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Dokumentenidentifikation DE102006017291A1 09.08.2007
Titel Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
Anmelder Siemens AG, 80333 München, DE;
Paul Scherer Institut, Villigen, CH
Erfinder Heismann, Björn, Dr., 91052 Erlangen, DE;
Hempel, Eckhard, Dr., 90765 Fürth, DE;
Popescu, Stefan, Prof., 91056 Erlangen, DE
Vertreter Berg, P., Dipl.-Ing., Pat.-Ass., 80339 München
DE-Anmeldedatum 12.04.2006
DE-Aktenzeichen 102006017291
Offenlegungstag 09.08.2007
Veröffentlichungstag im Patentblatt 09.08.2007
IPC-Hauptklasse G01N 23/04(2006.01)A, F, I, 20060412, B, H, DE
IPC-Nebenklasse A61B 6/03(2006.01)A, L, I, 20060412, B, H, DE   A61B 6/02(2006.01)A, L, I, 20060412, B, H, DE   G03B 42/02(2006.01)A, L, I, 20060412, B, H, DE   
Zusammenfassung Die Erfindung betrifft ein Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur und ein Verfahren zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen, wobei:
- eine Strahlenquelle (2) mit einem Fokus (F1) und einem fokusseitigen Quellengitter (G0), welches im Strahlengang angeordnet ist und ein Feld von strahlweise kohärenten Röntgenstrahlen (SSi) erzeugt, ausgestattet ist,
- eine Gitter/Detektoranordnung mit einem Phasengitter (G1) mit parallel zum Quellengitter (G0) angeordneten Gitterlinien zur Erzeugung eines Interferenzmusters und einem Detektor (D1) mit einer Vielzahl von flächig angeordneten Detektorelementen (Ei) zur Messung der ortsabhängigen Strahlungsintensität hinter dem Phasengitter (G1) genutzt wird und
- die Detektorelemente (E1) aus einer Vielzahl von länglichen Szintillationsstreifen (SSi) gebildet werden, die parallel zu den Gitterlinien des Phasengitters (G1) ausgerichtet sind, und eine kleine Periode (ps) aufweisen, deren ganzzahliges Vielfaches der mittleren großen Periode (p2) des Interferenzmusters entspricht, die vom Phasengitter (G1) gebildet wird.

Beschreibung[de]

Die Erfindung betrifft ein Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen, bestehend aus einer Strahlenquelle mit einem Fokus, einer Detektoranordnung zur Detektion der Röntgenstrahlung und einem Satz röntgenoptischer Gitter, zur Bestimmung der Phasenverschiebung beim Durchtritt der Röntgenstrahlung durch ein Untersuchungsobjekt.

In der Computertomographie werden allgemein tomographische Aufnahmen eines Untersuchungsobjektes, insbesondere eines Patienten, mit Hilfe von Absorptionsmessungen von Röntgenstrahlen, die das Untersuchungsobjekt durchdringen, vorgenommen, wobei in der Regel eine Strahlungsquelle kreisförmig oder spiralförmig um das Untersuchungsobjekt bewegt wird und auf der, der Strahlungsquelle gegenüberliegenden Seite ein Detektor, meistens ein mehrzeiliger Detektor mit einer Vielzahl von Detektorelementen, die Absorption der Strahlung beim Durchtritt durch das Untersuchungsobjekt misst. Zur tomographischen Bilderstellung werden aus den gemessenen Absorptionsdaten aller gemessenen räumlichen Strahlen tomographische Schnittbilder oder Volumendaten rekonstruiert. Mit diesen computertomographischen Aufnahmen lassen sich sehr schön Absorptionsunterschiede in Objekten darstellen, allerdings werden Gebiete ähnlicher chemischer Zusammensetzung, die naturgemäß auch ein ähnliches Absorptionsverhalten aufweisen, nur ungenügend detailliert dargestellt.

Es ist weiterhin bekannt, dass der Effekt der Phasenverschiebung beim Durchtritt eines Strahls durch ein Untersuchungsobjekt wesentlich stärker ist als der Absorptionseffekt der von der Strahlung durchdrungenen Materie. Derartige Phasenverschiebungen werden bekannter Weise durch die Verwendung von zwei interferometrischen Gittern gemessen. Bezüglich dieser interferometrischen Messmethoden wird beispielsweise auf „Xray phase imaging with a grating interferometer, T. Weitkamp at al., 8. August 2005/Vol. 12, No. 16/OPTICS EXPRESS" hingewiesen. Bei dieser Methode wird ein Untersuchungsobjekt von einer kohärenten Röntgenstrahlung durchstrahlt, nach dem Durchgang wird die Röntgenstrahlung durch ein Gitterpaar geführt und unmittelbar nach dem zweiten Gitter die Strahlungsintensität gemessen. Das erste Gitter erzeugt ein Interferenzmuster, das mit Hilfe des zweiten Gitters auf dem dahinterliegenden Detektor ein Moiré-Muster abbildet. Wird das zweite Gitter geringfügig verschoben, so ergibt sich hieraus ebenfalls eine Verschiebung des Moiré-Musters, also eine Änderung der örtlichen Intensität im dahinterliegenden Detektor, welche relativ zur Verschiebung des zweiten Gitters bestimmt werden kann. Trägt man für jedes Detektorelement dieses Gitters, das heißt für jeden Strahl, die Intensitätsänderung in Abhängigkeit vom Verschiebungsweg des zweiten Gitters auf, so lässt sich die Phasenverschiebung des jeweiligen Strahls bestimmen. Problematisch, und daher für die Praxis der Computertomographie größerer Objekte nicht anwendbar, ist, dass dieses Verfahren eine sehr kleine Strahlungsquelle fordert, da zur Ausbildung des Interferenzmusters eine kohärente Strahlung notwendig ist.

Das in der oben genannten Schrift gezeigte Verfahren erfordert entweder eine Strahlungsquelle mit einem extrem kleinen Fokus, so dass ein ausreichender Grad an räumlicher Kohärenz in der verwendeten Strahlung vorliegt. Bei der Verwendung eines derart kleinen Fokus ist dann jedoch wiederum die zur Untersuchung eines größeren Objektes ausreichende Dosisleistung nicht gegeben. Es besteht aber auch die Möglichkeit eine monochrom kohärente Strahlung, beispielsweise eine Synchrotron-Strahlung als Strahlenquelle zu verwenden, hierdurch wird jedoch das CT-System im Aufbau sehr teuer, so dass eine breitgefächerte Anwendung nicht möglich ist.

Dieses Problem lässt sich dadurch umgehen, dass innerhalb der Fokus-/Detektor-Kombination im Strahlengang, unmittelbar im Anschluss an den Fokus, ein erstes Absorptionsgitter angeordnet wird. Die Ausrichtung der Gitterlinien ist hierbei parallel zu den Gitterlinien des nach dem Untersuchungsobjekt folgenden Interferenz-Gitter.

Die Schlitze des ersten Gitters erzeugen ein Feld von individuell kohärenten Strahlen einer bestimmten Energie, welches ausreicht, um mit Hilfe des in Strahlrichtung hinter dem Objekt angeordneten Phasengitters das an sich bekannte Interferenzmuster zu erzeugen.

Auf diese Weise ist es möglich, Strahlenquellen zu verwenden, die Ausdehnungen besitzen, die normalen Röntgenröhren in CT-Systemen beziehungsweise Durchlicht-Röntgen-Systemen entsprechen, so dass zum Beispiel im Bereich der allgemeinen medizinischen Diagnostik nun mit Hilfe von Röntgen-Geräten auch gut differenzierte Weichteilaufnahmen gemacht werden können.

Ein Problem bei dieser Art von Fokus/Detektor-Kombinationen besteht darin, dass einerseits das Analysengitter ein zusätzliches empfindliches Bauteil darstellt, welches kostenaufwendig einzubauen und zu justieren ist. Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung soll in einer Fortbildung auch eine bessere Dosisnutzung erreicht werden, als es mit der Verwendung eines Absorptionsspektrums möglich ist, bei dem immer die Hälfte der applizierten Dosis verloren wird. Außerdem sind für jeden Strahl im Raum mindestens drei Messungen mit jeweils leicht verschobenen Analysengitter durchzuführen, damit die Phasenverschiebung der Röntgenstrahlung auf dem jeweiligen Strahlweg durch das Untersuchungsobjekt bestimmt werden kann. Hierdurch bedingt, ergibt sich ein erhöhter Zeit- und Justierungsaufwand für die Messungen, der reduziert werden soll.

Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Fokus/Detektor-System zu finden, welches einen einfacheren Aufbau ermöglicht. Gemäß einem weiteren Aspekt soll erreicht werden, dass die Anzahl der notwendigen Messungen zur Bestimmung der Phasenverschiebung reduziert wird, beziehungsweise sogar an jedem Strahl lediglich ein Messvorgang durchzuführen ist, um projektive oder tomographische Phasenkontrastaufnahmen von einem Untersuchungsobjekt erzeugen zu können. Außerdem soll gemäß einem weiteren Aspekt eine bessere Dosisausnutzung erreicht werden.

Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.

Die Erfinder haben erkannt, dass es möglich ist, anstelle des bisher verwendeten Analysengitters Detektorelemente zu verwenden, die eine Vielzahl von Szintillationsstreifen aufweisen, die das einzelne Detektorelement in Richtung der Gitterlinien eines vorgeschalteten Phasengitters unterteilen, wodurch auf das bisher notwendige Analysengitter verzichtet werden kann. Weiterhin können die einzelnen Szintillationsstreifen so gestaltet werden, dass sie abwechselnd unterschiedlich frequentes Licht ausstrahlen, welches selektiv gemessen wird. Hierdurch ergibt sich innerhalb eines Detektorelementes eine einfach gestaltete Gruppierung unterschiedlicher Szintillationsstreifen, wobei über die einzelnen Gruppen ohne großen schaltungstechnischen Aufwand summiert wird. Es wird also durch die frequenzselektive Messung und Abstrahlung des gesamten Szintillationslichtes in einen gemeinsamen Raum eine selektive Summation aller Lichtereignisse an den unterschiedlichen streifenförmig angeordneten Szintillationsmaterialien erreicht. Somit ist es nun möglich, je nach Anzahl der Gruppen die gebildet werden und je nach der Periode, mit der die Szintillationsstreifen angeordnet sind, also je nach Feinheit der einzelnen Szintillationsstreifen, einen einzelnen Röntgenstrahl so aufzulösen, dass entweder die Anzahl der Messungen, mit denen ein bestimmter Röntgenstrahl abgetastet wird, stark reduziert werden kann beziehungsweise, dass bei entsprechend hoher Aufteilung der Szintillationsstreifen mit einer einzigen Messung der gruppenweise ausgemessenen Szintillationsstreifen direkt die mittlere Phase des jeweils betrachteten Röntgenstrahls bestimmt werden kann.

Durch einen derartigen streifenförmigen Aufbau der Detektorelemente ohne „tote Bereiche", in denen keine Messung stattfindet, wird auch eine optimale Dosisausnutzung erreicht. Es wird also nun tatsächlich die vollständige Menge der verwendeten Dosis mit der das Untersuchungsobjekt, insbesondere ein Patient, bestrahlt wird, zur Messung verwendet und nicht wie bei der Verwendung eines Analysengitters ein Teil der Dosis, mit der der Patient bestrahlt wurde, im Analysengitter nutzlos absorbiert.

Gemäß dem Grundgedanken dieser Erfindung schlagen die Erfinder ein Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen vor, zumindest bestehend aus:

  • – einer Strahlenquelle mit einem Fokus und einem fokusseitigen Quellengitter, welches im Strahlengang angeordnet ist und ein Feld von strahlweise kohärenten Röntgenstrahlen erzeugt,
  • – einer Gitter/Detektor-Anordnung mit einem Phasengitter mit parallel zum Quellengitter angeordneten Gitterlinien zur Erzeugung eines Interferenzmusters und einem Detektor mit einer Vielzahl von flächig angeordneten Detektorelementen zur Messung der ortsabhängigen Strahlungsintensität hinter dem Phasengitter,
  • – wobei die Detektorelemente aus einer Vielzahl von länglichen Szintillationsstreifen gebildet werden, die parallel zu den Gitterlinien des Phasengitters ausgerichtet sind, und eine kleine Periode aufweisen, deren ganzzahliges Vielfaches der mittleren großen Periode des Interferenzmusters entspricht, die vom Phasengitter gebildet wird.

Bezüglich der Gitter/Detektor-Anordnung wird dabei vorgeschlagen, diese derart auszubilden und anzuordnen, dass sie den folgenden geometrischen Bedingungen genügt: p2 = k × pS

Hierbei gilt:

p0
= Gitterperiode des Quellengitters G0,
p1
= Gitterperiode des Phasengitters G1,
p2
= große Periode der Szintillationsstreifen SSi, mittlerer Abstand der Interferenzlinien nach dem Phasengitter,
pS
= kleine Periode der Szintillationsstreifen SSi, Abstand von Mittellinie zu Mittellinie benachbarter Szintillationsstreifen,
d
= Abstand des Phasengitters G1 zum Detektor in Fächerstrahlgeometrie,
d
= Abstand des Phasengitters G1 zum Detektor unter Parallelgeometrie,
k
= 1, 2, 3, 4, 5, ...,
l
= Abstand des Quellengitters G0 zum Phasengitter G1,
&lgr;
= ausgewählte Wellenlänge der Strahlung,
h1
= Steghöhe des Phasengitters G1 in Strahlrichtung,
n
= Brechungsindex des Gittermaterials des Phasengitters.

In einer ersten einfachen Ausführungsvariante schlagen die Erfinder vor, das Fokus/Detektor-System derart auszugestalten, dass innerhalb jeder großen Periode genau ein Szintillationsstreifen angeordnet ist, der mit einer Detektorgitterstruktur aus nicht-szintillierendem Material abwechselt. Hierdurch wird grundsätzlich messtechnisch der gleiche Effekt erreicht, wie bei der Verwendung eines Analysengitters mit der Notwendigkeit mehrfacher Messungen des gleichen Strahls zur Bestimmung der vorliegenden Phasenverschiebung bei gleichzeitig einfacher Bauweise. Zur Erreichung einer guten Stabilität und eines großen Absorptionsunterschiedes zwischen Gitterlücken und Gitterlinien kann es günstig sein, wenn die Detektorgitterstruktur aus Metall ist.

In einer weiteren Variante des erfindungsgemäßen Fokus/Detektor-Systems wird von den Erfindern vorgeschlagen, innerhalb jeder großen Periode genau zwei Szintillationsstreifen aus unterschiedlichem Szintillationsmaterial, die Licht unterschiedlicher Frequenz f beziehungsweise unterschiedlicher Wellenlänge &lgr;i, gemäß der Beziehung &lgr;i = c/fi, erzeugen, anzuordnen, wobei deren Reihenfolge über das gesamte Detektorelement gleich bleibt. Hierdurch ist es nun möglich, die Detektorfläche optimal zu nutzen, da keine Bereiche mit Strahlungsabdeckung mehr vorliegen. Im Grunde entspricht diese Variante der Ausführung einer Kombination zweier um eine halbe große Periode versetzte Detektorelemente, wobei jeweils anstelle des Gitters ein Detektormaterial mit anderen Lichtemissionseigenschaften verwendet wird. Durch die unterschiedlichen Frequenzen der Lichtemissionen können diese einfach voneinander getrennt gemessen werden.

Da bei dieser Variante eines Fokus/Detektor-Systems pro Messung zwei Messwerte für zwei Stützpunkte zur Bestimmung des Phasenverlaufes erhalten werden, reduziert sich zwar die Anzahl der notwendigen Messvorgänge von mindestens drei auf mindestens zwei, allerdings ist weiterhin ein Versatz zwischen den Messungen notwendig. Hierfür schlagen die Erfinder beispielsweise vor, dass Mittel zum Versetzen der Szintillationsstreifen senkrecht zur Längsrichtung der Szintillationsstreifen im Detektor vorgesehen werden, die einen definierten Versatz in der Größenordnung der kleinen Periode der Szintillationsstreifen erzeugen können. Alternativ können auch Mittel zum Versetzen der Detektorelemente oder zum Versetzen des gesamten Detektors senkrecht zur Längsrichtung der Szintillationsstreifen im Detektor vorgesehen werden. Wichtig ist bei diesem Versatz und den hierzu gewählten Vorrichtungen, dass er definiert im Größenbereich der kleinen Periode vorgenommen wird. Besonders gut eignen sich hierfür beispielsweise Piezoelemente.

In einer weiteren Fortführung des Erfindungsgedanken, bei der ein räumlicher Versatz nicht mehr unbedingt notwendig wird, können innerhalb jeder großen Periode mindestens drei Szintillationsstreifen aus unterschiedlichem Szintillationsmaterial, die Licht unterschiedlicher Frequenz erzeugen, angeordnet werden, wobei auch hier deren Reihenfolge über das Detektorelement gleich bleibt. Wird diese Ausführung verwendet, so ist es nun möglich, den räumlichen Versatz bei der Detektion der Strahlungsintensität durch mindestens drei frequenzselektive Messungen zu ersetzen.

Obwohl hierbei ein räumlicher Versatz der Szintillationsstreifen nicht unbedingt notwendig ist, kann es jedoch zur Fehlerreduktion günstiger sein, die Anzahl der Stützstellen zu vergrößern und hierfür Mittel zum Versetzen der Szintillationsstreifen senkrecht zur Längsrichtung der Szintillationsstreifen im Detektor vorzusehen, die einen definierten Versatz in der Größenordnung der kleinen Periode der Szintillationsstreifen erzeugen können. Alternativ können auch die Detektorelemente oder der Detektor versetzt werden. Wie bereits oben ausgeführt eignen sich hierfür insbesondere Piezoelemente.

Die Erfinder schlagen weiterhin vor, dass im Detektorelement Mittel vorgesehen werden, welche die Lichtemissionen der Szintillationsstreifen eines Detektorelementes unterschiedlicher Frequenz getrennt nach Frequenz jedoch summiert über das gesamte Detektorelement detektieren. Durch eine solche Ausgestaltung können aufwendige Schaltungen zur gezielten gruppenweisen Zusammenfassung der Szintillationsstreifen eines Detektorelementes ersetzt werden. Ergänzend können die Detektorelemente so ausgestaltet sein, dass die Szintillationsstreifen ihr Licht mit unterschiedlichen Frequenzen zumindest teilweise in einen verspiegelten Raum emittieren, der an frequenzselektive Lichtsenken grenzt und jede Lichtsenke ein Mittel zur Detektion des selektierten Lichtes aufweist.

In einer ersten Ausführungsvariante können die Lichtsenken jeweils aus einem Filter mit nachgeschalteter Photodiode bestehen, wobei die Filter jeweils für genau eine der ausgesendeten Frequenzen der Szintillationsstreifen selektiv sind.

Eine andere Ausführungsvariante kann darin bestehen, dass die Lichtsenken kaskadenförmig angeordnet sind und jeweils szintillatorseitig einen Filter mit Photodiode aufweisen, der die Frequenzen einseitig begrenzt, so dass in jedem nachfolgenden Filter/Photodioden-Satz eine reduzierte Anzahl Frequenzen gemessen wird. Mit dieser Variante werden also die Photodioden kaskadiert hinter Filtern angeordnet, wobei die Filter zunehmend an einer Seite des Frequenzspektrums beginnend Frequenzen abschneiden. Dadurch kann an der zur Eingangsseite des Lichtes zugewandten Seite eine Photodiode das gesamte Frequenzspektrum detektieren und an jeder weiteren Photodiode ein jeweils weiter eingeschränktes Spektrum gemessen werden, woraus sich die Intensität einzelner spektraler Bereiche bestimmen lässt.

Entsprechend dem Grundgedanken der Erfindung schlagen die Erfinder auch ein Röntgen-System zur Erzeugung projektiver Phasenkontrastaufnahmen vor, welches mit mindestens einem der zuvor beschriebenen Fokus/Detektor-Systeme ausgestattet ist. Solche Fokus/Detektor-Systeme können auch in Verbindung mit einem Röntgen-C-Bogen-System zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen oder einem Röntgen-CT-System zur Erzeugung tomographischer Phasenkontrastaufnahmen verwendet werden.

Solche Röntgen-System können außerdem über eine Recheneinheit zur Steuerung des Detektors und Berechnung der Phasenverschiebung aus mehreren Intensitätsmessungen des gleichen Strahls verfügen.

Außerdem wird eine Rechen- und Steuereinheit vorgeschlagen, die Programmcode enthält, welcher im Betrieb das nachfolgend beschriebene Verfahren ausführt. Ebenso wird ein Speichermedium eines Röntgen-Systems oder für ein Röntgen-System vorgeschlagen, welches Programmcode enthält, welcher im Betrieb eines Röntgen-Systems dieses Verfahren ausführt.

Entsprechend dem Grundgedanken der Erfindung schlagen die Erfinder weiterhin auch ein Verfahren zur Erzeugung projektiver Röntgenaufnahmen von einem Untersuchungsobjekt, vorzugsweise von einem Patienten, vor, wobei zumindest die folgenden Verfahrensschritte durchgeführt werden:

  • – das Untersuchungsobjekt wird von einem Strahlenbündel durchstrahlt, wobei jeder Strahl im Raum durch die Verbindungslinie Fokus-Detektorelement und die Ausdehnung des Detektorelementes bezüglich Richtung und Ausdehnung definiert ist,
  • – die mittlere Phasenverschiebung jedes Strahls wird gemessen, indem für diesen Strahl mit Hilfe der feiner strukturierten Szintillationsstreifen die Intensität der Strahlung an gruppenweise und versetzt zueinander angeordneter oder gegeneinander versetzt positionierter Szintillationsstreifen gemessen wird,
  • – aus den gemessenen mittleren Phasenverschiebungen der Strahlen werden Phasenkontrastaufnahmen erstellt, deren Pixelwerte die mittlere Phasenverschiebung je Strahl repräsentieren.

Gemäß einer bevorzugten Variante des Verfahren wird vorgeschlagen, dass die unterschiedliche Szintillationsstreifen eines Detektorelementes bei Bestrahlung gruppenweise unterschiedliche Lichtfrequenzen emittieren und diese Licht selektiv bezüglich der Frequenz jedoch aufsummiert über das gesamte Detektorelement gemessen wird.

Ergänzend kann zwischen zwei Messungen des gleichen Strahls ein räumlicher Versatz der Szintillationsstreifen senkrecht zur Gitterlinienrichtung herbeigeführt werden. Dabei sollte der räumliche Versatz der Szintillationsstreifen um einen Betrag kleiner als die kleine Periode der Szintillationsstreifen herbeigeführt werden.

Eine andere Variante sieht vor, dass mindestens drei verschiedene Arten von Szintillationsstreifen in einem Detektorelement vorliegen, diese gleichmäßig abwechselnd angeordnet sind und je Detektorelement und Position eine Messung für alle emittierten Lichtfrequenzen durchgeführt und hieraus direkt die mittlere Phasenverschiebung des ausgemessenen Röntgenstrahls ermittelt wird.

Im folgenden wird die Erfindung anhand der bevorzugten Ausführungsbeispiele mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Hierbei werden die folgenden Bezugszeichen verwendet: 1: CT-System; 2: erste Röntgenröhre; 3: erster Detektor; 4: zweite Röntgenröhre; 5: zweiter Detektor; 6: Gantrygehäuse; 7: Patient; 8: Patientenliege; 9: Systemachse; 10: Steuer- und Recheneinheit; 11: Speicher; 12, 12.x: Photodiode; 13, 13.x: Piezoelement; 14: Detektorgehäuse; 15: Federelement; 16.x: Filter; 17: verspiegelter Raum; A, B, C, D: Meßpfade für Szintillationsstreifen unterschiedlicher Frequenz emittierten Lichtes; d: Abstand des Phasengitters G1 zum Analysengitter G2 beziehungsweise zu den Detektorstreifen SSi in Fächerstrahlgeometrie; d: Abstand des Phasengitters G1 zum Analysengitter G2 beziehungsweise zu den Detektorstreifen SSi unter Parallelgeometrie; D1: Detektor; Ei: i-tes Detektorelement; F1: Fokus; G0: Quellengitter; G1: Phasengitter; G2: Analysengitter; GSx: Gitterstreifen; h0, h1, h2: Höhe der Gitterstege; I(Ei(xG)): gemessene Intensität am Detektorelement Ei beim Gitterversatz xG; Iph: gemessene Intensität des Photonenflusses; 1: Abstand Quellengitter-Phasengitter; P: Patient; p0, p1, p2: Periode der Gitterlinien; pss: Periode der Szintillationsstreifen; Prgn: Programme; S: Systemachse; S1, S2: Röntgenstrahlen; SSx: Szintillationsstreifen; w: Ausdehnung des Fokus; xG: Versatz des Analysengitters; &lgr;: Wellenlänge der betrachteten Röntgenstrahlung; &lgr;i: Wellenlänge des betrachteten Lichtes; &phgr;: Phasenverschiebung; &ggr;: Röntgenstrahlung; &PHgr;ph(x): Photonenfluss an der Stelle x eines Detektorelementes; &PHgr;ph: Photonenfluss; &ngr;: Ausdehnung eines Voxels.

Die Figuren zeigen im einzelnen:

1: Längsschnitt durch ein Fokus/Detektor-System mit Darstellung von Quellengitter, Phasengitter und Analysengitter und deren Gitterstruktur;

2: Längsschnitt durch ein Fokus/Detektor-System eines CT's mit Phasengitter, Analysengitter und Detektor zur Darstellung der Interferenz-Erscheinung;

3: Schematische 3D-Ansicht eines erfindungsgemäßen Fokus/Detektor-Systems ohne Analysengitter;

4: Dreidimensionale Darstellung eines einzelnen Detektorelementes mit vorgeschaltetem Phasengitter;

5: Schematische Darstellung der Detektion der Phasenverschiebung mit einem Analysengitter;

6: Schematische Darstellung der Detektion der Phasenverschiebung ohne Analysengitter, jedoch mit strukturiertem Detektorelement mit Szintillationsstreifen, die mit einer Gitterstruktur abwechseln, ohne Frequenzselektion des ausgestrahlten Lichtes;

7: Schnittdarstellung eines Detektorelementes aus 6 mit vergrößertem Detailausschnitt;

8: Schematische Darstellung der Detektion der Phasenverschiebung ohne Analysengitter, jedoch mit strukturiertem Detektorelement mit Szintillationsstreifen in Zweier-Gruppen, Frequenzselektion des ausgestrahlten Lichtes nach zwei Wellenlängen, Versatz der Selektionsstreifen mit Piezoelement und Federelement;

9: Schematische Darstellung der Detektion der Phasenverschiebung mit einem Detektorelement mit Szintillationsstreifen, aufgeteilt in Vierer-Gruppen, Frequenzselektion des ausgestrahlten Lichtes nach vier Wellenlängen, kein Versatz der Selektionsstreifen notwendig;

10: Röntgen-CT-System in 3D-Ansicht mit erfindungsgemäßem Fokus/Detektor-System.

Zum besseren Verständnis der Phasenkontrastmessung wird in der 1 schematisch ein Fokus/Detektor-System mit einem Gittersatz G0 bis G2 gezeigt. Vor dem ersten Gitter G0 befindet sich der Fokus F1, dessen größte Ausdehnung mit w bezeichnet ist. Das erste Gitter G0 verfügt über eine Periode p0 der Gitterlinie und einer Höhe h0 der Gitterstege. Entsprechend sind auch die Gitter G1 und G2 mit einer Höhe h1 beziehungsweise h2 und einer Periode p1 beziehungsweise p2 ausgestattet. Zur Funktion des Phasenmessung ist es notwendig, dass der Abstand 1 zwischen dem Gitter G0 und dem G1 und der Abstand d zwischen dem Gitter G1 und dem G2 in einem bestimmten Verhältnis zueinander stehen. Es gilt hierbei

Der Abstand des Detektors D1 mit seinen Detektorelementen E1 bis En vom letzten Gitter G2 ist unerheblich. Die Höhe h1 der Stege des Phasengitters sollte dabei so gewählt werden, dass entsprechend der betrachteten Wellenlängen, also der betrachteten Energie der Röntgenstrahlung und bezogen auf das jeweilige Gittermaterial die folgende Formel gilt:

Hierbei bezeichnet n den Brechungsindex des Gittermaterials und &lgr; die Wellenlängen der Röntgenstrahlen, bei der die Phasenverschiebung gemessen werden soll. Vorteilhaft kann dieses Gitter auf eine Energie eingestellt werden, die einer charakteristischen Linie im Röntgenspektrum der verwendeten Anode entspricht, zumindest sollte in diesem Energiebereich eine ausreichende Photonenanzahl zur Verfügung stehen. Bei den derzeit üblichen Wolfram-Anoden kann beispielsweise die K&agr;-Linie verwendet werden. Es besteht jedoch auch die Möglichkeit, die daneben liegende K&bgr;-Linie zu verwenden. Bei der Wahl anderer Anodenmaterialien werden entsprechend andere Energien und damit andere Dimensionierungen des Phasengitters notwendig.

Die Höhe h2 des Analysengitters muss ausreichend sein, um effektive Absorptionsunterschiede zwischen den von der Röntgenstrahlung durchstrahlten Stegen und den weitgehend freien Stellen des Gitters zu erzeugen, um auf der Rückseite ein entsprechendes Moiré-Muster zu schaffen.

Die Linienorientierung der Gitter G0 bis G2 ist regelmäßig so ausgeführt, dass die Gitterlinien aller drei Gitter parallel zueinander verlaufen. Vorteilhaft, jedoch nicht notwendig, ist es weiterhin, wenn die Gitterlinien parallel oder senkrecht zur Systemachse S orientiert sind, wobei die Gitter G0 bis G2 meist eben ausgebildet sein werden und senkrecht zur Mittellinie zwischen Fokus- und Detektormittelpunkt ausgerichtet sind. Grundsätzlich besteht jedoch auch die Möglichkeit, die Oberfläche der Gitter dem Strahlenverlauf des Strahlkegels so anzupassen, dass in jedem Ort die Gitter von der Strahlverbindung zwischen dem Fokus und dem jeweiligen Detektorelement senkrecht geschnitten werden, woraus sich eine entsprechende Krümmung der Gitter ergibt.

In der 2 ist nochmals die vom Gitter G0 ankommende individuell kohärente Strahlung, die den Patienten P durchdringt, gezeigt, wobei es nach dem Durchdringen des Patienten P zu Phasenverschiebungserscheinungen kommt. Hierdurch wird beim Durchtritt durch das Gitter G1 ein Interferenz-Muster, welches durch die Grauschattierung dargestellt ist, erzeugt, das mit Hilfe des Gitters G2 auf den anschließenden Detektor D1 und dessen Detektorelementen zu unterschiedlichen Strahlungsintensitäten je Detektorelement führt, wobei sich dort ein sogenanntes Moiré-Muster ausbildet. Betrachtet man beispielsweise das Detektorelement Ei in Abhängigkeit eines Versatzes xG des Analysengitters G2 und trägt die Intensität I(Ei(xG)) als Funktion des Versatzes xG über die Intensität I, so erhält man einen sinusförmigen An- und Abstieg der Intensität I an diesem Detektorelement Ei. Trägt man diese gemessenen Strahlungsintensitäten I für jedes Detektorelement Ei beziehungsweise Ej in Abhängigkeit vom Versatz xG auf, so lässt sich für die verschiedenen Detektorelemente, die ja letztendlich den räumlichen Röntgenstrahl zwischen dem Fokus und dem jeweiligen Detektorelement bilden die Funktion I(Ei(xG)) beziehungsweise I(Ej(xG)) annähern. Aus den Funktionen lässt sich für jedes Detektorelement die Phasenverschiebung &phgr; relativ zueinander bestimmen. Es gilt:

wobei v der Größe eines Voxels beziehungsweise Pixels im untersuchten Objekt entspricht, n dessen Brechungsindex ist und &lgr; die Wellenlänge der Röntgenstrahlung darstellt.

Es lässt sich auf diese Weise für jeden Strahl im Raum durch mindestens drei Messungen mit jeweils versetztem Analysengitter die Phasenverschiebung je Strahl bestimmen, woraus entweder im Fall von projektiven Röntgenaufnahmen direkt die Pixelwerte einer projektiven Aufnahme berechnet werden können oder es werden im Fall einer CT-Untersuchung Projektionen erstellt, deren Pixelwerte der Phasenverschiebung entsprechen, so dass hieraus mit Hilfe an sich bekannter Rekonstruktionsmethoden berechnet werden kann, welches Volumenelement im Untersuchungsobjekt welchen Anteil an der gemessenen Phasenverschiebung zuzusprechen ist. Hieraus errechnen sich damit entweder Schnittbilder oder Volumendaten, die die örtliche Wirkung des untersuchten Objektes bezüglich der Phasenverschiebung einer Röntgenstrahlung wieder spiegelt. Da bereits geringe Unterschiede in der Zusammensetzung einen starken Effekt auf die Phasenverschiebung ausüben, lassen sich hierdurch sehr detaillreiche und kontraststarke Volumendaten von an sich relativ ähnlichen Materialien, insbesondere von Weichteilgewebe, wiedergeben.

Bei der zuvor beschriebenen Variante der Detektion von Phasenverschiebungen der Röntgenstrahlen, die ein Untersuchungsobjekt durchdringen, mit Hilfe eines mehrfach versetzten Analysengitters und Messung der Strahlungsintensität auf einem Detektorelement hinter dem Analysengitter ergibt sich der Nachteil, dass von jedem Röntgenstrahl mindestens drei Messungen bei jeweils verschobenem Analysengitter durchgeführt werden müssen. Hierdurch wird die Abtastung des Untersuchungsobjektes relativ langsam, wobei gleichseitig die Dosisbelastung zunimmt. Zusätzlich besteht das Problem, dass aufgrund des verwendeten Analysengitters ein Teil der Strahlung für die Detektion verloren geht, da sie im Gitter absorbiert wird.

Erfindungsgemäß wird daher vorgeschlagen, auf ein derartiges Analysengitter zu verzichten und stattdessen die Detektorelemente, die im Anschluss an das Phasengitter angeordnet sind, derart zu strukturieren, dass zumindest kein Dosisverlust bei der Messung auftritt, vorzugsweise eine Aufteilung zu wählen, dass mit einer einzigen Messung die Phasenverschiebung im betrachteten Strahl bestimmt werden kann.

Eine solche Anordnung ist schematisch in einer 3D-Darstellung eines Fokus/Detektor-Systems eines Computertomographen in der 3 gezeigt. Diese zeigt einen Fokus F1, in dessen Strahlengang ein Quellengitter G0 angeordnet ist und auf der Detektorseite ein Phasengitter vorliegt, welches die zuvor beschriebenen Interferenzerscheinungen erzeugt, die vom nachfolgenden Detektor gemessen werden, so dass jedes einzelne Detektorelement die Phasenverschiebung, genauer gesagt die mittlere Phasenverschiebung, der Strahlung über dieses Detektorelement messen kann. In der gezeigten Darstellung ist auf der Detektorseite ein Detektor D1 dargestellt, der als Mehrzeilendetektor ausgebildet ist, wobei jede Zeile eine Vielzahl von Detektorelementen enthält und jedem Detektorelement eine Gitterstruktur des Phasengitters G1 vorgeschaltet ist.

Diese Kombination zwischen Gitter und Detektorelement ist in der 4 vergrößert gezeigt. Hier ist das Detektorelement strukturiert dargestellt, wobei dieses aus einer Vielzahl von Szintillationsstreifen SS1 bis SS18 besteht, die von ihrer Ausrichtung her parallel zu den Gitterlinien des Phasengitters G1 orientiert sind. Es wird dabei darauf hingewiesen, dass die hier gezeigte Aufteilung lediglich eine schematische Darstellung ist, die das Grundprinzip der Aufteilung zeigen soll, wobei die Dimensionen in der Praxis grundsätzlich sich davon unterscheiden.

In der Praxis liegt die Größe eines solchen Detektionselementes im Bereich von 100 bis 1000 &mgr;m. Die Periode p2, in deren Größenordnung sich die Ausdehnung der Szintillationsstreifen befinden muss, liegt in der Regel bei ca. 2 &mgr;m, so dass die einzelnen Szintillationsstreifen, falls diese in zweier Teilungen aufgeteilt sind, etwa einen &mgr;m betragen.

Die 5 verdeutlicht nochmals das Grundprinzip der Messung der Phasenverschiebung mit Hilfe eines Analysengitters G2. Diese Darstellung zeigt schematisch den Fluss der Röntgenphotonen &PHgr;ph über die x-Achse hinter dem Phasengitter in einem Abstand einer Talbotdistanz, wobei der Verlauf des Photonenflusses &PHgr;ph(x) über die x-Achse aufgetragen ist. Die x-Achse verläuft hierbei senkrecht zu den Gitterlinien. Anschließend ist das Analysengitter G2 gezeigt, welches eine Periode p2 aufweist und an seinen Stegen die Photonen absorbiert, so dass lediglich an den freien Stellen die Photonen nach unten durchdringen können und letztendlich auf das dahinterliegende Detektorelement Ei auftreffen, wo deren Intensität gemessen wird. Wird nun das Gitter G2 in Richtung der x-Achse geringfügig verschoben, so ergibt sich an dem dahinterliegenden Detektorelement eine starke Intensitätsschwankung der gemessenen Strahlungsintensität Iph, die über den Weg der Verschiebung des Gitters aufgetragen werden kann. Aus der Kurve der Strahlungsintensität in Abhängigkeit vom Versatz xG des Analysengitters G2 lässt sich die Phase &phgr; für das jeweilige Detektorelement bestimmen.

Erfindungsgemäß lässt sich nun das Analysengitter dadurch ersetzen, dass dem Detektorelement eine gitterähnliche Struktur gegeben wird, so dass bei der Detektion von Strahlung periodisch angeordnete streifenförmige Bereiche vorliegen, welche gruppenweise Informationen zur dort auftreffenden Strahlung liefern. In der einfachsten Variante handelt es sich dabei um eine einzige Gruppe von Streifen SSi, die sich mit Gitterstreifen ohne Detektion GSi abwechseln. Als Periode p2, mit der diese Streifen angeordnet werden, wird die Periode des ersetzten, auf die jeweilige Energie der Gitteranordnung abgestimmten, Analysengitters gewählt. Vorteilhaft kann hier die Breite der Szintillationsstreifen gleich der halben Periode des entsprechenden Analysengitters gewählt werden.

Eine solche Situation eines Detektorelementes Ei ist in der 6 dargestellt. Hier ist oben zunächst wieder der Photonenfluss &PHgr;ph aufgrund der Interferenzerscheinung, die durch das Phasengitter hervorgerufen wurde, über die x-Achse dargestellt. Dieser ortsabhängige Photonenfluss &PHgr;ph(x), auch dargestellt durch die mit &ggr; bezeichneten Pfeile, mit unterschiedlicher Intensität trifft auf das Detektorelement auf und wird periodisch durch die Vielzahl von Szintillationsstreifen SS1 bis SS6 in Licht mit der Wellenlänge &lgr;1 umgewandelt. Dieses Licht strahlt in einen Raum 17, der möglichst nach allen Seiten verspiegelt ist und wird dort durch eine Photodiode 12 insgesamt gemessen.

Da diese Ausführung bezüglich der Aufteilung detektierender und nicht-detektierender Bereiche kein grundsätzlicher Unterschied zum zuvor beschriebenen Analysengitter besteht, müssen auch hier Änderungen der Strahlungsintensität relativ zum räumlichen Versatz der Szintillationsstreifen gemessen werden. Dies geschieht in diesem Beispiel dadurch, dass des Detektionselement Ei insgesamt mit Hilfe zweier Piezoelemente 13.1 und 13.2 relativ zum Detektorgehäuse 14 versetzt wird und bei jedem Versatz die Strahlungsintensität auf die Szintillationsstreifen gemessen wird. Diese Intensitätsmessungen Iph = (xG = 0), Iph(xG = R p2), Iph(xG = 2/4 p2) und Iph(xG = x p2) mit einem relativen Versatz xG von p2/4 sind unten in der 6 aufgetragen. Hieraus kann eine Sinuskurve angenähert werden und die Phasenverschiebung berechnet werden.

Anzumerken ist noch, dass grundsätzlich eine Messung von drei Stützstellen ausreichend ist, jedoch mehr Stützstellen vorteilhaft zur Reduktion des Rauschens und zum Ausgleich von sonstigen Messfehlern sein kann.

Es ist weiterhin darauf hinzuweisen, dass ein Detektionselement, wie es in der 6 dargestellt ist, beispielsweise herstellbar ist, indem ein ätztechnisch erzeugtes Gitter, das die Gitterstreifen GSi erzeugt, in seinen Freistellen mit einem Polymer gefüllt wird, welches Nanopartikel aus Szintillationsmaterial enthält.

In der 7 ist eine bezüglich der Dimensionierung etwas realistischere Ausführung eines solchen Detektorelementes Ei gezeigt. Zusätzlich ist in einer Detailvergrößerung die Struktur des Gitters mit den mit Szintillationsmaterial gefüllten Leerstellen dargestellt.

Eine verbesserte Ausführung eines erfindungsgemäßen Detektorelementes Ei ist in der 8 schematisch aufgezeigt. Diese unterscheidet sich von der 6 dadurch, dass die Szintillationsstreifen untereinander nicht durch eine nicht-strahlungsempfindliche Gitterstruktur gestützt ist, sondern ausschließlich aus schichtförmig aufgebauten Szintillationsstreifen besteht. Die kleine Periode pSS der Szintillationsstreifen entspricht hierbei der halben Periode p2 eines entsprechenden Analysengitters, auch genannt große Periode. Beispielhaft handelt es sich hier um ein Polymermaterial, welches abwechselnd mit unterschiedlichen Nanoteilchen gefüllt ist, die bei Bestrahlung unterschiedliches Licht mit den Wellenlängen &lgr;1 und &lgr;2 in einem Raum 17 emittieren, wobei der schichtweise Aufbau beispielsweise durch sukzessive Laserbestrahlung verschiedener flüssiger Polymer-Nanopartikel-Gemische – ähnlich dem Prototypenbau – entsteht. Das bei der Röntgenbestrahlung emittierte Licht wird in einen verspiegelten Raum ausgestrahlt, der durch zwei frequenzselektive Filter 16.1, 16.2 von zwei Photodioden 12.1 und 12.2, die jeweils einen Messpfad A beziehungsweise B präsentieren. Auf diese Weise wird das Licht der Wellenlänge &lgr;1 nur über den Messpfad A und das Licht der Wellenlänge &lgr;2 nur über den Messpfad B empfangen. Entsprechend können mit einer Messung gleichzeitig die Strahlungsintensitäten an den geradzahligen beziehungsweise ungeradzahligen Szintillationsstreifen bestimmt werden.

Auf diese Weise kann jeweils durch Betrachtung der gemessenen Dosis über den Messpfad A beziehungsweise den Messpfad B die Intensitätsänderung gemessen werden, die sich ergäbe, wenn ein Analysengitter – entsprechend der 5 – um eine halbe Periode verschoben werden würde. Werden nun zwei weitere Messungen A', B' mit einem Versatz von p2/4 durchgeführt, so stehen 4 Messwerte A, B, A' und B' an vier Stützstellen zur Verfügung. Hieraus kann die mittlere Phase &phgr; des Röntgenstrahls dieses Detektorelementes direkt berechnet werden. Dargestellt ist dies in der 8 unten. Der Versatz der Szintillationsstreifen ist in dieser speziellen Ausführung durch elektrische Steuerung eines Piezoelementes 13 auf einer Seite der geschichteten Szintillationsstreifen und Ausgleich auf der anderen Seite durch ein Federelement 15 erzeugt.

Ein wesentlicher Vorteil dieser Variante besteht darin, dass keine Strahlungsdosis, die einen Patienten durchdrungen hat, verloren geht, da die gesamte Fläche der Detektionselemente zur Bestimmung der Phasenverschiebung genutzt wird.

Während es jedoch in der Ausführungsvariante der 8 noch notwendig ist, zumindest zwei Messungen mit jeweils versetzten Szintillationsstreifen durchzuführen, ist dies in einer weiter verbesserten Ausführung des erfindungsgemäßen Detektionssystems der 9 nicht nötig. Hier kann mit einer einzigen Messung die Phase der detektierten Röntgenstrahlung eines Detektionselementes bestimmt werden. Die 9 zeigt, ähnlich der 8, eine Detektionsanordnung mit von oben ankommender Strahlung auf ein Detektionselement Ei, wobei die Strahlung aufgrund der vorgeschalteten energiespezifischen Gitteranordnung kleinräumige Interferenzerscheinungen erzeugt, die zu dem oben dargestellten periodisch sich ändernden Photonenfluss führt. Realistisch ist diese Schwankung nicht streng periodisch, sondern unterliegt aufgrund der unterschiedlich stark auftretenden Phasenverschiebung räumlichen Schwankungen, aus denen sich umgekehrt die Phasenverschiebung eines Strahls bestimmen lässt.

Im vorliegenden Beispiel ist die Unterteilung des Detektionselementes in Szintillationsstreifen so gestaltet, dass die einzelnen Szintillationsstreifen lediglich eine Breite beziehungsweise eine kleine Periode pSS von 1/4 der Periode p2 eines entsprechenden Analysengitters aufweisen. Es werden hierbei vier unterschiedlich dotierte Szintillationsmaterialien verwendet, die jeweils aufgrund der unterschiedlichen Dotierung Licht verschiedener Frequenzen und Wellenlängen erzeugen. Die vier unterschiedlichen Szintillationsstreifen sind in gleicher Periode und Reihenfolge vielfach nebeneinandergereiht. Jede Gruppe von Szintillationsstreifen gleicher Dotierung emittiert Licht gleicher Wellenlänge und die vier Gruppen Licht vier unterschiedlicher Wellenlängen &lgr;1, &lgr;2, &lgr;3, und &lgr;4. Dieses Licht wird mit Hilfe der Filter 16.1 bis 16.4 selektiert nach Wellenlänge an vier unterschiedlichen Photodioden 12.1 bis 12.4, entsprechend den Messpfaden A bis D, gemessen und stellt somit ein Maß für die auf den unterschiedlichen Szintillationsstreifen auftreffende Dosis dar.

Auf diese Weise werden also die Szintillationsstreifen so zusammengeschaltet, dass jeder vierte Streifen den gleichen Messpfad bedient. Wird nun mit einer derartigen Detektoranordnung eine Messung an einem bestimmten Ort, also für einen bestimmten Röntgenstrahl, durchgeführt, so lässt sich aus den gemessenen Intensitäten über die Messpfade A, B, C und D jeweils die phasenentsprechende Intensität ablesen und es kann aus diesen vier Messungen direkt die Phase der Röntgenstrahlung, der dieses Detektorelement trifft, bestimmt werden. Die Auswertung dieser vier Messwerte A, B, C, D ist in dieser Figur unten dargestellt. Es ist hier ergänzend zu bemerken, dass diese Messung nicht etwa einer Phasenbestimmung der Röntgenstrahlung im Bereich eines einzelnen Szintillationsstreifens entspricht, sondern eine Mittelung über die gesamte Fläche des Detektionselementes darstellt. Besonders vorteilhaft ist auch in dieser Ausführungsvariante, dass bei der Messung die gesamte verwendete Dosis, die das Untersuchungsobjekt, insbesondere einen Patienten, bestrahlt, zur Auswertung herangezogen wird und kaum Dosisverluste entstehen.

Der Kern der beiden zuletzt dargestellten Ausführungsvarianten besteht also darin, dass ein Detektorelement in eine Vielzahl von Szintillationsstreifen aufgeteilt wird, die gruppenweise bezüglich der gemessenen Röntgenintensität ausgelesen werden, wobei die Aufteilung derart stattfinden muss, dass sie einerseits in die Periode p2 eines entsprechenden Analysengitters passt und gleichzeitig jedoch pro Periode mindestens zwei vorzugsweise mindestens drei Szintillationsstreifen aufweist, so dass pro Periode jede der Gruppen an Szintillationsstreifen einmal repräsentiert ist. Durch diese Art der Aufteilung ist es also möglich, innerhalb einer Periode zwei, drei, vier, fünf oder mehr Szintillationsstreifen unterzubringen und diese Aufteilung vielfach aneinander zu reihen, in Richtung senkrecht zur Ausrichtung der Szintillationsstreifen, so dass die Anzahl der Messgruppen der Anzahl der Szintillationsstreifen je Periode p2 entspricht.

Ein vollständiges Computer-CT-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist in der 10 dargestellt. Diese zeigt das CT-System 1, welches über ein erstes Fokus/Detektor-System mit einer Röntgenröhre 2 und einem gegenüber liegenden Detektor 3 verfügt, die auf einer nicht näher dargestellten Gantry in einem Gantrygehäuse 6 angeordnet sind. Im Strahlengang des ersten Fokus/Detektor-Systems 2, 3 ist ein erfindungsgemäßes röntgenoptisches Gittersystem angeordnet, so dass der Patient 7, der sich auf einer längs der Systemachse 9 verschiebbaren Patientenliege 8 befindet, in den Strahlengang des ersten Fokus/Detektor-Systems geschoben werden kann und dort abgetastet wird. Die Steuerung des CT-Systems wird durch eine Rechen- und Steuereinheit 10 durchgeführt, in der in einem Speicher 11 Programme Prg1 bis Prgn gespeichert sind, die die zuvor beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahren durchführen und aus den gemessenen strahlenabhängigen Phasenverschiebungen entsprechende tomographische Bilder rekonstruieren.

Optional kann anstelle des einzigen Fokus/Detektor-Systems ein zweites Fokus/Detektor-System im Gantrygehäuse angeordnet werden. Dieses ist in der 10 durch die gestrichelt gezeigte Röntgenröhre 4 und den gestrichelt dargestellten Detektor 5 angedeutet.

Ergänzend ist noch darauf hinzuweisen, dass mit den gezeigten Fokus/Detektor-Systemen nicht nur Phasenverschiebungen der Röntgenstrahlung gemessen werden können, sondern diese weiterhin auch zur konventionellen Messung der Strahlungsabsorption und Rekonstruktion von entsprechenden Absorptionsaufnahmen geeignet sind. Gegebenenfalls können auch kombinierte Absorptions- und Phasenkontrastaufnahmen erzeugt werden.

Weiterhin wird darauf hingewiesen, dass in der praktischen Ausführung bei den verwendeten Quellengittern zur Kontrastverbesserung die Lücken zwischen den Gitterlinien mit einem hochabsorbierenden Material gefüllt sein können. Beispielsweise kann hierfür Gold verwendet werden. Grundsätzlich sollten die Quellengitter so ausgestaltet werden, dass sie einen Kontrastfaktor von mindestens e–1 erreichen.

Es versteht sich, dass die vorstehend genannten Merkmale der Erfindung nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen.


Anspruch[de]
Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen, mindestens bestehend aus:

1.1. einer Strahlenquelle (2) mit einem Fokus (F1) und einem fokusseitigen Quellengitter (G0), welches im Strahlengang angeordnet ist und ein Feld von strahlweise kohärenten Röntgenstrahlen (Si) erzeugt,

1.2. einer Gitter/Detektoranordnung mit einem Phasengitter (G1) mit parallel zum Quellengitter (G0) angeordneten Gitterlinien zur Erzeugung eines Interferenzmusters und einem Detektor (D1) mit einer Vielzahl von flächig angeordneten Detektorelementen (Ei) zur Messung der ortsabhängigen Strahlungsintensität hinter dem Phasengitter (G1),

1.3. wobei die Detektorelemente (Ei) aus einer Vielzahl von länglichen Szintillationsstreifen (SSi) gebildet werden, die parallel zu den Gitterlinien des Phasengitters (G1) ausgerichtet sind, und eine kleine Periode (pS) aufweisen, deren ganzzahliges Vielfaches der mittleren großen Periode (p2) des Interferenzmusters entspricht, die vom Phasengitter (G1) gebildet wird.
Fokus/Detektor-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitter/Detektoranordnung derart ausgebildet und angeordnet ist, dass sie den folgenden geometrischen Bedingungen genügt: p2 = k × pS
wobei gilt:

p0 = Gitterperiode des Quellengitters G0,

p1 = Gitterperiode des Phasengitters G1,

p2 = große Periode der Szintillationsstreifen SSi, mittlerer Abstand der Interferenzlinien nach dem Phasengitter,

pS = kleine Periode der Szintillationsstreifen SSi, Abstand von Mittellinie zu Mittellinie benachbarter Szintillationsstreifen,

d = Abstand des Phasengitters G1 zum Detektor in Fächerstrahlgeometrie,

d = Abstand des Phasengitters G1 zum Detektor unter Parallelgeometrie,

k = 1, 2, 3, 4, 5, ...,

l = Abstand des Quellengitters G0 zum Phasengitter G1,

&lgr; = ausgewählte Wellenlänge der Strahlung, h1 = Steghöhe des Phasengitters G1 in Strahlrichtung,

n = Brechungsindex des Gittermaterials des Phasengitters.
Fokus/Detektor-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass innerhalb jeder großen Periode (p2) genau ein Szintillationsstreifen (SSi) angeordnet ist, der mit einer Detektorgitterstruktur (GSi) aus nicht-szintillierendem Material abwechselt. Fokus/Detektor-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektorgitterstruktur (GSi) aus Metall ist. Fokus/Detektor-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass innerhalb jeder großen Periode (p2) genau zwei Szintillationsstreifen (SS1, SSi+1) aus unterschiedlichem Szintillationsmaterial, die Licht unterschiedlicher Frequenz (&lgr;1, &lgr;2) erzeugen, angeordnet sind und deren Reihenfolge über das Detektorelement (Ei) gleich bleibt. Fokus/Detektor-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass Mittel (13, 15) zum Versetzen der Szintillationsstreifen senkrecht zur Längsrichtung der Szintillationsstreifen (SSi) im Detektor (D1) vorgesehen sind, die einen definierten Versatz (xG) in der Größenordnung der kleinen Periode (ps) der Szintillationsstreifen (SSi) erzeugen können. Fokus/Detektor-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass Mittel (13, 15) zum Versetzen der Detektorelemente (Ei) senkrecht zur Längsrichtung der Szintillationsstreifen (SSi) im Detektor (D1) vorgesehen sind, die einen definierten Versatz (xG) in der Größenordnung der kleinen Periode (ps) der Szintillationsstreifen (SSi) erzeugen können. Fokus/Detektor-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Mittel (13, 15) zum Versetzen des Detektors (D1) senkrecht zur Längsrichtung der Szintillationsstreifen (SSi) im Detektor (D1) vorgesehen sind, die einen definierten Versatz (xG) in der Größenordnung der kleinen Periode (ps) der Szintillationsstreifen (SSi) erzeugen. Fokus/Detektor-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 6 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Mittel zur Erzeugung eines definierten Versatzes in der Größenordnung der kleinen Periode der Szintillationsstreifen Piezoelemente (13) sind. Fokus/Detektor-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass innerhalb jeder großen Periode mindestens drei Szintillationsstreifen (Si, Si+1, Si+2) aus unterschiedlichem Szintillationsmaterial, die Licht unterschiedlicher (&lgr;1, &lgr;2, &lgr;3) Frequenz erzeugen, angeordnet sind und vorzugsweise deren Reihenfolge über das Detektorelement (Ei) gleich bleibt. Fokus/Detektor-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass Mittel (13, 15) zum Versetzen der Szintillationsstreifen (SSi) senkrecht zur Längsrichtung der Szintillationsstreifen im Detektor (D1) vorgesehen sind, die einen definierten Versatz (xG) in der Größenordnung der kleinen Periode (ps) der Szintillationsstreifen (SSi) erzeugen können. Fokus/Detektor-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass Mittel (13, 15) zum Versetzen der Detektorelemente (Ei) senkrecht zur Längsrichtung der Szintillationsstreifen (SSi) im Detektor (D1) vorgesehen sind, die einen definierten Versatz (xG) in der Größenordnung der kleinen Periode (ps) der Szintillationsstreifen (SSi) erzeugen können. Fokus/Detektor-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass das Mittel (13, 15) zum Versetzen des Detektors (D1) senkrecht zur Längsrichtung der Szintillationsstreifen (SSi) im Detektor (D1) vorgesehen sind, die einen definierten Versatz (xG) in der Größenordnung der kleinen Periode (ps) der Szintillationsstreifen (SSi) erzeugen. Fokus/Detektor-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 10 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Mittel zur Erzeugung eines definierten Versatzes in der Größenordnung der kleinen Periode der Szintillationsstreifen Piezoelemente (13) sind. Fokus/Detektor-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 5 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass im Detektorelement (Ei) Mittel (16.x) vorgesehen sind, welche die Lichtemissionen der Szintillationsstreifen eines Detektorelementes unterschiedlicher Frequenz (&lgr;i) getrennt nach Frequenz jedoch summiert über das gesamte Detektorelement (Ei) detektieren. Fokus/Detektor-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Szintillationsstreifen (SSi) ihr Licht mit unterschiedlichen Frequenzen (&lgr;i) zumindest teilweise in einen verspiegelten Raum emittieren, der an frequenzselektive Lichtsenken grenzt und jede Lichtsenke ein Mittel (12.x) zur Detektion des selektierten Lichtes aufweist. Fokus/Detektor-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtsenken jeweils aus einem Filter (16.x) mit nachgeschalteter Photodiode (12.x) bestehen, wobei die Filter (16.x) jeweils für genau eine der ausgesendeten Frequenzen (&lgr;i) der Szintillationsstreifen (SSi) selektiv sind. Fokus/Detektor-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtsenken kaskadenförmig angeordnet sind und jeweils szintillatorseitig einen Filter (16.x) mit Photodiode (12.x) aufweisen, der die Frequenzen einseitig begrenzt, so dass in jedem nachfolgenden Filter/Photodioden-Satz eine reduzierte Anzahl Frequenzen gemessen wird. Röntgen-System zur Erzeugung projektiver Phasenkontrastaufnahmen mit mindestens einem Fokus/Detektor-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 18. Röntgen-C-Bogen-System zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen mit einem Fokus/Detektor-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 18, welches auf einem um ein Untersuchungsobjekt rotierbaren C-Bogen angeordnet ist. Röntgen-CT-System (1) zur Erzeugung tomographischer Phasenkontrastaufnahmen mit mindestens einem Fokus/Detektor-System (2, 3) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 18, welches auf einer um ein Untersuchungsobjekt (7) rotierbaren Gantry angeordnet ist. Röntgen-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 19 bis 21, dadurch gekennzeichnet, dass eine Recheneinheit (10) zur Steuerung des Detektors (3) und Berechnung der Phasenverschiebung (&phgr;) aus mehreren Intensitätsmessungen des gleichen Strahls vorgesehen ist. Röntgen-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 19 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass es eine Rechen- und Steuereinheit (10) aufweist, die Programmcode (Prgx) enthält, welcher im Betrieb das Verfahren gemäß einem der nachstehenden Verfahrensansprüche ausführt. Speichermedium eines Röntgen-Systems oder für ein Röntgen-System, dadurch gekennzeichnet, dass das Speichermedium (11) Programmcode (Prgx) enthält, welcher im Betrieb des Röntgen-Systems einem der nachstehenden Verfahrensansprüche ausführt. Verfahren zur Erzeugung projektiver Röntgenaufnahmen von einem Untersuchungsobjekt, vorzugsweise von einem Patienten (7), mit einem Fokus/Detektor-System (2, 3) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 18, wobei zumindest die folgenden Verfahrensschritte durchgeführt werden:

25.1. das Untersuchungsobjekt (7) wird von einem Strahlenbündel durchstrahlt, wobei jeder Strahl im Raum durch die Verbindungslinie Fokus-Detektorelement (F1 – Ei) und die Ausdehnung des Detektorelementes bezüglich Richtung und Ausdehnung definiert ist,

25.2. die mittlere Phasenverschiebung (&phgr;) jedes Strahls wird gemessen, indem für diesen Strahl mit Hilfe der feiner strukturierten Szintillationsstreifen (SSi) die Intensität der Strahlung an gruppenweise und versetzt zueinander angeordneter oder gegeneinander versetzt positionierter Szintillationsstreifen (SSi) gemessen wird,

25.3. aus den gemessenen mittleren Phasenverschiebungen (&phgr;) der Strahlen werden Phasenkontrastaufnahmen erstellt, deren Pixelwerte die mittlere Phasenverschiebung (&phgr;) je Strahl repräsentieren.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 25, dadurch gekennzeichnet, dass die unterschiedliche Szintillationsstreifen (SSi) eines Detektorelementes (Ei) bei Bestrahlung gruppenweise unterschiedliche Lichtfrequenzen (&lgr;i) emittieren und diese Licht selektiv bezüglich der Frequenz (&lgr;i) jedoch aufsummiert über das gesamte Detektorelement (Ei) gemessen wird. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 26, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen zwei Messungen des gleichen Strahls ein räumlicher Versatz (xG) der Szintillationsstreifen (SSi) senkrecht zur Gitterlinienrichtung herbeigeführt wird. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 27, dadurch gekennzeichnet, dass der räumliche Versatz (xG) der Szintillationsstreifen (SSi) um einen Betrag kleiner der Periode der Szintillationsstreifen (pSS) herbeigeführt wird. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 26, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens drei verschiedene Arten von Szintillationsstreifen (SSi) in einem Detektorelement (Ei) vorliegen, diese gleichmäßig abwechselnd angeordnet sind und je Detektorelement (Ei) und Position eine Messung für alle emittierten Lichtfrequenzen (&lgr;i) durchgeführt und hieraus direkt die mittlere Phasenverschiebung (&phgr;) des ausgemessenen Röntgenstrahls ermittelt wird.






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