WO2006131175A1

WO2006131175A1 - Röntgenanordnung zur bilddarstellung eines untersuchungsobjektes und verwendung der röntgenanordnung

Info

Publication number: WO2006131175A1
Application number: PCT/EP2006/003908
Authority: WO
Inventors: Rüdiger LAWACZECK
Original assignee: Bayer Schering Pharma Aktiengesellschaft
Priority date: 2005-06-06
Filing date: 2006-04-20
Publication date: 2006-12-14
Also published as: JP2008541963A; DE102005026940A1; AU2006254747A1; RU2007148223A; EP1890604A1; IL187846A0; CN101203179B; CN102512188A; MX2007015406A; CA2610964A1; KR20080020616A; BRPI0611181A2; RU2449729C2; CN101203179A

Abstract

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

Description

Röntgenanordnung zur Bilddarstellung eines Untersuchungsobjektes und Verwendung der Röntgenanordnung

Beschreibung:

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Röntgenanordnung zur Bilddarstellung eines mindestens ein röntgenkontrastgebendes chemisches Element enthaltenden Untersuchungsobjektes mittels Röntgenstrahlung, eine Verwendung der Röntgenanordnung sowie ein bildgebendes Röntgenkontrastverfahren an einem Untersuchungsobjekt, beispielsweise einem Säugetier, insbesondere einem Menschen.

Die medizinische Diagnostik mit Hilfe von Röntgenstrahlung ist ein technisch hoch entwickeltes Feld zur Diagnose von Erkrankungen, beispielsweise zur Früherkennung, zum röntgenographischen Nachweis, zur Charakterisierung und zur Lokalisation von Tumoren, Gefäßerkrankungen und anderen pathologischen Veränderungen des menschlichen Körpers. Die Technik ist sehr leistungsfähig und weist eine hohe Verfügbarkeit auf.

Zur Erzeugung der Röntgenstrahlung stehen Röntgenröhren beispielsweise mit W-, Mo- bzw. Rh-Drehanoden und AI-, Cu-, Ti-, Mo- und Rh-Filtern zur Verfügung. Mit geeigneter Filterung wird ein Teil der Bremsstrahlung herausgefiltert, so dass in günstigen Fällen im Wesentlichen die charakteristische Strahlung aus der Röntgenröhre austritt.

Als Detektoren werden entweder konventionelle Röntgenfilme, Speicherfolien oder digitale Flachbettdetektoren eingesetzt. In Computertomographen werden eine Detektorzeile oder mehrere Detektorzeilen benutzt. Auch können mehrere Detektoren parallel geschaltet werden. Zur unmittelbaren Umwandlung von Röntgenstrahlung in elektrische Signale werden Halbleiterdetektoren verwendet, die aus Cadmium-Tellurid (CT), Cadmium-Zink-Tellurid (CZT), amorphem Selen oder amorphem oder kristallinem Silizium bestehen (MJ. Yaffe, J.A. Rowlands, „X-Ray Detectors for Digital Radiography", Med. Biol., 42(1) (1997) 1-39). Ein Beispiel für den Aufbau derartiger Detektoren ist in US 5,434,417 A angegeben. Um auch eine Energiesensitivität des Detektors zu ermöglichen, wird dieser aus mehreren Schichten gebildet. Röntgenstrahlung mit unterschiedlicher Energie dringt in unterschiedliche Tiefen in diesen Detektor vor und erzeugt in der jeweiligen Schicht durch photoelektrischen Effekt ein elektrisches Signal, das nach der Schicht und damit nach der Energie der Röntgenphotonen identifizierbar unmittelbar als Stromimpuls ausgelesen werden kann.

Die Computertomographie (CT) wird schon lange als Routineverfahren im klinischen Alltag angewendet. Mit der CT werden Schnittbilder durch den Körper erhalten, mit denen eine bessere räumliche Auflösung erreicht wird als mit der herkömmlichen Projektionsradiographie. Obwohl auch die Dichteauflösung der CT deutlich höher ist als die Dichteauflösung der konventionellen Röntgentechnik, werden zur sicheren Erkennung vieler krankhafter Veränderungen dennoch Kontrastmittel benötigt. Diese verbessern die Qualität der morphologischen Information. Dabei werden durch das Kontrastmittel einerseits funktionelle Abläufe im Körper dargestellt (Ausscheidung, Perfusion, Permeabilität) und andererseits die Morphologie durch die Schaffung von Kontrasten (unterschiedliche Kontrastmittelkonzentration in verschiedenen Geweben) hervorgehoben.

In vielen Fällen konnte die herkömmliche Röntgentechnik nicht eingesetzt werden, da der Kontrast des zu untersuchenden Gewebes nicht ausreichend war. Zu diesem Zweck wurden Röntgenkontrastmittel entwickelt, die eine hohe röntgenographische Dichte in dem Gewebe erzeugen, in dem sie sich anreichern. Typischerweise werden lod, Brom, Elemente der Ordnungszahlen 34, 42, 44 - 52, 54 - 60, 62 - 79, 82 und 83 als kontrastgebende Elemente sowie die Chelatverbindungen der Elemente mit den Ordnungszahlen 56 - 60, 62 - 79, 82 und 83 vorgeschlagen. Als lodverbindungen können beispielsweise Meglumin-Na- oder Lysin-diatrizoat, lothalamat, loxithalamat, lopromid, lohexol, lomeprol, lopamidol, loversoi, iobitridoi, iopentoi, iotrolan, lodixanol und loxilan (INN) eingesetzt werden (EP 0 885 616 A1).

In etlichen Fällen konnte trotz der Verabreichung von Röntgenkontrastmitteln kein ausreichender Gewebekontrast erzielt werden. Um eine weitere Erhöhung des Kontrastes zu erreichen, wurde die digitale Subtraktionsangiographie (DSA) eingeführt, bei der Prä- und Post-Kontrastaufnahmen (logarithmisch) voneinander subtrahiert werden. Eine Subtraktionsmethode zur Anwendung in der Mammographie ist in EP 0 885 616 A1 offenbart: Für die Projektionsmammographie wird dort vorgeschlagen, zunächst ein Prä-

Kontrastmammogramm aufzunehmen, dann der Patientin ein gebräuchliches urographisches Röntgenkontrastmittel rasch i.v. zu injizieren und etwa 30 sec bis 1 min nach dem Ende der Injektion ein Post-Kontrastmammogramm aufzunehmen. Die erhaltenen Daten der beiden Bilder werden dann miteinander korreliert, vorzugsweise voneinander subtrahiert.

Neue Entwicklungen auf dem Gebiet der CT betreffen auf der Anregungsseite beispielsweise die Anwendung von Synchrotronstrahlung in der CT (F.A. Dilmanian, „Computed Tomography with Monochromatic X-Rays", Am. J. Physiol. Imaging, 314 (1992) 175-193). Gute Röntgenbilder werden zum Beispiel mittels der „K-edge

Subtraction CT" erhalten (F.A. Dilmanian, a.a.O., Seite 179), wobei der starke Anstieg des Absorptionskoeffizienten bei der Bindungsenergie der K-Elektronen eines Atoms ausgenutzt wird. Das Element lod hat eine K-Kante bei einer Energie von 33,17 keV. Leider funktioniert dieses Verfahren nur mit Hilfe der an großen Speicherringen, wie beispielsweise bei DESY, verfügbaren Synchrotronstrahlung, denn nur diese Strahlung hat die für das Verfahren günstige Monochromasie und Intensität. Herkömmliche Röntgenröhren liefern keine monochromatische Strahlung sondern ein kontinuierliches Spektrum. Sie sind daher für derartige Differenzmessungen nicht gut geeignet.

Eine Alternativmöglichkeit ist in DE 101 18 792 A1 beschrieben: Hier wird zur Aufnahme von Projektionsmammogrammen ein Verfahren vorgeschlagen, bei dem Röntgenstrahlungsqueüen mit zwei Röntgenanoden aus unterschiedlichen Materialien eingesetzt werden. Zur Aufnahme der Mammogramme wird der Patientin zunächst ein Röntgenkontrastmittel verabreicht. Dann wird ein erstes Projektionsbild unter Verwendung der ersten der beiden Röntgenanoden aufgenommen und danach unter Verwendung einer zweiten Röntgenanode ein zweites Projektionsbild. Durch die Überlagerung jedes einzelnen Bildpunktes aus dem ersten Bild mit jedem einzelnen entsprechenden Bildpunkt aus dem zweiten Bild wird dann ein Korrelationsbild erstellt. Die charakteristische Strahlung der beiden Röntgenanoden ist auf das Absorptionsspektrum des Röntgenkontrastmittels abgestimmt: Die Emissionsenergie der ersten Röntgenanode liegt wenig unterhalb der Absorptionsenergie des kontrastgebenden Elements im Röntgenkontrastmittel und die Emissionsenergie der zweiten Röntgenanode wenig oberhalb der Absorptionsenergie des kontrastgebenden Elements. Ein Nachteil dieses Verfahrens besteht darin, dass herkömmliche Röntgenröhren mit nur einer Röntgenanode gegen Bi- Anodenröhren ersetzt werden müssen.

Zusätzlich zur Transmissionsradiographie wird auch eine Emissionsradiographie beschrieben:

So wird in WO 2004/041060 A2 eine Vorrichtung zur nicht-invasiven in vivo- Bestimmung eines chemischen Elements in der Prostata eines Menschen beschrieben, die eine Sonde, ein Bestrahlungssystem, mit dem das chemische Element zur Emission von Strahlung angeregt werden kann, einen Strahlungsdetektor innerhalb der Sonde, mit dem die emittierte Strahlung abgebildet werden kann, sowie ein Signalaufzeichnungs-, Verarbeitungs- und Anzeigesystem aufweist, mit dem die Menge des chemischen Elements in der Prostata an verschiedenen Stellen entsprechend der Abbildung der emittierten Strahlung wiedergegeben werden kann. Die emittierte Strahlung besteht im Wesentlichen aus Fluoreszenzstrahlung. Im Falle der Untersuchung der Prostata wird vorzugsweise die Verteilung von Zn im Gewebe ermittelt.

Weiterhin ist in DE 36 08 965 A1 ein Verfahren zur Bestimmung des Anteils verschiedener chemischer Elemente in einer Schicht eines Llntersuchungsbereiches mittels Gamma- oder Röntgenstrahlung beschrieben. Dabei werden die Compton- und die Rayleigh-Streustrahlung getrennt erfasst. Der Verlauf der aus den Messwerten ermittelten differenziellen Streukoeffizienten wird durch die in den einzelnen Bildelementen enthaltenen Anteile der verschiedenen chemischen Elemente beeinflusst. Aus ihm kann daher der Anteil dieser chemischen Elemente bestimmt werden. Hierzu wird der Untersuchungsbereich aus einer Vielzahl von Richtungen von einem Primärstrahl durchsetzt und die aus dem Untersuchungsbereich unter verschiedenen Winkeln austretende Strahlung durch eine Detektoranordnung in verschiedenen Positionen außerhalb des Untersuchungsbereiches erfasst, wonach der differenzielle

Streukoeffizient für verschiedene Impulsüberträge aus den dabei gewonnenen Messwerten für jedes Bildelement der Schicht bestimmt wird.

Ferner ist von Quanwen Yu et al., „Preliminary Experiment of Fluorescent X-Ray Computed Tomography to Detect Dual Agents for Biological Study" in: J. Synchrotron Rad. (2001), 8 1030-1034, vorgeschlagen worden, die Röntgenfluoreszenzmethode zur Bestimmung sehr geringer Konzentrationen von nicht-radioaktiven Stoffen bei biomedizinischen Untersuchungen einzusetzen. Mittels dieser Methode können Bilder erhalten werden, mit denen unter Verwendung der Fluoreszenz-Kα-Linie in einer einzigen Untersuchung Multiagenzien gleichzeitig detektiert werden können, um beispielsweise den Blutfluss im Gehirn und die Dichte der Hirnzellen quantitativ zu erfassen. In der vorgestellten Untersuchung wurden mittels dieser Methode erstellte Bilder mit mittels Röntgentransmissionstomographie erhaltenen Bildern verglichen.

Die in den vorstehend angegebenen Druckschriften beschriebene Röntgenfluoreszenz- bzw. Röntgenstreulichtmethode hat allerdings den Nachteil, dass eine Darstellung kleiner Details in einem Untersuchungsobjekt wegen Schwierigkeiten bei der Abbildung nicht ohne weiteres möglich ist. Vielmehr werden nur grob aufgelöste Darstellungen erhalten, so dass kleinere Einzelheiten kaum bildlich dargestellt werden können. Der vorliegenden Erfindung liegt von daher das Problem zugrunde, die vorgenannten Nachteile zu vermeiden und insbesondere Anordnungen und Verfahren zu finden, mit denen mit unterschiedlichen röntgenkontrastgebenden chemischen Elementen Aufnahmen erzeugt werden können. Ferner sollen die Röntgenbilder auch in einfacher, bequemer Weise aufnehmbar sein, ohne dass hohe Kosten entstehen. Die Technik soll auf breiter Basis verfügbar sein. Auch kleinere Läsionen im Untersuchungsobjekt sollen mit hoher Ortsauflösung bei möglichst geringer Strahlendosis sichtbar gemacht werden können. Bewegungsartefakte sollen vermieden werden.

Gelöst wird dieses Problem durch die Röntgenanordnung zur Bilddarstellung eines mindestens ein röntgenkontrastgebendes chemisches Element enthaltenden Untersuchungsobjektes mittels Röntgenstrahlung nach Anspruch 1 , die Verwendung dieser Röntgenanordnung nach Anspruch 11 und das bildgebende Röntgenkontrastverfahren nach Anspruch 25. Bevorzugte

Ausführungsformen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.

Soweit nachfolgend in der Erfindungsbeschreibung und in den Ansprüchen die Begriffe „Emission" und „emittieren" verwendet werden, so sollen darunter zum einen Röntgenfluoreszenz, d.h. die Emission von Strahlung nach einer

Anregung der bestrahlten Materie mittels elektromagnetischer Strahlung, und zum anderen vorzugsweise Rayleigh-Streuung verstanden werden. Im letzteren Falle wird die Strahlung ohne Impulsübertrag von der bestrahlten Materie wieder emittiert, wobei durch die Bestrahlung allerdings keine Anregung von Hüllelektronen in Atomen dieser Materie in angeregte Zustände wie bei der Fluoreszenz stattfindet.

Mit der Röntgenanordnung wird zur Bilddarstellung durch das Untersuchungsobjekt transmittierte und von diesem emittierte Röntgenstrahlung verwendet. Hierzu weist die Röntgenanordnung erfindungsgemäß auf:

a. mindestens eine im Wesentlichen polychromatische Röntgenstrahlung aussendende Röntgenstrahlungsquelle, b. einen ersten Detektor oder eine erste Detektoreinheit (aus mehreren parallel geschalteten und/oder angeordneten Detektoren bestehende Einheit), mit dem bzw. mit der Werte einer ersten Intensität der durch das Untersuchungsobjekt transmittierten Röntgenstrahlung ermittelbar sind, c. einen zweiten Detektor oder eine zweite Detektoreinheit, mit dem bzw. mit der Werte einer zweiten Intensität der von dem Untersuchungsobjekt emittierten Röntgenstrahlung ermittelbar sind, d. mindestens eine Korrelationseinheit, mit der die ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung mit den zweiten Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korrelierbar sind, sowie e. mindestens eine Ausgabeeinheit zur Darstellung des Untersuchungsobjektes aus Bildpunktsignalen, die durch Korrelation der ersten Intensitätswerte mit den zweiten Intensitätswerten erhältlich sind.

Die transmittierte Röntgenstrahlung und die emittierte Röntgenstrahlung kann entweder gleichzeitig oder nacheinander detektiert werden.

Diese Röntgenanordnung kann vorteilhaft zur Bilddarstellung eines vorzugsweise mindestens ein röntgenkontrastgebendes chemisches Element enthaltenden Untersuchungsobjektes mittels Röntgenstrahlung eingesetzt werden. Das röntgenkontrastgebende chemische Element wird vorzugsweise durch ein Röntgenkontrastmittel in das Untersuchungsobjekt eingeführt, und beispielsweise hierzu dem Untersuchungsobjekt, etwa einem Menschen oder einem Tier, verabreicht.

Die natürlich in einem Untersuchungsobjekt vorkommenden kontrastgebenden chemischen Elemente mit niedriger Ordnungszahl weisen nur eine geringe

Ausbeute an Röntgenfluoreszenz auf, so dass die Bildgebung unter Ausnutzung dieser Elemente nicht praktikabel erscheint. Außerdem ist die Energie der Röntgenfluoreszenzphotonen in diesem Falle gering, so dass auch deren Reichweite im Körpergewebe gering ist. Insbesondere ab dem Element lod (Z=53) mit den Emissionslinien 28,6 und 32,3 keV stehen Fluoreszenzlinien zur Verfügung, die in hinreichendem Maße das Untersuchungsobjekt verlassen und so von einem außerhalb des Objektes angeordneten Detektor registriert werden können. In Fällen geringerer Ordnungszahl des chemischen Elements ist eine Anordnung des zweiten Detektors zu wählen, bei der dieser möglichst nahe zum zu untersuchenden Bereich (ROI: Region of Interest) angeordnet wird.

Die Röntgenanordnung wird zur Durchführung des erfindungsgemäßen Röntgenkontrastverfahrens eingesetzt. Das Verfahren weist folgende Verfahrenssch ritte auf:

a. Vorzugsweise Verabreichen mindestens eines einen Röntgenkontrast gebenden chemischen Elements, b. Durchstrahlen des Untersuchungsobjektes mit im Wesentlichen polychromatischer Röntgenstrahlung, c. Ermitteln von Werten einer ersten Intensität der durch das Untersuchungsobjekt transmittierten Röntgenstrahlung, d. Ermitteln von Werten einer zweiten Intensität der von dem Untersuchungsobjekt emittierten Röntgenstrahlung, e. Korrelieren der ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt mit den zweiten Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung, f. Darstellen des Untersuchungsobjektes aus durch Korrelation der ersten Intensitätswerte mit den zweiten Intensitätswerten erhaltenen

Bildpunktsignalen.

Im Gegensatz zu den bekannten Verfahren, bei denen entweder nur die Röntgentransmissionstomographie (TXCT) durchgeführt oder nur die Röntgenfluoreszenz (FXCT) detektiert wird, werden hier Transmission und die Emission gleichzeitig oder nacheinander gemessen und diese beiden Techniken gemäß der vorliegenden Erfindung miteinander kombiniert, wobei die dabei jeweils erhaltenen Bilder durch ein geeignetes Korrelationsverfahren überlagert werden. Mit dieser Verfahrensweise werden die jeweiligen Vorteile beider Techniken genutzt:

Die Röntgentransmissionstomographie bietet zwar den Vorteil einer hohen erreichbaren zeitlichen und örtlichen Auflösung, so dass grundsätzlich auch kleinste Läsionen oder andere Details in einem untersuchten menschlichen Körper aufgelöst werden können. Jedoch ist der erhaltene Kontrast häufig nicht ausreichend, um diese Details auch sichtbar zu machen. Dies gilt insbesondere für Untersuchungen von Läsionen im Weichteilgewebe. Außerdem werden Untersuchungen bestimmter Körperregionen mit dem TXCT-Verfahren auch durch das Knochengerüst beeinträchtigt.

Andererseits bietet die Röntgenfluoreszenztomographie den Vorteil einer außerordentlich kontrastreichen Darstellung, da ausschließlich bestimmte chemische Elemente bei geeigneter Anregung dieser Elemente elektromagnetische Strahlung emittieren, so dass sich diese im Untersuchungsbereich (ROI) befindenden Elemente als äußerst empfindliche Messsonden eignen. Die FXCT-Methode leidet jedoch unter dem Nachteil einer geringen räumlichen Auflösung, so dass kleinere Läsionen nicht mehr dargestellt werden können.

Erst durch die Korrelation der Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt mit den Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung und Darstellen des Untersuchungsobjektes aus Bildpunktsignalen, die durch diese Korrelation erhalten worden sind, kann ein kontrastreiches und detailliertes Bild des Untersuchungsbereiches (ROI) erzeugt werden. Der den Kontrast ergebende Bildteil weist zwar eine geringe Auflösung auf. Durch die Korrelation der jeweiligen Werte miteinander wird dieser Mangel aber weitgehend behoben, da die erforderliche detaillierte Information aus den Intensitätswerten der mittels TXCT gemessenen Strahlung stammt.

Die Erfindung ist insbesondere zur Untersuchung am Menschen einsetzbar. Die Erfindung ist zur Erzeugung von Radiographien zur Darstellung von Raumforderungen, Gefäßen und Perfusionen geeignet, beispielsweise zur Darstellung der Ösophagus-Magen-Darm-Passage, zur Bronchographie, Cholegraphie, Angio- und Kardangiographie, zur zerebralen Angiographie und zu Perfusionsmessungen, zur Mammographie sowie zur Lymphographie. Der Schwerpunkt der Anwendungstechnik der Erfindung liegt in der

Computertomographie (MS-CT; μCT) und deren Fusionsmodalitäten (PET-CT (Positronen-Emissions-Tomographie), SPECT (Single-Photon-Emissions- Computer-Tomographie), Sonographie und mit anderen Methoden der optischen Bildgebung). Grundsätzlich kann die Erfindung auch zur Untersuchung von nicht lebenden Materialien eingesetzt werden, beispielsweise auf dem Gebiet der Materialprüfung.

Zur Durchführung einer Untersuchung wird die transmittierte Strahlung mittels des ersten Detektors aufgenommen, der sich in dem durch das Untersuchungsobjekt abgeschwächten Strahlengang der Röntgenröhre befindet. Die emittierte Strahlung wird mittels des zweiten Detektors gemessen, der außerhalb dieses Strahlenganges angeordnet ist, vorzugsweise in einem Winkel von etwa 90° zu dem Strahlengang. Dieser zweite Detektor kann grundsätzlich aber auch in einer beliebigen anderen Winkelstellung zum Röntgenstrahl angeordnet werden, beispielsweise 45° oder 135° zum von der Röntgenstrahlungsquelle ausgehenden Strahl, ohne dass er jedoch vom durch das Untersuchungsobjekt hindurchgehenden Strahl erfasst wird. Befindet sich die Röntgenröhre in der 12-Uhr-Position, so sind gewöhnliche Computertomographen mit einer Reihe von Detektoren auf der gegenüber liegenden 6-Uhr- Position ausgerüstet. Bevorzugt kann der zweite Detektor in der 3-Uhr-Position und/oder der 9-Uhr-Position angeordnet sein. Mittels dieses zweiten Detektors kann sowohl Röntgenfluoreszenz als auch Röntgenstreuung (Rayleigh- Streuung, Compton-Streuung) aufgenommen werden.

Zur selektiven Bilderfassung mit dem zweiten Detektor unter Ausnutzung der emittierten Röntgenstrahlung kann die emittierte Röntgenstrahlung hinsichtlich deren Energie aufgelöst gemessen werden. Es ist insbesondere vorteilhaft, beim Vorliegen eines vorgegebenen emittierenden chemischen Elements im Untersuchungsobjekt die von dem zweiten Detektor aufgenommene Röntgenstrahlung, die von diesem kontrastgebenden Element stammt, von anderer emittierter Röntgenstrahlung, beispielsweise von Streustrahlung (Compton-, Rayleigh-Strahlung) und von anderen chemischen Elementen stammender Fluoreszenzstrahlung, zu diskriminieren. Damit wird ermöglicht, bestimmte Bereiche (ROI) unter Ausnutzung etwa der Anreicherung von kontrastgebenden chemischen Elementen in bestimmten Organen eines menschlichen Körpers sehr selektiv sichtbar zu machen, so dass ein besonders großer Kontrast des sichtbar gemachten Gewebes gegenüber umliegendem Gewebe entsteht. Auch die vom Knochengerüst hervorgerufene Struktur in einer Bilddarstellung tritt in einem derartigen Fall gegenüber der Darstellung des Gewebes zurück, so dass das Gerüst die Bilddarstellung praktisch nicht stört.

Zur Detektion und Charakterisierung der Emissionstrahlung wird vorzugsweise ein energiedispersiver Detektor eingesetzt. Es ist aber auch möglich, dazu einfachere Detektoren zu verwenden und die Charakterisierung der Emission durch röntgenoptische Module (Filterkombination, Monochromatoren) zu garantieren.

Dieses Prinzip kann außerdem in gleicher Weise auf die Messung der

Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung mit dem ersten Detektor angewendet werden. Auch in diesem Falle wird eine selektive Darstellung der Bereiche im Untersuchungsobjekt (ROI) erreicht, in denen sich die kontrastgebenden chemischen Elemente anreichern.

Daher können mit der Erfindung auch Weichteilgewebe beispielsweise im Menschen kontrastreich dargestellt werden. Durch Abstimmung der Energie oder des Energieintervalls der von den Detektoren aufgenommenen transmittierten und emittierten Röntgenstrahlung auf die Art des kontrastgebenden chemischen Elements kann eine effiziente

Kontraststeigerung gegenüber herkömmlichen Verfahren erreicht werden. Zur Erzeugung der Röntgenstrahlung kann eine normale, im Handel erhältliche Röntgenröhre mit einem kontinuierlichen Spektrum eingesetzt werden, beispielsweise eine Röhre mit einer Mo-, W- oder Rh-Anode. Je nach der Art des im Untersuchungsobjekt enthaltenen kontrastgebenden chemischen Elements wird eine Spannung angelegt, die eine Emission der kontinuierlichen Strahlung im Bereich bis beispielsweise über 100 keV ermöglicht.

Grundsätzlich kann die Röntgenstrahlungsquelle ohne Filterung der emittierten Strahlung betrieben werden, so dass polychromatische Strahlung im gesamten Spektralbereich auf das Untersuchungsobjekt auftrifft. Zur Verringerung der Strahlenbelastung des Untersuchungsobjektes ist es aber auch möglich, solche Röntgenstrahlung aus dem Spektrum der polychromatischen Röntgenstrahlungsquelle auszufiltern, deren Energie für die Detektion nicht erforderlich oder nicht vorteilhaft ist. Hierzu wird beispielsweise ein AI- oder ein Cu-Filter verwendet, der Energie im Bereich < 20 keV (weiche Strahlung) ausfiltert. Als kontinuierliches Spektrum ist somit eine Röntgenemission in einem Bereich von ≥ 0 keV, vorzugsweise ≥ 15 keV, insbesondere bevorzugt ≥ 17 keV und ganz besonders bevorzugt ≥ 20 keV, bis beispielsweise 100 keV, zu verstehen, wobei kein Spektralbereich innerhalb dieser Grenzen gegenüber anderen hervorgehoben oder ausgeschlossen wird. Die obere Grenze des

Emissionsspektrums wird durch die an die Röntgenanode angelegte Spannung bestimmt. Der niederenergetische Bereich der Strahlung wird vorzugsweise ausgefiltert, um für den menschlichen Körper dosisrelevante Strahlung zu eliminieren.

Normalerweise wird das Untersuchungsobjekt mit polychromatischer Röntgenstrahlung mit einem geeigneten Detektor untersucht. Optional kann auch ein energiedispersiver Detektor verwendet werden, um die Energie der auftreffenden Photonen zu ermitteln.

Als energiedispersive Detektoren und Detektoreinheiten stehen grundsätzlich zwei Ausführungen zur Verfügung: a. Energiedispersive Detektoren nach Art der Cd(Zn)Te-Detektoren, wie in der Beschreibungseinleitung beschrieben. Mit einer solchen Reihe von Detektoren können Röntgenspektren der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt gemessen werden. b. Es werden einfache Röntgendetektoren verwendet. Vor dem Detektor wird ein Diskriminator angeordnet, der im einfachsten Fall aus einer geeigneten Filterkombination besteht. Zur Energieselektion können aber auch Monochromatoren eingesetzt werden, die beispielsweise auf die Röntgenfluoreszenz des verabreichten Kontrastmittels eingestellt sind. c. Es ist technisch aber auch durchaus möglich, den Detektor unmittelbar an das Kontrastmittel anzupassen. So können Gd(Zn)Te- oder Dy(Zn)Te- Detektoren eingesetzt werden.

In allen Fällen wird der Detektor möglichst so positioniert, dass ein Minimum der Comptonstreuung gemessen wird.

Zur Ermittlung der Werte der Intensität sowie der Energie der vom Untersuchungsobjekt emittierten Röntgenstrahlung werden die detektierten Photonen in wenigstens zwei verschiedene Energiebereiche eingeteilt, die beispielsweise die K₀- und die Kß-Emissionslinien enthalten. Zur Erhöhung der Elementspezifität kann gegebenenfalls eine Compton-Korrektur durchgeführt werden. Wie die weiter unten angegebenen Beispiele zeigen, ist dies aber nicht immer erforderlich.

Sieht man von einem nativen Röntgenkontrast ab, so kann dem

Untersuchungsobjekt, beispielsweise einem Menschen, zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ein Röntgenkontrastmittel verabreicht werden. Das Röntgenkontrastmittel kann beispielsweise enteral oder parenteral verabreicht werden, insbesondere durch i.V., im. oder subkutane Injektion oder Infusion. Anschließend wird die Röntgenaufnahme erstellt. Geeignet sind solche Kontrastmittel, welche im angewählten Spektralbereich perse hohe Schwächungskoeffizienten aufweisen. Kontrastmittel, deren absorbierendes Element die K-Kante des Absorptionsspektrums im angewählten Spektralbereich hat, sind ebenfaiis besonders geeignet. Derartige Röntgenkontrastmittel enthalten kontrastgebende chemische Elemente mit einer Ordnungszahl von 35 oder größer als 35 - es handelt sich hierbei beispielsweise um Brom enthaltende Kontrastmittel -, mit einer Ordnungszahl von 47 oder größer als 47 - es handelt sich hierbei um lod enthaltende

Kontrastmittel -, mit einer Ordnungszahl von 57 oder größer als 57 - es handelt sich hierbei um Lanthanide enthaltende Kontrastmittel, insbesondere Gadolinium enthaltende Kontrastmittel - oder mit einer Ordnungszahl von 83 - hierbei handelt es sich um Wismut enthaltende Kontrastmittel -. Daher sind Röntgenkontrastmittel geeignet, die kontrastgebende chemische Elemente mit einer Ordnungszahl von 35 (Brom) bis 83 (Wismut) enthalten. Besonders geeignet sind Kontrastmittel mit kontrastgebenden chemischen Elementen mit einer Ordnungszahl von 53 (lod) - 83 (Wismut). Ebenfalls geeignet sind Röntgenkontrastmittel mit kontrastgebenden chemischen Elementen mit einer Ordnungszahl von 57 oder größer als 57 (Lanthanide) - 83 (Wismut) und besonders bevorzugt Mittel mit kontrastgebenden chemischen Elementen mit einer Ordnungszahl von 57 - 70 (Lanthanide: La, Ce, Pr, Nd, Pm, Sm, Eu₁ Gd, Tb, Dy, Ho, Er, Tm, Yb).

Geeignete lod enthaltende Röntgenkontrastmittel sind beispielsweise

Verbindungen, die Triiod-Aromaten enthalten, wie beispielsweise Amidotrizoat, lohexol, lopamidol, lopansäure, lopodinsäure, lopromid, lopronsäure, lopydon, lotalaminsäure, lopentol, loversol, loxaglat, lotrolan, lodixanol, lotroxinsäure, loxaglinsäure und loxitalaminsäure und losimenol (INN). Markennamen für lod enthaltende Röntgenkontrastmittel sind Urografin^® (Schering), Gastrografin^® (Schering), Biliscopin^® (Schering), Ultravist^® (Schering) und Isovist^® (Schering).

Ebenso als Röntgenkontrastmittel geeignet sind Metallkomplexe, beispielsweise Gd-DTPA (Magnevist^® (Schering)), Gd-DOTA (Gadoterate, Dotarem), Gd-HP- DO3A (Gadoteridol, Prohance^® (Bracco)), Gd-EOB-DTPA (Gadoxetat, Primavist), Gd-BOPTA (Gadobenat, MultiHance), Gd-DTPA-BMA (Gadodiamide, Omniscan^® (Amersham Health)), Dy-DTPA-BMA, Gd-DTPA-Poiyiysin, Gd-DTPA-Kaskaden- polymere u.a., wobei DTPA = Diethylentriaminpentaessigsäure, DOTA = 1 ,4,7,10-Tetraazacyclododecan, HP-DO3A = 10-(Hydroxypropyl)-1 ,4,7,10- tetraazacyclododecan-1 ,4,7-triessigsäure), EOB-DTPA = 3,6,9-Triaza-3,6,9- tris(carboxymethyl)-4-(4-ethoxybenzyl)undecandicarbonsäure, BOPTA = (4- Carboxy-5,8, 11 -tris(carboxymethyl)-1 -phenyl-2-oxa-5,8, 11 -triazatridecan-13-oic, benic acid), DTPA-BMA = Diethylentriaminpentaacetat-bis(methylamid), DTPA- Polylysin = Diethylentriaminpentaacetat-polylysin, DTPA-Kaskadenpolymere.

Die Röntgenkontrastmittel können enteral und parenteral appliziert werden. Bevorzugt wird bei der parenteralen Applikation die intra venöse (i.v.) Applikation gewählt. Bevorzugte Dosierungen sind bei den lod enthaltenden nicht-ionischen Kontrastmitteln Dosen bis zu 0,75 g I / kg Körpergewicht. Dies entspricht etwa 6 mmol I / kg Körpergewicht. Die Dosis kann weiterhin bevorzugt auf 1 ,5 g I / kg Körpergewicht (entsprechend etwa 12 mmol I / kg

Körpergewicht) und in Ausnahmefällen bis auf 2 (entsprechend etwa 16 I) oder 5 g I / kg Körpergewicht (entsprechend etwa 39 mmol I / kg Körpergewicht) gesteigert werden. Bei den Lanthanidkomplexen liegt die bevorzugte Dosis bei 0,1 mmol / kg Körpergewicht. Geeignet und weiterhin bevorzugt sind auch Dosen bis 0,3 mmol / kg Körpergewicht oder bis zu 1 mmol / kg Körpergewicht.

Die Emissionslinien von Gadolinium liegen bei 43,0 und 48,7 keV, d.h. weit oberhalb der Emissionslinien von lod, die bei 28,6 und 32,3 keV liegen. Die Metallkomplexe können anstelle der Gadoliniumatome beispielsweise auch alle anderen Lanthanide, wie Lanthan, Dysprosium oder Ytterbium enthalten.

Digitale Detektoren werden schon seit einiger Zeit von verschiedenen Herstellern angeboten (beispielsweise: The BBI Newsletter, Februar 1999, Seite 34; H.G. Chotas, JT. Dobbins, CE. Ravin, „Principles of Digital Radiography with Large- Area, Electron ical Iy Readable Detectors: A Review of the Basics", Radiol., 210 (1999) 595-599). Sie bestehen häufig aus amorphem Silizium oder anderen Halbleitermaterialien. In der erfindungsgemäßen Röntgenanordnung sind u.a. folgende Detektoren geeignet: Detektoren mit Phosphorplatten (beispielsweise von Fuji Chemical

Industries, Konica), mit amorphem Silizium (beispielsweise von GE Medical, Philips Medical, Siemens Medical), mit Selen (beispielsweise von Philips Medical, Toshiba), mit Gadoliniumhyposulfit (beispielsweise von Kodak), mit Cadmiumtellurid (CT) oder Cadmium-Zink-Tellurid-(CZT)-Halbleitern, mit Yttriumoxyorthosilikat, mit Lutetiumoxyorthosilikat, mit Natriumiodid oder Wismutgermanat. Besonders gute Resultate werden mit den sogenannten C(Z)T-Detektoren erzielt, d.h. Detektoren, die aus einem Cadmium-(Zink)- Tellurid-(C(Z)T)-Halbleiter bestehen.

Der Aufbau eines energiedispersiven Detektors, der aus einem Halbleiter gebildet wird, ist im Einzelnen in US 5,434,417 A beschrieben. In diesem Falle sind segmentierte Halbleiterstreifen vorgesehen, die von der Stirnseite aus mit der Röntgenstrahlung bestrahlt werden. Die Strahlung dringt in das

Halbleitermaterial ein, bis sie mit dem Halbleitermaterial in Wechselwirkung tritt. Die Eindringtiefe hängt von der Energie der Röntgenphotonen ab. Bei größerer Energie der Röntgenphotonen dringt die Strahlung tiefer ein, bis sie mit dem Detektormaterial in Wechselwirkung tritt und durch einen photoelektrischen Effekt einen Stromimpuls erzeugt, als bei geringerer Energie der

Röntgenphotonen. Die Stromimpulse können in den einzelnen Segmenten des Detektors mittels angebrachter elektrischer Kontaktierungen abgeleitet werden. Die Stromimpulse werden mit einem Vorverstärker verarbeitet.

Zum einen kann der Detektor in Form eines Flachbettdetektors ausgebildet sein. In dieser Ausführungsform werden alle Bildpunkte gleichzeitig erfasst und zur Auswertung an die Korrelationseinheit weitergeleitet. Der Detektor besteht in diesem Falle aus einer flächigen Anordnung von einzelnen Detektorsensoren, vorzugsweise in einer Zeilen und Spalten von derartigen Sensoren aufweisenden Matrix.

Weiterhin kann auch eine Detektoreinheit vorgesehen sein, die zur Ermittlung der emittierten Röntgenstrahlung dient und gegebenenfalls zur Aufnahme eines Emissionsbildes und hierzu mit einem röntgenoptischen Modul zur Energieselektion ausgebildet ist.

Anstelle des Flachbettdetektors können auch Zeilendetektoren oder eine Matrix mehrerer zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes geeigneter Detektoren verwendet werden. Bei letzteren Detektoren wird die Röntgenstrahlung vom Untersuchungsobjekt gleichzeitig über Röntgenlichtleiter zugeleitet. Eine Vielzahl derartiger Lichtleiter wird zu einem Flächendetektor kombiniert.

Weiterhin kann der Detektor zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes ausgebildet und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbar sein. In dieser Ausführungsform kann der Detektor während der Messung nur energieabhängige Intensitäten in einem einzelnen Bildpunkt erfassen. Die Intensitäten der einzelnen Bildpunkte werden nacheinander erfasst, beispielsweise zeilenweise, und zur weiteren Verarbeitung an die Korrelationseinheit weitergeleitet.

Außerdem kann der Detektor auch ein Array von zur Aufnahme jeweils eines Bildpunktes ausgebildeten Detektorsensoren aufweisen und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbar sein. Als Array von Detektorsensoren wird gemäß der vorliegenden Erfindung sowohl eine Zeile von Detektorsensoren als auch eine andere Anordnung, beispielsweise matrixartige Anordnung, von Detektorsensoren verstanden. In dieser Ausführungsform erfasst der Detektor die Intensitätswerte in den einzelnen Bildpunkten zeilenweise oder gegebenenfalls auch blockweise. Zur Aufnahme aller Intensitätswerte wird der Detektor während der Messung vorzugsweise senkrecht zu einer Hauptachse des Arrays verfahren. Die während der Messung ermittelten Intensitätswerte werden an die Korrelationseinheit übermittelt.

Zur Bilddarstellung beispielsweise der Verteilung von kontrastgebenden chemischen Elementen in dem Untersuchungsobjekt ist es vorteilhaft, die von den jeweiligen Raumelementen emittierten Strahlungsintensitäten mit jeweils gleicher Wichtung zu erfassen. Weiterhin ist es zu diesem Zwecke auch vorteilhaft, die jeweiligen Raumeiemente mit jeweiis gleicher Strahlungsintensität aus der Röntgenstrahlungsquelle zu beaufschlagen. In der Praxis erweisen sich diese Prämissen jedoch nur als näherungsweise gegeben, da zum einen die eingestrahlte Röntgenstrahlung je nach dem von der Strahlung im Untersuchungsobjekt zurückgelegten Weg in unterschiedlichem Maße durch Absorption abgeschwächt wird und zum anderen die von den Raumelementen im Untersuchungsobjekt emittierte Strahlung je nach dem noch im Untersuchungsobjekt zurückzulegenden Weg zum Detektor in unterschiedlichem Maße durch die Eigenabsorption abgeschwächt wird.

Dieses Problem tritt bei allen emissionsspektroskopischen Methoden auf. Um das Problem zu lösen, werden die zweiten Intensitätswerte zunächst unter Berücksichtigung der Absorption von eingestrahlter Röntgenstrahlung und/oder der Eigenabsorption der emittierten Röntgenstrahlung im Untersuchungsobjekt korrigiert und die ersten und zweiten Intensitätswerte erst nach dieser Korrektur Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korreliert. Eine derartige Korrektur kann mittels numerischer Verfahren durchgeführt werden, indem die Geometrie des Untersuchungsobjektes und eine zumindest angenäherte ortsabhängige Röntgendichte berücksichtigt werden. Zur Bestimmung der ortsabhängigen Röntgendichte können die aus den ersten Intensitätswerten erzeugten Bilder herangezogen werden. Zur Ermittlung der ortsabhängigen Absorption und Eigenabsorption kann in erster Näherung die aus dieser Messung erhaltene ortsabhängige Röntgendichte zugrunde gelegt werden, weil die Absorptionskoeffizienten für die eingestrahlte Röntgenstrahlung zu denen der emittierten Strahlung ähnlich ist.

Wegen der Eigenabsorption der emittierten Strahlung kann es ferner vorteilhaft sein, die Position und Winkelstellung des zweiten Detektors relativ zum Untersuchungsbereich (ROI) während der Messung zu bewegen, etwa auf einer Kreissegmentbahn, um strukturelle Inhomogenitäten im Untersuchungsobjekt, die je nach Betrachtungswinkel und -ort unterschiedlich absorbierend wirken, auszugleichen. Die Bilddarstellungen würden in diesem Falle nach Korrektur der Eigenabsorption durch Mittelung erhalten werden. Das vom Vorverstärker stammende Signal wird dann in die mindestens eine Korrelationseinheit geleitet, mit der die Intensität der transmittierten Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt vom Untersuchungsobjekt mit dem Bild der emittierten Röntgenstrahlung (Röntgenstreuung und Röntgenfluoreszenz) von demselben Bildpunkt korreliert wird. Die Korrelationseinheit kann eine entsprechend programmierte Datenverarbeitungsanlage sein.

Zur Korrelation der Intensitätswerte der Photonen der beiden Modalitäten (Transmissionsbild und Emissionsbild) werden diese bildpunktweise miteinander korreliert, vorzugsweise voneinander subtrahiert oder durcheinander dividiert.

Hierzu kann im einen Fall ein Komparator und im anderen Fall ein Divisionsglied zur Bildpunkt für Bildpunkt durchgeführten Korrelation eingesetzt werden.

Selbstverständlich können auch andere mathematische Operationen zur Korrelation der Intensitätswerte der transmittierten und emittierten

Röntgenstrahlung von einem Bildpunkt durchgeführt werden.

Zur Verarbeitung der gemessenen Intensitätswerte eines Bildpunktes sind vorzugsweise folgende Einrichtungen vorgesehen, die in einer Datenverarbeitungsanlage realisiert sein können, nämlich:

d1. eine erste Speichereinheit, mit der die ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt speicherbar sind, d2. eine zweite Speichereinheit, mit der die zweiten Intensitätswerte der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt speicherbar sind

(z.B. mit den Elementen I₁ Gd, Yb), d3. eine Recheneinheit, die für eine geeignete Korrelation der beiden generierten Bilddatensätze sorgt und damit aus den Informationen des Transmissionsdatensatzes und den Daten aus der Röntgenemission, vorzugsweise Röntgenfluoreszenz, einen Bilddatensatz generiert bzw. errechnet. Dadurch ist es möglich, die intensitätswerte aiier Biidpunkte in Transmission und Emission miteinander zu korrelieren, wobei das Emissionsbild über die charakteristischen Emissionslinien auf das verwendete Kontrastmittel abgestimmt wird. Wird ein Gemisch aus Röntgenkontrastmitteln (z.B. Ultravist^® und Gadovist^®) oder werden sowohl lod als auch ein Lanthanid (wie Gd oder Dy) enthaltende Substanzen verwendet, so können die jeweils charakteristischen Emissionslinien zur Emissionsbildgebung herangezogen werden, wobei die gemessenen Datensätze anschließend bildpunktweise miteinander korreliert und zur Bilddarstellung genutzt werden oder wobei alternativ die jeweiligen Intensitätswerte Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korreliert und die erhaltenen Daten anschließend zur Bilddarstellung eingesetzt werden. Hierzu werden die erhaltenen Daten bildpunktweise an eine Ausgabeeinheit übergeben, die beispielsweise einen Monitor (CRT- oder LCD- Anzeige) oder einen Plotter enthält.

Zur näheren Erläuterung der Erfindung dienen die folgenden Figuren und Beispiele. Um einen direkten Eindruck von der Wirkungsweise der Erfindung zu liefern, wurde in allen Fällen davon Abstand genommen, die gemessenen Röntgenspektren gemäß der Absorption des Excitationsstrahles und der Eigenabsorption zu korrigieren. Es zeigen im Einzelnen:

Fig. 1 : eine Abbildung einer Versuchsanordnung in einem Computertomographen;

Fig. 2: eine schematische Darstellung der Anordnung zur Bildgewinnung bzw. des Versuchsaufbaus;

Fig. 3: eine schematische Darstellung der Versuchsanordnung zur

Generierung der ersten Phantommessungen; Fig. 4: Emissionsspektren des Phantoms von Fig. 3, gefüllt mit Wasser (Fig.

4a), Ultravist^® (Fig. 4b), Gadovist^® (Fig. 4c); Fig. 5: Emissionsspektren des Phantoms von Fig. 3, gefüllt mit Wasser (Fig.

5a), Ultravist^® (Fig. 5b), Gadovist^® (Fig. 5c), wobei jeweils eine 5 cm dicke PMMA-Scheibe zwischen Detektor und Phantom angeordnet war; Fig. 6: Intensität der Emission in Abhängigkeit von der Position/Verschiebung des Phantoms aus Fig. 3 in ausgewählten Energiebändern (entsprechend den K₀- und Kß-Linien (lod: Fig. 6a, Gadolinium: Fig. 6b, Mischung aus lod und Gadolinium: Fig. 6c); Fig. 7: CT-Schnittbilder (Transmissionsbilder) des Phantoms gefüllt mit Gd, einer Iod/Gd Mischung, lod, Luft und Wasser.

In Fig. 1 ist eine photographische Darstellung einer Versuchsanordnung in einem Computertomographen mit einem Gummiball 1 gezeigt, der an einem Stativ 2 befestigt ist. Der Gummiball ist im Zentrum des Computertomographen angeordnet. In verschiedenen Versuchen wurde der Gummiball mit Luft, Wasser sowie unterschiedlichen Kontrastmittellösungen gefüllt. Der Ball befand sich zwischen der CT-Röhre (oberhalb des Gummiballes; nicht dargestellt) und einem Zeilendetektor (unterhalb des unter dem Gummiball sichtbaren Tisches; nicht sichtbar).

In einem Winkel von 90° zur Verbindungslinie zwischen der CT-Röhre, dem Gummiball und dem Detektor wurde eine Messkammer 3 zur Detektion der Röntgenfluoreszenz positioniert. Mit diesem Versuchsaufbau wurde ein mit Kontrastmittel gefülltes Gewebe, Tumor oder Ähnliches als

Untersuchungsobjekt simuliert, das im Computertomograph untersucht wird. Hierzu wurden das Objekt schichtweise abgescannt und dabei die Streuspektren gemessen.

Der zu diesem Versuch verwendete Versuchsaufbau ist im Einzelnen in Fig. 2 gezeigt. Die dort dargestellte Schemazeichnung zeigt den Ball 1 , der sich als Phantom im Isozentrum der Gantry 4 befand. Die CT-Röhre 5 war in der 12- Uhr-Position angeordnet und stand dort fest. Die Messkammer 3, bestehend aus einem Detektor 6 und einem Bleirohr 7, war in einem Winkel von 90° zum Röntgen-Kegelstrahl, der aus der CT-Röhre austrat, an das Phantom (Ball) gerichtet (in z-Richtung; siehe Pfeil). Zur Detektion der Röntgenstrahlung wurde ein CZT-Detektor 6 mit einem 3 mm x 3 mm x 2 mm großen Cadmium-Zink-Tellurid-Kristall und 100/400 μm Lochblenden eingesetzt (Amptek Inc., USA). Die vom Fluoreszenzdetektor aufgenommenen Daten wurden von dem Detektor über einen Verstärker 8 an einen Vielkanalanalysator 9 weitergeleitet und anschließend einer

Excel^®(Microsoft)-Graphiktabelle zugeführt, die auf einem PC 10 gespeichert wurden. Die Signalintensitäten SI = SI(E) standen damit in digitaler Form als Funktion der Energie E zur Verfügung.

In Fig. 3 ist eine schematische Darstellung der Versuchsanordnung zur

Generierung der ersten Phantommessungen gezeigt. Ein Teil der Messkammer zur Messung der Fluoreszenz 3 ist links in der Darstellung erkennbar, während der Ball 1 in der Mitte der Darstellung gezeigt ist. Die einzelnen in Fig. 3 senkrecht verlaufenden Schnittebenen, aus denen die Fluoreszenz zur Messkammer gelangt, wurden durch einen von oben einfallenden

Röntgenfächerstrahl erzeugt. Die gestrichelten Linien markieren die jeweiligen Positionen der CT-Röhre oberhalb des Bildausschnittes. Die horizontale Skala gibt die Verschiebung des Fächerstrahles an und zeigt somit die jeweils angesprochene Schnittebene (angeregte Schicht) im Ball an.

Eine „Nullmessung" wurde bei +45 mm und damit außerhalb des Anregungsstrahls durchgeführt.

Nach jeder Aufnahme eines Spektrums wurde der gesamte Messaufbau 10 mm weiter in die Gantry (in z-Richtung) gefahren und das neue Spektrum aufgenommen. So entstanden schichtweise verschiedene Spektren in Abhängigkeit von der jeweiligen Position des Balles im Strahl bzw. entsprechend der Ballgeometrie.

Mit diesem Messaufbau konnte somit die Röntgenfluoreszenz in Abhängigkeit von der Topographie des Phantoms gemessen werden, wobei bei z = - 60 mm die zum Detektor nächste Schicht und bei z = 0 die vom Detektor entfernteste Schicht durchstrahlt wurde (bei z = - 60 ist damit die Eigenabsorption der Emission minimal und bei z = 0 maximal; wegen der sphärischen Geometrie macht sich auch ein Absorptionseffekt in der Durchstrahlung bei höheren Kontrastmittelkonzentrationen bemerkbar).

Beispiel 1 :

In einer ersten Messung wurde der Ball mit Wasser gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position des Balles im Strahl entsprechend Fig. 3 gemessen (Parameter: Detektor: XR-100.CZT (Lochblende 0,1 mm), Abstand Ball - Detektor: 18,0 cm, Abstand Ball - CT-Röhre: 32,0 cm).

In Fig. 4a sind die Streuspektren des Wassers im Phantom für die verschiedenen Positionen dargestellt.

In einer zweiten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 50 mmol/l lod in Wasser (Ultravist^®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen (Parameter: Detektor: XR-100.CZT (Lochblende 0,1 mm)

Die erhaltenen Emissionsspektren bei den verschiedenen Positionen sind in Fig. 4b wiedergegeben. Die K₀- und Kß-Linien von lod (28,6 und 32,3 keV) sind deutlich zu erkennen. Aus der Graphik wird eine Abhängigkeit der gemessenen Intensität der Röntgenfluoreszenz von der Geometrie des Phantoms deutlich. Je größer die durchstrahlte Schicht des Phantoms war, desto höher war die gemessene Intensität.

In einer dritten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 50 mmol/l Gadolinium in Wasser (Gadovist^®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen (Parameter: Detektor: XR-100.CZT (Lochblende 0,1 mm)).

Die erhaltenen Emissionsspektren bei den verschiedenen Positionen sind in Fig. 4c wiedergegeben. Die K₀- und Kß-Linien von Gadolinium (43,0 und 48,7 keV) sind deutlich zu erkennen. Es zeigte sich, dass die Intensität der gemessenen Emissionsstrahiung insbesondere im Bereich der K-Linien von der Geometrie des Balles im Strahlenfeld abhängig ist.

Beispiel 2:

Bei den einzelnen Messungen dieses Versuchs wurde jeweils eine 5 cm dicke PMMA-Scheibe als Filter zwischen Detektor und Phantom positioniert, um die Eigenabsorption der Röntgenfluoreszenzstrahlung durch umliegendes Gewebe zu simulieren.

In Fig. 5a sind die Streuspektren des Wassers im Phantom für die verschiedenen Positionen dargestellt.

In einer zweiten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 50 mmol/l lod in Wasser (Ultravist^®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen (Parameter: Detektor: XR-100.CZT (Lochblende 0,1 mm)).

Die erhaltenen Emissionsspektren bei den verschiedenen Positionen sind in Fig. 5b wiedergegeben. Durch die eingeschobene PMMA-Scheibe nahm die Intensität der Fluoreszenzstrahlung ab. Es wurde verifiziert, dass die Intensität umso geringer wurde je dicker die Scheibe war. Jedoch blieben selbst bei der größten Schicht des Balles (in der Mitte) noch die K-Linien messbar.

Die erhaltenen Emissionsspektren bei den verschiedenen Positionen sind in Fig. 5c wiedergegeben. Auch hier nahm die Fluoreszenzstrahlung durch die eingeschobene PMMA-Scheibe ab. Da die K₀- und Kß-Linien von Gadolinium bei 43,0 bzw. 48,7 keV liegen, war beim Vorhandensein der 5 cm dicken PMMA-Scheibe eine deutlich intensivere Fluroreszenzstrahlung detektierbar als im Faiie der iodemission wie zuvor. Daher blieben auch in diesem Falle selbst bei der größten Schicht des Balles (in der Mitte) noch die K-Linien messbar.

Beispie! 3:

In einem weiteren Versuch wurden die Intensitätswerte der Fluoreszenz in Abhängigkeit von der Positionierung des Balles gegenüber dem Röntgenstrahl ermittelt und aufgezeichnet.

In einer ersten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 50 mmol/l lod in Wasser (Ultravist^®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen.

In Fig. 6a ist die Intensität der Fluoreszenzstrahlung in Abhängigkeit von der Position/Verschiebung des Phantoms in ausgewählten Energiebändern entsprechend der Kα-Linie von lod bei 28,6 keV und der Kß-Linie von lod bei 32,3 keV aufgetragen. Das durch die Form des Balles hervorgerufene Profil der Emissionsintensität ist aus dieser Figur erkennbar.

In einer zweiten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 50 mmol/l Gadolinium in Wasser (Gadovist^®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen.

In Fig. 6b ist die Intensität der Fluoreszenzstrahlung in Abhängigkeit von der Position/Verschiebung des Phantoms in ausgewählten Energiebändern entsprechend der K_α-Linie von Gadolinium bei 43,0 keV und der Kß-Linie von Gadolinium bei 48,7 keV aufgetragen. Das durch die Form des Balles hervorgerufene Profil der Emissionsintensität ist aus dieser Figur ebenfalls erkennbar.

In einer dritten Messung wurde der Ball mit einer Lösung von 25 mmol/l lod (Ultravist^®) und 25 mmol/l Gadolinium in Wasser (Gadovist^®) gefüllt und bei 80 kV, 50 mA für je 80 s pro Position gemessen.

In Fig. 6c ist die Intensität der Fluoreszenzstrahlung in Abhängigkeit von der Position/Verschiebung des Phantoms in ausgewählten Energiebändern entsprechend der Kα-Linie von iod bei 28,7 keV, der Kp-Linie von lod bei 32,3 keV, der Kα-Linie von Gadolinium bei 43,0 keV und der Kß-Linie von Gadolinium bei 48,7 keV aufgetragen. Wie Fig. 6c entnommen werden kann, wird das Ballprofil bei der direkten Auftragung der Signalintensität als Funktion der Position nur unzureichend wiedergegeben. Dies ist auf die Absorption auf der Anregungsseite und die Eigenabsorption auf der Emissionsseite zurückzuführen, die das Bild verfälschen. Geringere

Kontrastmittelkonzentrationen und Korrekturen der Absorption des Primärstrahls und Eigenabsorption der Röntgenfluoreszenz führten zu einer bildlichen Darstellung des Balles in einer Dimension.

Beispiel 4:

Fig. 7 zeigt die zu den vorangegangenen Beispielen der Röntgenfluoreszenz aufgenommen CT-Schnittbilder. Von links oben nach rechts unten ist der mit Gadolinium, mit der Mischung aus Gadolinium und lod, der mit lod, der mit reinem Wasser und der mit Luft gefüllte Ball zu sehen. Der mit Luft gefüllte Ball weist die deutlich geringste Röntgenschwächung auf, gefolgt von dem mit Wasser gefüllten Ball. Bei Verwendung des Balles mit 50 mmol/l kontrastgebendem Element ist die Röntgenschwächung ausgeprägter als bei Wasser, eine quantitative Auswertung ist über die Bestimmung der Hounsfield- Einheiten (HU) möglich, aber erst die Hinzunahme der Röntgenfluoreszenzbilder erlaubt eine Aussage über die elementspezifische Füllung des Balles.

Claims

Patentansprüche:

1. Röntgenanordnung zur Bilddarstellung eines mindestens ein röntgenkontrastgebendes chemisches Element enthaltenden Untersuchungsobjektes mittels durch das Untersuchungsobjekt transmittierter und von diesem emittierter Röntgenstrahlung, umfassend

a. mindestens eine im Wesentlichen polychromatische Röntgenstrahlung aussendende Röntgenstrahlungsquelle, b. einen ersten Detektor oder eine erste Detektoreinheit, mit dem bzw. mit der Werte einer ersten Intensität der durch das

Untersuchungsobjekt transmittierten Röntgenstrahlung ermittelbar sind, c. einen zweiten Detektor oder eine zweite Detektoreinheit, mit dem bzw. mit der Werte einer zweiten Intensität der von dem Untersuchungsobjekt emittierten Röntgenstrahlung ermittelbar sind, d. mindestens eine Korrelationseinheit, mit der die ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung mit den zweiten Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korrelierbar sind, sowie e. mindestens eine Ausgabeeinheit zur Darstellung des

Untersuchungsobjektes aus Bildpunktsignalen, die durch Korrelation der ersten Intensitätswerte mit den zweiten Intensitätswerten erhältlich sind.

2. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Korrelationseinheit folgende Einrichtungen aufweist: d1. eine erste Speichereinheit, mit der die ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt speicherbar sind, d2. eine zweite Speichereinheit, mit der die zweiten Intensitätswerte der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt speicherbar sind, d3. eine Recheneinheit, mit der die ersten Intensitätswerte der transmittierten Röntgenstrahlung mit den zweiten Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korrelierbar sind.

3. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die zweiten Intensitätswerte in Abhängigkeit von der Energie der emittierten Röntgenstrahlung aufgelöst ermittelbar sind.

4. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mit dem zweiten Detektor oder mit der zweiten Detektoreinheit von dem im Untersuchungsobjekt enthaltenen kontrastgebenden chemischen Element emittierte Röntgenstrahlung von anderer emittierter Röntgenstrahlung über deren Energie diskriminierbar ist.

5. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die ersten Intensitätswerte und die zweiten Intensitätswerte nach einer vorherigen Korrektur unter Berücksichtigung der Absorption von eingestrahlter Röntgenstrahlung und/oder der

Eigenabsorption der emittierten Röntgenstrahlung im Untersuchungsobjekt Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korrelierbar sind.

6. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor ein Flachbettdetektor ist.

7. Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 1 - 5, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes ausgebildet und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbar ist.

8. Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 1 - 5, dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der emittierten Röntgenstrahlung eine mit einem röntgenoptischen Modul zur Energieselektion ausgebildete Detektoreinheit vorgesehen ist.

9. Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 1 - 5, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor ein Array von zur Aufnahme jeweils eines Bildpunktes ausgebildeten Detektorsensoren aufweist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahrbar ist.

10. Röntgenanordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche in der radiologischen Befundung in Kombination mit anderen radiologischen Methoden der Bildgebung, wie Positronen-Emissions-Tomographie (PET), Single-Photon-Emissions-Computer-Tomographie (SPECT) und

Sonographie sowie Methoden der optischen Bildgebung.

11. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 1 - 10 zur Bilddarstellung eines mindestens ein röntgenkontrastgebendes chemisches Element enthaltenden Untersuchungsobjektes mittels durch das Untersuchungsobjekt transmittierter und von diesem emittierter Röntgenstrahlung.

12. Verwendung der Röntgenanordnung nach Anspruch 11 , dadurch gekennzeichnet, dass folgende Verfahrensschritte durchgeführt werden:

a. Durchstrahlen des Untersuchungsobjektes mit im Wesentlichen polychromatischer Röntgenstrahlung, b. Ermitteln von Werten einer ersten Intensität der durch das Untersuchungsobjekt transmittierten Röntgenstrahlung, c. Ermitteln von Werten einer zweiten Intensität der von dem Untersuchungsobjekt emittierten Röntgenstrahlung, d. Korrelieren der ersten Intensitätswerte der transmittierten

Röntgenstrahlung Bildpunkt für Bildpunkt mit den zweiten Intensitätswerten der emittierten Röntgenstrahlung, sowie e. Darstellen des Untersuchungsobjektes aus durch Korrelation der ersten Intensitätswerte mit den zweiten Intensitätswerten erhaltenen Bildpunktsignalen.

13. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 und 12, dadurch gekennzeichnet, dass die zweiten Intensitätswerte in Abhängigkeit von der Energie der emittierten Röntgenstrahlung aufgelöst gemessen werden.

14. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 13, dadurch gekennzeichnet, dass von dem im Untersuchungsobjekt enthaltenen kontrastgebenden chemischen Element emittierte Röntgenstrahlung von anderer emittierter Röntgenstrahlung über deren

Energie diskriminiert wird.

15. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 14, dadurch gekennzeichnet, dass die ersten Intensitätswerte und die zweiten Intensitätswerte nach einer vorherigen Korrektur unter

Berücksichtigung der Absorption von eingestrahlter Röntgenstrahlung und/oder der Eigenabsorption der emittierten Röntgenstrahlung im Untersuchungsobjekt Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korreliert werden.

16. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 15, dadurch gekennzeichnet, dass ein erster und ein zweiter Detektor oder eine erste und eine zweite Detektoreinheit vorgesehen sind.

17. Verwendung der Röntgenanordnung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor ein Flachbettdetektor ist.

18. Verwendung der Röntgenanordnung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes ausgebildet ist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahren wird.

19. Verwendung der Röntgenanordnung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor ein Array von zur Aufnahme jeweils eines Bildpunktes ausgebildeten Detektorsensoren aufweist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahren wird.

20. Verwendung der Röntgenanordnung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der emittierten Röntgenstrahlung eine mit einem röntgenoptischen Modul zur Energieselektion ausgebildete Detektoreinheit vorgesehen ist.

21. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 20, dadurch gekennzeichnet, dass das kontrastgebende chemische Element aus einer Gruppe ausgewählt ist, umfassend Brom, lod, Lanthanide und Wismut.

22. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 21 , dadurch gekennzeichnet, dass das kontrastgebende chemische Element enteral oder parenteral verabreicht wird.

23. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 22 zur elementspezifischen bildlichen oder quantitativen Darstellung eines das mindestens eine kontrastgebende chemische Element enthaltenden Untersuchungsbereiches in dem Untersuchungsobjekt.

24. Verwendung der Röntgenanordnung nach einem der Ansprüche 11 - 23 in der radiologischen Befundung in Kombination mit anderen radiologischen Methoden der Bildgebung wie Positronen-Emissions- Tomographie (PET), Single-Photon-Emissions-Computer-Tomographie (SPECT) und Sonographie sowie Methoden der optischen Bildgebung.

25. Bildgebendes Röntgenkontrastverfahren an einem Untersuchungsobjekt mittels durch das Untersuchungsobjekt transmittierter und von diesem emittierter Röntgenstrahlung, umfassend folgende Verfahrensschritte:

26. Röntgenkontrastverfahren nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, dass dem Untersuchungsobjekt vor Durchführung der Verfahrensschritte a) bis e) zunächst mindestens ein röntgenkontrastgebendes chemisches Element verabreicht wird.

27. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 und 26, dadurch gekennzeichnet, dass die zweiten Intensitätswerte in Abhängigkeit von der Energie der emittierten Röntgenstrahlung aufgelöst gemessen werden.

28. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 - 27, dadurch gekennzeichnet, dass von dem im Untersuchungsobjekt enthaltenen kontrastgebenden chemischen Element emittierte Röntgenstrahlung von anderer emittierter Röntgenstrahlung über deren Energie diskriminiert wird.

29. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 - 28, dadurch gekennzeichnet, dass die ersten Intensitätswerte und die zweiten Intensitätswerte nach einer vorherigen Korrektur unter Berücksichtigung der Absorption von eingestrahlter Röntgenstrahlung und/oder der Eigenabsorption der emittierten Röntgenstrahlung im Untersuchungsobjekt Bildpunkt für Bildpunkt miteinander korreliert werden.

30. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 - 29, dadurch gekennzeichnet, dass ein erster und ein zweiter Detektor oder eine erste und eine zweite Detektoreinheit vorgesehen sind.

31. Röntgenkontrastverfahren nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor ein Flachbettdetektor ist.

32. Röntgenkontrastverfahren nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor zur Aufnahme eines einzelnen Bildpunktes ausgebildet ist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahren wird.

33. Röntgenkontrastverfahren nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder der zweite Detektor ein Array von zur Aufnahme jeweils eines Bildpunktes ausgebildeten Detektorsensoren aufweist und zur Aufnahme aller Bildpunkte verfahren wird.

34. Röntgenverfahren nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der emittierten Röntgenstrahlung eine mit einem röntgenoptischen Modul zur Energieselektion ausgebildete Detektoreinheit vorgesehen ist.

35. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 - 34, dadurch gekennzeichnet, dass das kontrastgebende chemische Element aus einer Gruppe ausgewählt ist, umfassend Brom, lod, Lanthanide und Wismut.

36. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 - 35, dadurch gekennzeichnet, dass das kontrastgebende chemische Element enteral oder parenteral verabreicht wird.

37. Röntgenkontrastverfahren nach einem der Ansprüche 25 - 36 in der radiologischen Befundung in Kombination mit anderen radiologischen Methoden der Bildgebung wie Positronen-Emissions-Tomographie (PET), Single-Photon-Emissions-Computer-Tomographie (SPECT) und Sonographie sowie Methoden der optischen Bildgebung.