kontrastgebenden Elements.
Mit der erfindungsgemäßen Röntgenanordnung und dem erfindungsgemäßen Verfahren können auch Weichteilgewebe beispielsweise im Menschen kontrastreich dargestellt werden. Durch Abstimmung der vom Detektor gemessenen Energie der durch das Untersuchungsobjekt hindurch getretenen Röntgenstrahlung auf die Art des kontrastgebenden Elements kann eine effiziente Kontraststeigerung gegenüber herkömmlichen Verfahren erreicht werden, wobei die Nachteile der in DE 101 18 792 A1 und DE 100 33497 A1 beschriebenen Anordnungen und Verfahren (verringerte Flexibilität) nicht in Kauf genommen werden müssen. Das Verfahren ist einfach durchzuführen und weist ein breites Anwendungsgebiet auf.
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. Das kontinuierliche Spektrum wird durch eine entsprechende Spannung an der Röntgenröhre erzeugt. Je nach der Art des im Untersuchungsobjekt enthaltenen kontrastgebenden Elementes wird eine Spannung angelegt, die eine Emission der konti- nuieriichen 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 ist oder nicht vorteilhaft ist. Hierzu wird beispielsweise ein AI- oder ein Cu-Filter verwendet, der Energien 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.
Sieht man von einem nativen Röntgenkontrast ab, so wird dem Untersu- chungsobjekt, beispielsweise einem Menschen, zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ein Röntgenkontrastmittel verabreicht. Das Röntgenkontrastmittel kann beispielsweise enteral oder parenteral verabreicht wer- den, insbesondere durch i.V., Im. oder subkutane Injektion oder Infusion. Anschließend wird die Röntgenaufnahme erstellt. Geeignet sind solche Röntgenkontrastmittel, welche insbesondere an der K- oder L-Kante des Absorptionsspektrums einen starken Anstieg des Absorptionskoeffizienten aufweisen. Der- artige Röntgenkontrastmittel enthalten kontrastgebende 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 beispielsweise um lod enthaltende Kontrastmittel -, mit einer Ordnungszahl von 56 - es handelt sich hierbei um Bari- um 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 Elemente mit einer Ordnungszahl von 35 (Brom) bis 83 (Wismut) enthalten. Besonders geeignet sind Kontrastmittel mit kontrastgebenden Elementen mit einer Ordnungszahl von 53 (lod) - 83 (Wismut). Ebenfalls geeignet sind Röntgenkontrastmittel mit kontrastgebenden Elementen mit einer Ordnungszahl von 56 (Barium), 57 oder größer als 57 (Lanthanide) - 83 (Wismut) und besonders bevorzugt sind Mittel mit kontrastgebenden Elementen mit einer Ordnungszahl von 56 - 70 (Barium, Lanthanide: La, Ce, Pr, Nd, Pm, Sm, Eu, Gd, Tb, Dy, Ho, Er, Tm, Yb).
Geeignete lod enthaltende Röntgenkontrastmittel sind beispielsweise Verbin- düngen, die Triiod-Aromaten enthalten, wie beispielsweise Amidotrizoat, lohexol, lopamidol, lopansäure, lopodinsäure, lopromid, lopronsäure, lopydon, lota- laminsäure, lopentol, loversol, loxaglat, lotrolan, lodixanol, lotroxinsäure, loxa- glinsäure und loxitalaminsäure (INN). Markennamen für lod enthaltende Röntgenkontrastmittel sind Urografin® (Schering), Gastrografin® (Schering), Bilisco- pin® (Schering), Ultravist® (Schering) und Isovist® (Schering). 2005/034755
12
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, Pri- mavist), Gd-BOPTA (Gadobenat, MultiHance), Gd-DTPA-BMA (Gadodiamide,
OOmmnniissccaann® ((AAmmeerrsshhaamm HHeealth), Dy-DTPA-BMA, Gd-DTPA-Polylysin, Gd-
DTPA-Kaskadenpolymere.
Die K-Kante von Gadolinium liegt bei etwa 50,2 keV, d.h. weit oberhalb der K- Kante von lod, die bei etwa 33,2 keV liegt. Die Metallkomplexe können anstelle der Gadoliniumatome beispielsweise auch Lanthan- oder Dysprosiumatome enthalten.
Digitale Detektoren werden schon seit einiger Zeit von verschiedenen Herstellern angeboten (beispielsweise: The BBI Newsletter, Februar 1999, Seite 34; H.G. Chotas, J.T. Dobbins, C.E. Ravin, „Principles of Digital Radiography with Large-Area, Electronically 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 (bei- spielsweise 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 oder Cadmium-Zink-Tellurid-(CZT)- Halbleitem, mit Yttriumoxyorthosilikat, mit Lutetiumoxyorthosilikat, mit Natrium- iodid oder Wismutgermanat. Besonders gute Resultate werden mit den sogenannten CZT-Detektoren erzielt, d.h. Detektoren, die aus einem Cadmium-Zink- Tellurid-(CZT)-Halbleiter bestehen.
Der Aufbau eines energiedispersiven Detektors, der aus einem Halbleiter gebil- det 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 Detektormate- rial 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.
Der Detektor zeichnet sich dadurch aus, dass die Intensität der Röntgenstrahlung energiedispersiv ermittelt werden kann, d.h. bei einer Messung wird Röntgenstrahlung nur aus einem festgelegten Energieintervall detektiert. Dieses Energieintervall soll möglichst schmal sein, um eine Überlappung der beiden Messungen bei den Energien E-i und E2 zu vermeiden. Andererseits ist ein zu schmales Energieintervall nachteilig, weil die detektierbare Intensität in diesem Falle zu gering sein kann. Als vorteilhaft wird (bei einer angenommenen Gauß- schen Form der Energieempfindlichkeit eines Detektors) eine Auflösung von höchstens 5 keV, vorzugsweise höchstens 3 keV, insbesondere bevorzugt 1 ,5 keV und ganz besonders bevorzugt 1 keV, angesehen (σ).
Zum einen kann der energiedispersive Detektor in Form bzw. nach Art 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.
Anstelle des energiedispersiven Flach bettdetektors kann auch eine Matrix meh- rerer zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes geeigneter energiedispersiver Detektoren verwendet werden. Diesen 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 ausge- bildet 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. In dieser Ausführungsform erfasst der Detektor die Intensitäten der einzelnen Bildpunkte zeilenweise. Zur Aufnahme aller Intensitä- ten wird der Detektor während der Messung vorzugsweise senkrecht zur Hauptachse des Arrays verfahren. Die während der Messung ermittelten Intensitäten werden an die Korrelationseinheit übermittelt.
Das vom Vorverstärker stammende Signal wird dann in die mindestens eine Korrelationseinheit geleitet, mit der die Intensität der detektierten Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt vom Untersuchungsobjekt beispielsweise mit einer Energie oberhalb einer Absorptionskante des kontrastgebenden Elementes mit der Intensität der detektierten Röntgenstrahlung von demselben Bildpunkt beispielsweise mit einer Energie unterhalb der Absorptionskante des kontrastge- benden Elements korrelierbar ist. Die Korrelationseinheit kann eine entsprechend programmierte Datenverarbeitungsanlage sein.
Bei Wahl eines geeigneten Röntgenkontrastmittels werden Röntgenphotonen aus zwei verschiedenen Energiebereichen, die mit dem Detektor ermittelbar sind, gezählt und in der Korrelationseinheit miteinander korreliert. Die Photonen in den beiden Energiebereichen weisen Energien auf, die in einem Bereich liegen, der sich vorzugsweise von 10 keV, insbesondere bis zu 5 keV, unterhalb bis 10 keV, insbesondere bis zu 5 keV, oberhalb der Energie der Absorptionskante des kontrastgebenden Elements des Röntgenkontrastmittels erstreckt, ganz besonders bevorzugt von bis zu 3 keV oberhalb bis bis zu 3 keV unterhalb der Energie der Absorptionskante. Je näher die Energien der detektierten Pho- tonen an der untersuchten Absorptionskante des kontrastgebenden Elements liegen, desto größer ist der absolute Unterschied der Energien der Photonen in diesen beiden Bereichen und desto größer wird das zur Erzeugung der Bildpunkte verwendete Signal.
Zur Korrelation der Intensitäten der Photonen der beiden Bereiche werden diese bildpunktweise miteinander korreliert, vorzugsweise voneinander subtrahiert oder durcheinander dividiert. Die gemessenen Intensitäten können z.B. auch erst logarithmiert und im Anschluss daran subtrahiert werden. In allen diesen Fällen werden Intensitäten bei Energien miteinander korreliert, die vorzugswei- se in einem Bereich von 1 - 5 keV unterhalb der Absorptionskante bis 1 - 5 keV oberhalb der Absorptionskante des kontrastgebenden Elements, das nativ im Gewebe des Untersuchungsobjektes vorhanden ist oder durch das Röntgenkontrastmittel eingetragen wird, liegen. Hierzu kann im einen Falle ein Komparator und im anderen Falle ein Divisionsglied zur bild punktweisen Korre- lation eingesetzt werden.
Selbstverständlich können auch andere mathematische Operationen zur Korrelation der Intensitäten der durch das Untersuchungsobjekt hindurch getretenen Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt durchgeführt werden. Beispielsweise kann die Intensität der Röntgenstrahlung im unmittelbaren Bereich der Absorptionskante, etwa in einem Bereich von ± 2 keV relativ zur Absorptionskante, in kleinen Schritten, beispielsweise in 0,2 keV-Schritten, gemessen und über die Energie differenziert werden. Hierzu kann ein Differenzierglied eingesetzt werden. Im Bereich der Absorptionskante wird dadurch ein großer Sprung in der ersten Ableitung der Intensität festgestellt, der als signifikantes Signal in dem Bildpunkt erscheint. Aus den vorstehenden Überlegungen wird deutlich, dass mit dem Detektor entweder die Intensitäten der Röntgenstrahlung mit bestimmten Energiewerten (in engen Energieintervallen, beispielsweise ± 0,2 keV) oder der Intensitätsverlauf über einen bestimmten Spektralbereich (beispielsweise ± 3 keV, relativ zur Ab- sorptionskante) ermittelt werden.
Um ein möglichst großes Signal aus den Bereichen im Untersuchungsobjekt erhalten zu können, in denen sich Röntgenkontrastmittel befindet, werden die Intensitäten der detektierten Röntgenstrahlung vorzugsweise unterhalb und ober- halb der K-Kante des Absorptionsspektrums des kontrastgebenden Elements erfasst. Grundsätzlich sind aber auch Messungen im Bereich der L-Absorp- tionskante oder höherer Kanten möglich.
Zur Verarbeitung der gemessenen Intensitäten eines Bildpunktes sind vorzugs- weise folgende Einrichtungen vorgesehen, die in einer Datenverarbeitungsanlage realisiert sein können, nämlich: e. eine erste Speichereinheit, mit der die Intensitäten als Funktion der Energie I(E) einzelner Bildpunkte vom Untersuchungsobjekt spei- cherbar sind, f. eine Recheneinheit, mit der die Intensität I(E-ι) der detektierten Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt vom Untersuchungsobjekt, z.B. mit einer Energie oberhalb einer Absorptionskante des kontrastgebenden Elements eines Röntgenkontrastmittels, mit der Intensität I(E ) der detektierten Röntgenstrahlung von demselben Bildpunkt, z.B. mit einer Energie unterhalb der Absorptionskante des kontrastgebenden Elementes des Röntgenkontrastmittels, korrelierbar ist, z.B. I(Eι)/ I(E2), g. eine zweite Speichereinheit, mit der die durch Korrelation aus den In- tensitäten eines einzelnen Bildpunktes erhaltenen Werte zwischenspeicherbar sind. Dadurch ist es möglich, entweder zuerst die Intensitäten aller Bildpunkte unterhalb oder oberhalb der Absorptionskante zu erfassen, danach alle anderen Intensitäten aller Bildpunkte und anschließend die gemessenen Datensätze bild- punktweise miteinander zu korrelieren und zur Bildgebung zu nutzen oder alternativ Bildpunkt für Bildpunkt die jeweiligen Intensitäten zu messen, zu korrelieren und anschließend die erhaltenen Daten zur Bildgebung einzusetzen. Hierzu werden die erhaltenen Daten bildpunktweise an eine Ausgabeeinheit übergeben, die beispielsweise einen Monitor (Kathodenstrahlröhre (CRT) oder LCD- Anzeige) oder einen Plotter enthält.
Zur nachfolgenden Erläuterung der Erfindung dienen folgende Figuren und Beispiele. Es zeigen im Einzelnen:
Fig. 1 eine Gesamtansicht eines ersten Phantoms,
Fig. 2 eine Grauwertauswertung der Messproben im ersten Phantom,
Fig. 3 Spektren von Proben des ersten Phantoms,
Fig. 4 Röntgenstrahlungsintensität im Bereich von zwei Messküvetten im ersten Phantom, Fig. 5 Intensitätsdifferenz oberhalb und unterhalb der K-Kante von I bzw. der K-Kante von Gd im ersten Phantom, Fig. 6 Ausschnitt aus dem ersten Phantom, Fig. 7 Gesamtintensitätsverlauf im Auschnittsbereich von Fig. 6, Fig. 8 eine Gesamtansicht eines zweiten Phantoms, Fig. 9 Schwächung der Gesamtsignalintensität SlgΘS im Phantom von Fig. 7, Fig. 10 Röntgenspektren an den Positionen 30 mm, 40 mm und 60 mm des zweiten Phantoms, Fig. 11 Erste Ableitungen der Röntgenspektren aus Fig. 10 nach der Energie. Beispiel 1 :
Zur Darstellung eines Phantoms wurde folgender Messaufbau gewählt:
Die Röntgenstrahlungsquelle wurde durch eine Röntgenröhre (10x15 Tubus) mit Wolfram-Anode und 4 mm dickem AI-Filter gebildet. Die Röntgenquelle (RT250) wurde unter folgenden Betriebsbedingungen betrieben: 90 kV, 5 (10) mA, Belichtungszeit t = 1 s. Zur Detektion der Röntgenstrahlung wurde ein CZT-Detektor 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 Daten wurden von dem Röntgendetektor an einen Vielkanalanalysator weitergeleitet und anschließend einer Excel-Graphiktabelle zugeführt. Die Signalintensitäten Sl = SI(E) standen damit in digitaler Form als Funktion der Energie E zur Verfügung.
Die Projektionsbilder wurden mit einer Siemens Polydoros Röntgenröhre, die bei 90 kV, 4 mAs betrieben wurde, in 110 cm Entfernung mit AGFA Speicherfolien aufgenommen. Von den an der Workstation digital zur Verfügung stehenden Bildern wurden die Grauwerte an den gewünschten Positionen ausgelesen.
Das Untersuchungsobjekt war ein Phantom, das aus 2 cm dickem Bauchspeck auf einer Acrylatglasunterlage und vier darauf angeordneten 1 cm-PIastikküvet- ten bestand, die mit 1) einer 30 mg/ml I (= 236 mmol I/L) (in Form einer lodverbindung, Ultra- vist®) enthaltenden wässrigen Lösung, 2) einer 100 mmol Gd/L (in Form einer Gadoliniumverbindung, Gadovist") enthaltenden wässrigen Lösung, 3) einer 5 mg/ml I (in Form einer lodverbindung) enthaltenden wässrigen Lösung, 4) Wasser gefüllt waren. Das Phantom wurde in den Strahlengang gebracht.
Zur optischen Darstellung der Gesamtanordnung wurde zunächst der Detektor durch einen Phosphorschirm (Agfa Image Plate) ersetzt, in dem das erzeugte Projektionsbild in Form getrappter Elektronen latent gespeichert und danach mit einem Laser ausgelesen (sichtbar gemacht) wurde. Die aufgenommene Anordnung ist in Fig. 1 angegeben. Am unteren Bildrand ist die Acrylglasplatte durch deren Rand erkennbar. Der Bauchspeck ist durch die insbesondere am linken und am rechten Rand erkennbare Streifenbildung sichtbar. Die etwa im mittleren Teil der Figur erkennbaren dunkleren Strukturen sind die Messküvet- ten, die - in der Reihenfolge von unten nach oben - die Proben 1), 2), 3) und 4) enthielten.
Zur Ermittlung der Intensitäten der durch die Meßküvetten hindurch tretenden Röntgenstrahlung wurden die Grauwerte auf dem ausgelesenen Phosphorschirm im Bereich der Küvetten bestimmt. Die Schwächung der Röntgenstrahlung durch die Küvetten ist in Fig. 2 dargestellt. Die Balken geben die jeweiligen Grauwerte im Vergleich mit dem Hintergrund an. Die größte Schwächung der Strahlung wurde mit der 30 mg/ml I enthaltenden Küvette erhalten. Die Probe mit 5 mg/ml I ergibt gegenüber der Wasser enthaltenden Küvette keinen signifikanten Unterschied der Schwächung.
Zur Ermittlung der spektralen Zuordnung war das Phantom über dem Detektor auf einem x-y-Verschiebetisch montiert. Zur relativen Verschiebung des Phantoms gegenüber dem Detektor wurde der Tisch nur in x-Richtung verschoben.
Zunächst wurden Spektren der transmittierten Röntgenstrahlung an verschiedenen Stellen unter dem Phantom aufgenommen. Hierzu wurde das Phantom in Schritten von 5 mm in x-Richtung über den fixierten Röntgendetektor bewegt. Für jede x-Lokalisation wurde ein Röntgenspektrum aufgenommen. Die vom Detektor ermittelten Zählratenwerte wurden als Funktion der Energie in Excel- Tabellen übernommen. Dadurch wurde ein x,E-Feld (x = x-Verschiebung, E = Energie) erhalten, wobei zu jedem Punkt (x,E) eine Signalintensität Sl in [cps] gehörte. Es wurde nur der Bereich zwischen 20 und 100 keV betrachtet. Zur besseren Darstellung wurden Energiebänder betrachtet, in denen die gemessenen Sl über Energiebereiche gemittelt wurden. Die Bereiche sind 22,5 keV, 32,3 keV, 34,2 keV, 40,9 keV, 51 ,2 keV und 56,9 keV. Die Bereiche 22,5 keV, 40,9 keV und 56,9 keV lagen außerhalb der K-Kanten der kontrastgebenden Elemente I bzw. Gd. Mit Einschluss der K-Kanten wurden des Weiteren die Differenzen der Sl gebildet, nämlich die Differenzen Δi = SI(E=34,2keV) -
SI(E=32,2keV) und Δ2 = SI(E=51 ,2keV) - SI(E=49,2keV). Ferner stand auch die Gesamt-Signalintensität S[ges zur Verfügung.
In Fig. 3 sind Spektren für Luft an der x-Koordinatenposition 0 mm (Kurve A), Speck an der x-Koordinatenposition 25 mm (Kurve B), für die 30 mg/ml I in wässriger Lösung enthaltende Küvette an der x-Koordinatenposition 40 mm (Kurve C) und für die 100 mM Gd in wässriger Lösung enthaltende Küvette an der x-Koordinatenposition 55 mm (Kurve D) dargestellt. Die K-Kanten von I bei 33,2 keV und von Gd bei 50 keV in den von den Küvetten aufgenommenen Spektren sind gut sichtbar.
Weiterhin wurde die Intensität am Detektor in Abhängigkeit von der Verschiebung des Phantoms bei verschiedenen Detektor-Energien ermittelt. Die Kurven sind in Fig. 4 dargestellt. Die einzelnen Kurven sind bei unterschiedlichen De- tektor-Energien aufgenommen worden (Kurve A: 30,97 keV, Kurve B: 34,86 keV, Kurve C: 40,01 keV, Kurve D: 48,84 keV, Kurve E: 51 ,30 keV, Kurve F: 60,19 keV). Das Profil des Phantoms ist gut erkennbar. Die Ortsauflösung der Scans wird durch die Schrittweite von 5 mm bestimmt. Daher sind die Küvetten nicht durch senkrechte Flanken im Intensitätsverlauf dargestellt. Die Transparenz nimmt mit der Röntgenenergie zu. Ausnahmen bilden die K-Kanten, wie im Differenzbild erkennbar (Fig. 5). In Fig. 5 sind die Differenzen der Signalintensitäten bei den Energien, die die jeweilige K-Kanten-Energie einschließen, gebildet und dargestellt. Die mit 35 bezeichnete Kurve schließt die lod-K-Kante ein, diejenige mit 51 bezeichnete die von Gadolinium. Anhand des Kurvenverlaufs ist deutlich zu sehen, dass in dem einen Fall nur lod, im ande- ren nur Gd sichtbar ist. Bei der lod-Kurve (35) deutet sich neben der ausgeprägten Signaländerung für die 30 mg l/ml enthaltende Probe in Bildmitte gerade noch die 5 mg l/ml enthaltende Küvette am rechten Bildrand an.
Um eine Übereinstimmung zwischen dem Profil der Gesamtsignalintensität SIges und der Anordnung des Phantoms zu belegen, wurde eine Ausschnittdarstellung des Phantoms dem Profil der Gesamtsignalintensität Slges gegenübergestellt. In Fig. 6 ist ein Ausschnitt aus dem Phantom mit Hilfe eines Phosphorschirms (Agfa Image Plate) gezeigt. In Fig. 7 (darunter) ist ein Profil der Gesamtsignalintensität SIges über einen Verschiebeweg von 80 mm in x-Richtung gezeigt, der die Küvetten schneidet. Ganz links im Profil ist die Acrylatglasun- terlage in konstanter Intensität wiedergegeben. Rechts daneben schließt sich mit abfallender Intensität bis etwa 35 mm der Bauchspeck an. Rechts daneben liegt die 30 mg/ml I enthaltende Messküvette (weiterer Abfall der Intensität). Nach geringfügigem Anstieg der Intensität schließt sich ein Bereich verringerter Intensität durch die Absorption durch die Messküvette mit 100 mM Gd an. Im x- Koordinatenbereich von etwa 65 bis 75 mm schließt wiederum ein Bereich an, in dem lediglich der Bauchspeck absorbiert. Ganz rechts ist ein erneuter Abfall der Intensität zu erkennen (x-Koordinatenbereich von etwa 80 mm), der auf die Absorption der Röntgenstrahlung durch die 5 mg/ml I enthaltende Messküvette zurückzuführen ist.
Beispiel 2: Als Untersuchungsobjekt wurde ein Phantom durch Anordnung von zwei 1 cm- Plastikküvetten sowie einem Plastikstreifen auf einer Acrylatglasunterlage her- gestellt. Die Küvetten waren mit 0,5 mol Gd/L (in Form einer Gadoliniumverbindung in wässriger Lösung) bzw. mit 0,47 mol I/L (in Form einer lodverbindung in wässriger Lösung) gefüllt.
Zunächst wurde wiederum eine Gesamtabbildung der Anordnung mit einem Phosphorschirm (Agfa Image Plate) angefertigt. Die Einzelheiten der Versuchsdurchführung sind in Beispiel 1 angegeben. Die Anordnung ist in Fig. 8 dargestellt.
Die Gesamtsignalintensität Slges als Funktion der x-Verschiebung des Phantoms wurde aufgezeichnet. Die Schwächung der Röntgenintensität durch die Plastikfolie, die lod enthaltende Messküvette und die Gadolinium enthaltende Messküvette (von links) sind gut erkennbar.
Dies ist auch im parallel dazu angefertigten Profil der Gesamtintensität Slges erkennbar, das unter Verwendung der Messanordnung mit x-y-Verschiebetisch und CZT-Detektor erhalten wurde. Das Profil ist in Fig. 9 wiedergegeben. Das Profil wurde entlang der Diagonalen in der Gesamtansicht von Fig. 8 von rechts oben nach links unten erstellt. In Fig. 10 sind Röntgenspektren an den Positio- nen 30, 40 und 60 mm dargestellt und in Fig. 11 die ersten Ableitungen der Signalintensitäten nach der Energie (dargestellt ist nur der Bereich bis 60 keV, um Effekte an den charakteristischen Emissionslinien aus den Spektren zu unterdrücken). Die ersten Ableitungen spiegeln die Steigung der Signalintensitäten als Funktion der Energie wider. Es ist deutlich zu sehen, wie sich in den ersten Ableitungen lod und Gadolinium vom Hintergrund (Kurve bei 30 mm) abheben.
Es versteht sich von selbst, dass die hier beschriebenen Beispiele und Ausfüh- rungsformen lediglich erläuternd zu verstehen sind und dass viele Abwandlungen und Varianten dieser Beispiele und Ausführungsformen sowie Kombinatio- nen der Ausführungsformen und der hier beschriebenen Merkmale für einen Fachmann erkennbar und als Teil der Offenbarung dieser Anmeldung anzusehen sind sowie innerhalb des Schutzbereiches der beanspruchten Er indung liegen.

Claims

Patentansprüche:
1. Röntgenanordnung zur Bildgebung an einem mindestens ein röntgenkontrastgebendes Element enthaltenden Untersuchungsobjekt, umfas- send a. mindestens eine im Wesentlichen polychromatische Röntgenstrahlung emittierende Röntgenstrahlungsquelle, b. mindestens einen energiedispersiven Detektor, mit dem die Inten- sität von durch das Untersuchungsobjekt hindurch getretener Röntgenstrahlung bei einer ersten Energie E-i und bei einer zweiten Energie E2 detektierbar ist, c. mindestens eine Korrelationseinheit, mit der die Intensität von detektierter Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt vom Untersu- chungsobjekt mit der ersten Energie Ei mit der Intensität von detektierter Röntgenstrahlung von demselben Bildpunkt mit der zweiten Energie E2 korrelierbar ist, d. mindestens eine Ausgabeeinheit zur Darstellung des Untersuchungsobjektes aus durch Korrelation der Intensitäten erhaltenen Bildpunktsignalen.
2. Röntgenanordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Korrelationseinheit folgende Einrichtungen aufweist: e. eine erste Speichereinheit, mit der die Intensitäten einzelner Bildpunkte vom Untersuchungsobjekt speicherbar sind, f. eine Recheneinheit, mit der die Intensität der detektierten Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt vom Untersuchungsobjekt mit der ersten Energie Ei mit der Intensität der detektierten Röntgen- Strahlung von demselben Bildpunkt mit der zweiten Energie E2 korrelierbar ist, g. eine zweite Speichereinheit, mit der die durch Korrelation aus den Intensitäten eines einzelnen Bildpunktes erhältlichen Werte zwischenspeicherbar sind.
3. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Intensitäten der detektierten Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt mit der Korrelationseinheit ohne oder nach vorherigem Logarithmieren voneinander subtrahierbar oder durcheinander dividierbar sind oder dass deren Ableitungen nach der Energie bildbar sind.
4. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Detektor ein Flachbettdetektor ist.
5. Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 1 - 3, dadurch gekenn- zeichnet, dass der Detektor zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes ausgebildet und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbar ist.
6. Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 1 - 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Detektor ein Array von zur Aufnahme jeweils eines Bildpunktes ausgebildeten Detektorsensoren aufweist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbar ist.
7. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Energieauflösung des Detektors höchstens 5 keV beträgt.
8. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Energie Ei und die zweite Energie E2 in einem Bereich liegen, der sich von bis zu 5 keV unterhalb bis bis zu 5 keV oberhalb der Energie der K- oder L-Absorptionskante des kontrastgebenden Elements erstreckt.
. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Energie E-i und die zweite Energie E2 so gewählt werden, dass sie die Energie der K- oder L-Absorptionskante des kontrastgebenden Elementes einschließen.
10. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das kontrastgebende Element ein Röntgenkontrastmittel ist und dass das Röntgenkontrastmittel mindestens ein Element enthält, ausgewählt aus der Gruppe, umfassend Brom, lod, Ba- rium, Lanthanide und Wismut.
11. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche zur Bilddarstellung eines mindestens ein röntgenkontrastgebendes Element enthaltenden Untersuchungsobjektes mittels Röntgenstrah- lung, bei der folgende Verfahrensschritte durchgeführt werden: a. Durchstrahlen des Untersuchungsobjektes mit im Wesentlichen polychromatischer Röntgenstrahlung, b. Energiedispersives Detektieren der Intensität der durch das Untersu- chungsobjekt hindurch getretenen Röntgenstrahlung bei einer ersten Energie Ei und bei einer zweiten Energie E2, c. Korrelieren der Intensität von detektierter Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt des Untersuchungsobjektes mit der ersten Energie E-i mit Intensität von detektierter Röntgenstrahlung von demselben Bild- punkt mit der zweiten Energie E2, d. Darstellen des Untersuchungsobjektes aus durch Korrelation der Intensitäten erhaltenen Bildpunktsignalen.
12. Verwendung nach Anspruch 11 , dadurch gekennzeichnet, dass die In- tensitäten der Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt mit der Korrelationseinheit ohne oder nach vorherigem Logarithmieren voneinander subtrahiert oder durcheinander dividiert werden oder dass deren Ableitungen nach der Energie gebildet werden.
13. Verwendung nach einem der Ansprüche 11 und 12, dadurch gekenn- zeichnet, dass ein Flach bettdetektor eingesetzt wird.
14. Verwendung nach einem der Ansprüche 11 und 12, dadurch gekennzeichnet, dass ein zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes ausgebildeter und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbarer Detektor einge- setzt wird.
15. Verwendung nach einem der Ansprüche 11 und 12, dadurch gekennzeichnet, dass ein Detektor eingesetzt wird, der ein Array von zur Aufnahme jeweils eines Bildpunktes ausgebildeten Detektorsensoren auf- weist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbar ist.
16. Verwendung nach einem der Ansprüche 11 - 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Energieauflösung des Detektors höchstens 5 keV beträgt.
17. Verwendung nach einem der Ansprüche 11 - 16, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Energie Ei und die zweite Energie E2 in einem Bereich liegen, der sich von bis zu 5 keV unterhalb bis bis zu 5 keV oberhalb einer Absorptionskante des kontrastgebenden Elements erstreckt.
18. Verwendung nach einem der Ansprüche 11 - 17, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Energie Ei und die zweite Energie E2 so gewählt werden, dass sie die Energie der K- oder L-Kante des kontrastgebenden Elementes einschließen.
19. Verwendung nach einem der Ansprüche 11 - 18, dadurch gekennzeichnet, dass als kontrastgebendes Element ein Röntgenkontrastmittel ein- gesetzt wird, das mindestens ein Element enthält, ausgewählt aus der Gruppe, umfassend Brom, lod, Barium, Lanthanide und Wismut.
20. Verwendung nach einem der Ansprüche 11 - 19, dadurch gekennzeich- net, dass als kontrastgebendes Element ein Röntgenkontrastmittel eingesetzt wird und das Röntgenkontrastmittel enteral oder parenteral verabreicht wird.
21. Bildgebendes Röntgenkontrastverfahren an einem mindestens ein rönt- genkontrastgebendes Element enthaltenden Untersuchungsobjekt, umfassend folgende Verfahrensschritte: a. Durchstrahlen des Untersuchungsobjektes mit im Wesentlichen polychromatischer Röntgenstrahlung, b. Energiedispersives Detektieren der Intensität der durch das Untersuchungsobjekt hindurch getretenen Röntgenstrahlung bei einer ersten Energie Ei und bei einer zweiten Energie E2, c. Korrelieren der Intensität der detektierten Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt des Untersuchungsobjektes mit der ersten Ener- gie Ei mit Intensität von detektierter Röntgenstrahlung von demselben Bildpunkt mit der zweiten Energie E2 , d. Darstellen des Untersuchungsobjektes aus durch Korrelation der Intensitäten erhaltenen Bildpunktsignalen.
22. Röntgenkontrastverfahren nach Anspruch 21 , dadurch gekennzeichnet, dass die Intensitäten der Röntgenstrahlung mit der Korrelationseinheit ohne oder nach vorherigem Logarithmieren voneinander subtrahiert oder durcheinander dividiert werden oder das deren Ableitungen nach der Energie gebildet werden.
23. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 21 und 22, dadurch gekennzeichnet, dass ein Flachbettdetektor eingesetzt wird.
24. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 21 und 22, dadurch gekennzeichnet, dass ein zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes ausgebildeter und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbarer Detek- tor eingesetzt wird.
25. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 21 und 22, dadurch gekennzeichnet, dass ein Detektor eingesetzt wird, der ein Array von zur Aufnahme jeweils eines Bildpunktes ausgebildeten Detektorsen- soren aufweist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbar ist.
26. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 21 - 25, dadurch gekennzeichnet, dass die Energieauflösung des Detektors höchstens 5 keV beträgt.
27. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 21 - 26, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Energie E-ι und die zweite Energie E2 in einem Bereich liegen, der sich von bis zu 5 keV unterhalb bis bis zu 5 keV oberhalb einer Absorptionskante des kontrastgebenden Elements erstreckt.
28. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 21 - 27, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Energie E-ι und die zweite Energie E2 so gewählt werden, dass sie die Energie der K- oder L-Absorptionskante des kontrastgebenden Elementes einschließen.
29. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 21 - 28, dadurch gekennzeichnet, dass als kontrastgebendes Element ein Röntgenkontrastmittel eingesetzt wird, das mindestens ein Element enthält, ausge- wählt aus der Gruppe, umfassend Brom, lod, Barium, Lanthanide und Wismut.
30. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 21 - 29, dadurch gekennzeichnet, dass das als kontrastgebendes Element ein Röntgenkontrastmittel eingesetzt wird und das Röntgenkontrastmittel enteral oder parenteral verabreicht wird.
31. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 21 - 30 zur spezifischen bildlichen oder quantitativen Darstellung eines das kontrastgebende Element enthaltenden Volumens.
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