DE102006015356B4

DE102006015356B4 - Verfahren zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen mit einem Röntgen-System

Info

Publication number: DE102006015356B4
Application number: DE102006015356.1A
Authority: DE
Inventors: Dr. Heismann Björn; Dr. Hempel Eckhard; Prof. Popescu Stefan
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2006-02-01
Filing date: 2006-04-03
Publication date: 2016-09-22
Anticipated expiration: 2026-04-04
Also published as: DE102006015356A1; US20070183560A1; JP2007203074A; JP5188721B2; US7646843B2

Abstract

Verfahren zur Erzeugung tomographischer Aufnahmen von einem Untersuchungsobjekt, vorzugsweise einem Patienten (P), mit einem Röntgen-System oder Röntgen-CT-System (1), mit örtlichen Aufnahmewerten mit Hilfe der Messung von Phasenverschiebungen (φ) einer das Untersuchungsobjekt (P) durchdringenden Röntgenstrahlung (Si), indem die Phasenverschiebung (φ(E1), φ(E2)) energiespezifisch bezüglich mindestens zweier unterschiedlicher Energiebereiche (E1, E2) gemessen wird und die Aufnahmewerte als Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) gebildet werden, wobei zur Erzeugung der tomographischen Röntgenphasenkontrastaufnahmen zumindest die folgenden Verfahrensschritte durchgeführt werden: 1.1. das Untersuchungsobjekt (P) wird mit mindestens einem Fokus/Detektor-System (2, 3) kreis- oder spiralförmig abgetastet, wobei das Detektorsystem (3) eine Vielzahl von nebeneinander angeordneten Detektorelementen (Ex) aufweist, die mindestens eine Detektorzeile, vorzugsweise mehrere Detektorzeilen, bilden, 1.2. zur Messung wird zwischen dem mindestens einen Fokus (F1) und dem mindestens einen Detektor (D1) ein Satz röntgenoptischer Gitter (Gxy) angeordnet, der von der Röntgenstrahlung (Si) durchstrahlt wird, wobei 1.2.1. mit mindestens einem Quellengitter (G0x) zwischen Fokus (F1) und Untersuchungsobjekt (P) ein Feld von Strahlenquellen mit individuell kohärenter Strahlung (Si) erzeugt wird, 1.2.2. das Untersuchungsobjekt (P) von der Röntgenstrahlung (Si) durchdrungen und die Röntgenstrahlung (Si) je nach durchdrungener Materie einer unterschiedlichen Phasenverschiebung (φ) unterworfen wird, 1.2.3. mit einem ersten, auf einen ersten Energiebereich (E1) abgestimmten Phasengitter (G11) ein Interferenzmuster der Strahlung dieses Energiebereiches (E1) erzeugt wird, 1.2.4. mit mindestens einem zweiten, auf einen anderen Energiebereich (E2) abgestimmten Phasengitter (G12) mindestens ein weiteres Interferenzmuster der Strahlung dieses Energiebereiches (E2) erzeugt wird, ...

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen von einem Untersuchungsobjekt, vorzugsweise einem Patienten, mit einem Röntgen-System, außerdem betrifft die Erfindung auch ein entsprechendes Röntgen-System zur Durchführung dieses Verfahrens.
In der allgemeinen Computertomographie werden 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 in bekannter Weise durch die Verwendung von zwei interferometrischen Gittern gemessen. Bezüglich dieser interferometrischen Messmethoden wird beispielsweise auf „X-ray phase imaging with a grating interferometer, T. Weitkamp at all, 8. August 2005/Vol. 12, No. 16/OPTICS EXPRESS” hingewiesen. Bei dieser Methode wird ein Untersuchungsobjekt von einer kohärenten Röntgenstrahlung durchstrahlt, anschließend 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 dahinter liegenden 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 monochrome 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-Gitters.
Die Schlitze des ersten Gitters erzeugen ein Feld von individuell kohärenten Strahlen, 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-Röntgensystemen entsprechen, so dass zum Beispiel im Bereich der allgemeinen medizinischen Diagnostik nun mit Hilfe von Röntgen-Geräten auch gut differenzierte Weichteilaufnahmen gemacht werden können.
Es hat sich allerdings gezeigt, dass es trotz dieser beschriebenen Verbesserung günstig wäre eine weiter verbesserte Differenzierung der Struktur eines Untersuchungsobjektes, insbesondere der Weichstruktur eines Patienten zu erhalten.
Ergänzend wird auf die Druckschriften US 2004/0062452 A1 und US 5,812,629 A und die Veröffentlichung MAYO, S. C. et al.: „Quantitative X-ray projection microscopy: phase-contrast and multi-spectral imaging”, Journal of Microscopy, 2002, Vol. 207, 79–96, verwiesen.
Es ist Aufgabe der Erfindung, die Methode der Phasenkontrastaufnahme sowohl verfahrenstechnisch als auch apparativ dahingehend zu verbessern, dass die Aufnahmeergebnisse eine stärkere Differenzierung chemisch ähnlich aufgebauter Strukturen ermöglichen.
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, die Differenzierung von im chemischen Aufbau ähnlichen Strukturen dadurch zu verbessern, dass die Phasenverschiebung von Röntgenstrahlen beim Durchtritt durch ein Objekt in Abhängigkeit von unterschiedlichen Röntgenenergien gemessen wird, und anschließend zur Differenzierung des abgetasteten Gewebes aus den gemessenen Phasenverschiebungen differenzierende Funktionen erstellt werden. So kann in einfachster Weise die Differenz der mit unterschiedlichen Energien gemessenen Phasenverschiebungen gebildet werden, es kann ein Quotient aus den beiden energieabhängigen, gemessenen Phasenverschiebungen gebildet werden oder es kann für jedes gemessene Pixel oder Voxel einer projektiven oder tomographischen Aufnahme aus diesen Werten eine Art normierter Kontrastindex bestimmt werden, wie er später beschrieben ist. Anstelle der Phasenverschiebung selbst kann auch der Brechungsindex n, der linear mit der Phasenverschiebung zusammenhängt, verwendet werden und entsprechende typische Differenzierungswerte können gebildet werden. Wird dieses grundsätzliche Verfahren beispielsweise auf eine computertomographische Aufnahme angewandt, so besteht die Möglichkeit, diese Differenzierungswerte schon vor der eigentlichen Rekonstruktion zu bilden, so dass also die später rekonstruierten Projektionen bereits aus den Differenzierungswerten bestehen. Es besteht jedoch auch die Möglichkeit, die Phasenverschiebungen beziehungsweise Brechungsindizes zur Rekonstruktion energieabhängiger tomographischer Aufnahmen zu verwenden und im Anschluss an die erfolgte Rekonstruktion die einzelnen Bildvoxel beziehungsweise Pixel von Schnittaufnahmen des jeweils gleichen Ortes zu nehmen und daraus erst die Differenzierungswerte zu bilden.
Entsprechend dem Grundgedanken der Erfindung, schlagen die Erfinder somit einerseits ein Verfahren zur Erzeugung projektiver Aufnahmen, also Durchlicht-Röntgenaufnahmen, auf der Basis von Phasenkontrastmessungen gemäß dem Anspruch 7 vor. Andererseits wird auch ein Verfahren zur Erzeugung tomographischer Aufnahmen mit Hilfe von mindestens zwei Phasenkontrastmessungen, unter Verwendung unterschiedlicher Energiebereiche, gemäß dem Anspruch 1 vorgeschlagen. Ebenso werden durch die Erfinder ein Fokus/Detektor-System gemäß Anspruch 29, entsprechende Röntgen-Systeme zur Erzeugung der vorgenannten projektiven Aufnahmen gemäß Anspruch 30 und auch Röntgen-Computertomographie-Systeme zur Erzeugung derartiger Aufnahmen auf der Basis tomographischer Rekonstruktionen gemäß dem Anspruch 20 vorgeschlagen.
Das vorgeschlagene Verfahren zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Aufnahmen von einem Untersuchungsobjekt, vorzugsweise einem Patienten, mit einem Röntgen-System, mit örtlichen Aufnahmewerten mit Hilfe der Messung von Phasenverschiebungen einer das Untersuchungsobjekt durchdringenden Röntgenstrahlung, umfasst daher erfindungsgemäß die Messung der Phasenverschiebung energiespezifisch bezüglich mindestens zwei unterschiedlicher Energiebereiche und die Bildung von Aufnahmewerte als Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebung.
Hierdurch ist es nun möglich, mit Hilfe einer besonders empfindlichen „Sonde” bereits kleine Unterschiede im chemischen Aufbau des untersuchten Objektes zu detektieren. Die Selektivität dieses Verfahrens ist besonders dann groß, wenn die verwendeten Energiebereiche der Röntgenstrahlung, im Bezug auf das untersuchte Material oder untersuchte Gewebe, die an sich bekannten Absorptionskanten übergreift, also, wenn die mindestens zwei verwendeten Energiebereiche der Röntgenstrahlung beidseits einer Kante bezüglich des energiespezifischen Brechungsindex n des untersuchten Materials liegen.
Obwohl das Verfahren sich damit auch grundsätzlich zur Messung einer Vielzahl von unterschiedlichen Energiebereichen eignet, wird doch vornehmlich vorgeschlagen, genau zwei energiespezifischen Phasenverschiebungen für genau zwei Energiebereiche zu bestimmen.
Als Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen kann bevorzugt der Wert φ(E1) – φ(E2) / φ(E1) + φ(E2) verwendet werden, wobei die Variable φ(E_x) für die gemessene Phasenverschiebung im Energiebereich E_x steht.
Alternativ kann beispielsweise auch der Quotient φ(E1) / φ(E2) oder ein Unterschiedswert φ(E1) – φ(E2) verwendet werden.
Wie bereits zuvor erwähnt ist es auch möglich, aus den gemessenen energiespezifischen Phasenverschiebungen jeweils den energiespezifischen Brechungsindex n zu berechnen und diese Werte für die Aufnahmewerte zu verwenden. Die Umrechnung der energiespezifischen Brechungsindizes kann gemäß der Beziehung φ = 2πn ν / λ bestimmt werden, wobei λ die Wellenlänge der Röntgenstrahlung des betrachteten Energiebereiches und ν die Ausdehnung eines Voxels darstellt.
Es wird in diesem Zusammenhang darauf hingewiesen, dass im Rahmen dieser Erfindung meist nicht von einer spezifischen Energie, sondern einem spezifischen Energiebereich gesprochen wird, da selbstverständlich durch die gegebenen Messverfahren nicht die Phasenverschiebung bezüglich einer exakten und punktgenauen Energie ermittelt wird, sondern dass es sich hierbei im praktischen Bereich tatsächlich um Energiebereiche, also ein Energieintervall, handelt.
Entsprechend den oben beschriebenen Funktionen für die energiespezifischen Phasenverschiebungen können auch entsprechende Funktionen für die energiespezifischen Brechungsindizes, bevorzugt über die Funktion n(E1) – n(E2) / n(E1) + n(E2) oder den Quotienten n(E1) / n(E2) oder einfach den Δ-Wert n(E1) – n(E2) verwendet werden.
Bezüglich der Verwendung dieses Verfahrens zur Erzeugung der tomographischen Röntgenphasenkontrastaufnahmen wird weiterhin vorgeschlagen, zumindest die folgenden Verfahrensschritte durchzuführen:

– das Untersuchungsobjekt wird mit mindestens einem Fokus/Detektor-System kreis- oder spiralförmig abgetastet, wobei das Detektorsystem eine Vielzahl von nebeneinander angeordneten Detektorelementen aufweist, die mindestens eine Detektorzeile, vorzugsweise mehrere Detektorzeilen, bilden,
– zur Messung wird zwischen dem mindestens einen Fokus und dem mindestens einen Detektor ein Satz röntgenoptischer Gitter angeordnet, der von der Röntgenstrahlung durchstrahlt wird, wobei
– mit mindestens einem Quellengitter zwischen Fokus und Untersuchungsobjekt ein Feld von Strahlenquellen mit individuell kohärenter Strahlung erzeugt wird,
– das Untersuchungsobjekt von der Röntgenstrahlung durchdrungen und die Röntgenstrahlung je nach durchdrungener Materie einer unterschiedlichen Phasenverschiebung unterworfen wird,
– mit einem ersten, auf einen ersten Energiebereich (E1) abgestimmten Phasengitter ein Interferenzmuster der Strahlung dieses Energiebereiches (E1) erzeugt wird,
– mit mindestens einem zweiten, auf einen anderen Energiebereich (E2) abgestimmten Phasengitter mindestens ein weiteres Interferenzmuster der Strahlung dieses Energiebereiches (E2) erzeugt wird,
– die Strahlung durch ein Analysengitter zum Detektor geführt wird, und durch mindestens drei Intensitätsmessungen des gleichen räumlichen Strahls bei jeweils unterschiedlichem relativen Versatz zwischen Phasengitter und Analysengitter die Phasenverschiebung jedes Strahls beim Durchtritt durch das Untersuchungsobjekt ermittelt wird, und
– aus den gemessenen Phasenverschiebungen der Strahlen oder daraus ermittelten Brechungsindizes tomographische Phasenkontrastdaten des Untersuchungsobjektes rekonstruiert werden.

Die Messungen der Phasenverschiebungen können je Energiebereich durch ein eigenes Fokus/Detektor-System mit jeweils energiespezifisch angepasstem Gittersatz durchgeführt werden, wobei vorzugsweise die Fokus/Detektor-Systeme winkelversetzt auf einer Gantry angeordnet werden können.
Es besteht jedoch auch die Möglichkeit, für die Messungen der Phasenverschiebungen je Energiebereich lediglich unterschiedliche Phasengitter im gleichen Fokus/Detektor-System zu verwenden. Hierzu können die unterschiedlichen Phasengitter an unterschiedlichen Entfernungen zum Fokus entweder manuell eingesetzt werden, oder es kann eine Vorrichtung vorgesehen werden, durch welche sie seitlich in Systemachsenrichtung oder auch in Umfangsrichtung verschoben werden.
Es wird weiterhin vorgeschlagen, dass für mindestens einen Energiebereich, auf den mindestens ein Analysengitter abgestimmt ist, die Energie eines Peaks der charakteristischen Strahlung des verwendeten Anodenmaterials genutzt wird. Beispielsweise kann es sich hierbei um die K_α-Linie und die K_β-Linie des Anodenmaterials, vorzugsweise von Wolfram als Anodenmaterial, handeln.
Es besteht allerdings auch die Möglichkeit, die Röntgenstrahlung für mindestens zwei unterschiedliche Energiebereiche mit unterschiedlichen Anodenmaterialien zu erzeugen.
Betrachtet man das Verfahren zur Erzeugung projektiver Phasenkontrastaufnahmen, dass heißt von Phasenkontrastaufnahmen bei denen keine Rekonstruktionsverfahren, sondern lediglich die bei der Durchstrahlung des Untersuchungsobjektes gemessenen Phasenverschiebungen zur Bildung einer Projektionsaufnahme, verwendet werden, so schlagen die Erfinder insbesondere die Anwendung der folgenden Merkmale vor:

– das Untersuchungsobjekt wird einem Strahlenbündel ausgehend vom Fokus einer Röntgenröhre durchstrahlt,
– mit einem Detektor wird die empfangene Strahlungsintensität gemessen, wobei zwischen der mindestens einen Röntgenröhre und dem Detektor ein Satz röntgenoptischer Gitter, bestehend aus mindestens einem Quellengitter, mindestens zwei wechselweise in den Strahlengang eingebrachter unterschiedlicher Phasengitter und einem Analysengitter, angeordnet ist,
– für jeden im Raum zwischen Fokus und Detektor liegenden Strahl, der das Untersuchungsobjekt durchdringt, wird durch mindestens drei Intensitätsmessungen mit jeweils unterschiedlichem relativen Versatz zwischen Phasengitter und Analysengitter die Phasenverschiebung dieses Strahls beim Durchtritt durch das Objekt ermittelt,
– es werden für jeden Strahl aus den gemessenen Phasenverschiebungen für unterschiedliche Energiebereiche (φ(E1), φ(E2)) jedes Strahls die Pixelwerte als Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) berechnet.

Auch hierbei wird vorgeschlagen, für mindestens einen Energiebereich, auf den mindestens ein Analysengitter abgestimmt ist, die Energie eines Peaks der charakteristischen Strahlung des verwendeten Anodenmaterials zu nutzen. Beispielsweise können auch hier die K_α-Linie und K_β-Linie des Anodenmaterials, vorzugsweise von Wolfram als Anodenmaterial, verwendet werden. Ebenso kann die Röntgenstrahlung für mindestens zwei unterschiedliche Energiebereiche mit unterschiedlichen Anodenmaterialien erzeugt werden. Es wird in diesem Zusammenhang darauf hingewiesen, dass nicht unbedingt unterschiedliche Röntgenröhren verwendet werden müssen, um mit unterschiedlichen Anodenmaterialien zu arbeiten. Beispielsweise besteht die Möglichkeit, eine Anode, insbesondere eine Drehanode, so aufzubauen, dass ein Springfokus vorliegt, der jeweils auf unterschiedliche Bereiche der Anode, die mit unterschiedlichen Materialien belegt sind, springt. Alternativ kann auch eine Drehanode verwendet werden, die segmentweise mit unterschiedlichen Anodenmaterialien belegt ist, so dass beispielsweise durch eine entsprechende Zeitsteuerung des Röhrenstroms das jeweils gewünschte Anodenmaterial zur Erzeugung der Röntgenstrahlung benutzt wird.
Entsprechend dem oben geschilderten Verfahren, schlagen die Erfinder auch ein Röntgen-CT-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen vor, welches mindestens ein, drehbar um ein Untersuchungsobjekt auf einer Gantry oder einem C-Bogen angeordnetes, Fokus/Detektor-System und einen Satz durchstrahlter röntgenoptischer Gitter zwischen dem Fokus und Detektor, bestehend aus mindestens einem Quellengitter, mindestens zwei wechselweise in den Strahlengang einfahrbaren Phasengittern und einem Analysengitter, aufweist.
Alternativ hierzu wird auch ein Röntgen-CT-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen vorgeschlagen, welches mindestens zwei, drehbar um ein Untersuchungsobjekt auf einer Gantry oder einem C-Bogen angeordneten, Fokus/Detektor-Systeme aufweist und je Fokus/Detektor-System einen Satz energiespezifisch dimensionierter durchstrahlter röntgenoptischer Gitter zwischen Fokus und Detektor, bestehend aus einem Quellengitter, einem Phasengitter und einem Analysengitter, besitzt.
Anzumerken ist hierbei, dass die beiden oben genannten Varianten auch kombiniert werden können, so dass beispielsweise zwei winkelversetzt auf einer Gantry angeordnete Fokus/Detektor-Systeme jeweils mit zwei oder mehreren unterschiedlichen Gittersätzen ausgerüstet sind und somit eine größere Variabilität bei der Auswahl der verwendeten untersuchten Energiebereiche für die Messung der Phasenverschiebung besteht.
Bevorzugt weisen diese erfindungsgemäßen CT-Systeme eine Vorrichtung zur Relativverschiebung des Analysengitters gegenüber dem Phasengitter senkrecht zur Strahlenrichtung und senkrecht zur Längsrichtung der Gitterlinien auf.
In einer zusätzlichen Variante kann auch vorgesehen werden, dass zumindest ein weiteres Fokus/Detektor-System winkelversetzt auf der Gantry angeordnet ist, welches frei von röntgenoptischen Gittern ist und ausschließlich zur Absorptionsmessung dient.
Gemäß einer Ausführungsform wird außerdem vorgeschlagen, dass die Gitteranordnung der erfindungsgemäßen Röntgen-CT-Systeme den folgenden geometrischen Bedingungen genügen:
Für den ersten Gittersatz:
und für den zweiten Gittersatz:
mit:

p_x: = Gitterperiode des Gitters G_x,
p_xy: = Gitterperiode des Gitters G_xy,
l_x: = Abstand des Quellengitters G₀ zum Phasengitter G_1x für den Energiebereich E_x,
d_x: = Abstand des Phasengitters G_1x für den Energiebereich E_x zum Analysengitter G₂ in Fächerstrahlgeometrie,
d ≡ / 1: = Abstand des Phasengitters G_1x für den Energiebereich E_x zum Analysengitter G₂ unter Parallelgeometrie,
λ_x: = Wellenlänge der Strahlung im Energiebereich E_x,
h_1x: = Steghöhe des Gitters G_1x für den Energiebereich E_x in Strahlungsrichtung,
n: = Brechungsindex des Gittermaterials.

Aufgrund der gegebenen Gitteranordnung kann diese der geometrischen Bedingung l₁ + d₁ = l₂ + d₂ genügen, womit sich dann zwangsweise ergibt, dass die Perioden der verwendeten Quellengitter unterschiedlich sind, also p₀₁ ≠ p₀₂ ist. Alternativ können die Perioden der verwendeten Quellengitter identisch gewählt werden, also p₀₁ = p₀₂ ist, womit dann die Gitteranordnung der geometrischen Bedingung l₁ + d₁ ≠ l₂ + d₂ genügen kann. Gemäß einer weiteren Alternative können sowohl die Quellengitter eine unterschiedlicher Periode aufweisen als auch der Abstand zwischen Quellengitter und Analysengitter unterschiedlich gewählt werden.
Ein derartiges Röntgen-CT-System kann außerdem eine Rechen- und Steuereinheit aufweisen, die Programmcode enthält, welcher im Betrieb das oben beschriebene Verfahren durchführt.
Gemäß einer nicht erfindungsgemäßen Ausführungsform ist ein Speichermedium eines CT-Systems oder für ein CT-System vorgesehen, welches den zuvor genannten Programmcode enthält.
Zur Erfindung zählt außerdem ein Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur mindestens bestehend aus:

– einer Strahlenquelle mit einem Fokus und einem gegenüberliegenden flächigen Detektor mit einer Vielzahl von Detektorelementen,
– einem Satz von durchstrahlten röntgenoptischen Gittern mit paralleler Ausrichtung, der zwischen Fokus und Detektor angeordnet ist, durch welchen die Phasenverschiebung der Strahlung beim Durchdringen des Untersuchungsobjektes strahlweise aufgelöst gemessen werden kann, wobei der Gittersatz aufweist:
– mindestens ein Quellengitter, welches zwischen dem mindestens einen Fokus und dem Untersuchungsobjekt angeordnet ist,
– mindestens zwei Phasengitter, die zwischen dem Untersuchungsobjekt und dem Detektor angeordnet und wechselweise in den Strahlengang eingebracht werden können,
– ein Analysengitter, welches vor dem Detektor angeordnet ist, und
– eine Vorrichtung zur Relativverschiebung des Analysengitters gegenüber den Phasengittern senkrecht zur Strahlenrichtung und senkrecht zur Längsrichtung der Gitterlinien.

Entsprechend schlagen die Erfinder auch eine Röntgen-System mit dem zuvor beschriebenen Fokus/Detektor-System vor, wobei zusätzlich Mittel, vorzugsweise eine Recheneinheit, zur Berechnung der Phasenverschiebung aus mehreren Intensitätsmessungen des gleichen Strahls mit unterschiedlich versetztem Phasengitter vorgesehen sind/ist.
Auch für ein derartiges Röntgen-System beziehungsweise ein entsprechendes Fokus/Detektor-System wird vorgeschlagen, dass die Gitter entsprechend den zuvor genannten geometrischen Bedingungen angeordnet sind.
Des Weiteren wird auch ein Röntgen-System zur Erzeugung projektiver Aufnahmen vorgeschlagen, welches eine Rechen- und Steuereinheit aufweist, die Programmcode enthält, welcher im Betrieb das oben beschriebene Verfahren ausführt. Gemäß einer nicht erfindungsgemäßen Ausführungsform ist ein Speichermedium eines solchen Röntgen-Systems oder für ein solches Röntgen-System vorgesehen, welches entsprechenden Programmcode gespeichert enthält.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand bevorzugter 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: schematische Darstellung des erfindungsgemäßen Verfahrens; A: Pfad A; B: Pfad B; D₁, D₂: Detektor; d₁, d₂: Abstand Phasengitter-Analysengitter; E1: erster Energiebereich; E2: zweiter Energiebereich; E_i: i-tes Detektorelement; F₁, F₂: Fokus; G₀, G₀₁, G₀₂: Quellengitter; G₁₁, G₁₂: Phasengitter; G₂ G₂₁, G₂₂: Analysengitter; h₀, h₁₁, h₁₂, h₂: Höhe der Gitterstege; I_ph: Phasenkontrastaufnahme; I_A: Absorptionsaufnahme; I(E_i(x_G)): gemessene Intensität am Detektorelement E_i beim Gitterversatz x_G; K_α, K_β: charakteristische RÖntgenpeaks; L₁, L₂: Abstand Quellengitter-Phasengitter; P: Patient; p₀₁, p₀₂, p₁₁, p₁₂, p₂: Periode der Gitterlinien; Prg_x: Programme; S: Systemachse; x_G: Versatz des Analysengitters; w: Ausdehnung des Fokus; x, y, z: kartesische Koordinaten; ν: Ausdehnung eines Voxels; u(φ(E1), φ(E2)): Unterschiedsfunktion der Phasenverschiebung der Voxel eines CT-Bilddatensatzes; φ: Phasenverschiebung; φ(Ex): Phasenverschiebung der Strahlung mit Energie Ex; λ: Wellenlänge der betrachteten Röntgenstrahlung.
Die Figuren zeigen im Einzelnen:
1: schematische 3D-Darstellung eines Fokus/Detektor-Systems eines Röntgen-CT's;
2: Längsschnitt durch ein Fokus/Detektor-System mit Darstellung von Quellengitter, Phasengitter und Analysengitter und deren Gitterstruktur;
3: Längsschnitt durch ein Fokus/Detektor-System eines CT's mit Phasengitter, Analysengitter und Detektor zur Darstellung der Interferenzerscheinung;
4: Bremsspektrum einer Wolframanode mit charakteristischen Linien bei unterschiedlichen Beschleunigungsspannungen und Verwendung eines Aufhärtungsfilters;
5: schematische Schnittdarstellung zweier um 90° versetzter Fokus/Detektor-Systeme eines CT's mit unterschiedlichen Gittersätzen;
6: schematische Schnittdarstellung eines geteilten Fokus/Detektor-Systems eines CT's mitgeteilt unterschiedlichen Gittersätzen;
7: schematische Schnittdarstellung eines anderen geteilten Fokus/Detektor-Systems eines CT's mitgeteilt unterschiedlichen Gittersätzen;
8: 3D-Darstellung eines erfindungsgemäßen CT-Systems.
Die 1 zeigt eine schematische 3D-Darstellung eines Fokus/Detektor-Systems eines Röntgen-CT's mit einem im Strahlengang liegenden Patienten P als Untersuchungsobjekt. Der Fokus F₁ und der Detektor D₁ sind auf einer hier nicht näher dargestellten Gantry angeordnet und bewegen sich kreisförmig um die Systemachse S. Wird zusätzlich während der Rotation des Fokus/Detektor-Systems eine Linearbewegung des Patienten P in Systemachsenrichtung durchgeführt, so entsteht eine an sich bekannte spiralförmige Abtastung des Patienten P. Im Strahlengang des Fokus/Detektor-Systems sind drei röntgenoptische Gitter G_0x, G_1x und G₂ angeordnet, wobei das erste Gitter G_0x, welches auch Quellengitter genannt wird, in unmittelbarer Nähe des Fokus F₁ angebracht ist und von der Röntgenstrahlung durchstrahlt wird. In Ausbreitungsrichtung der Röntgenstrahlung folgt danach das eigentliche Untersuchungsobjekt oder der Patient P. Vor dem auf der anderen Seite der Systemachse S liegenden Detektor D₁ folgt zunächst das zweite Gitter G_1x, genannt Phasengitter. Danach folgt in Strahlungsrichtung das dritte Gitter G₂, genannt Analysengitter, welches vorteilhaft unmittelbar vor dem Detektor D₁ angeordnet ist. Der Detektor D₁ verfügt über mindestens eine Zeile mit einer Vielzahl von Detektorelementen, vorzugsweise ist der Detektor D₁ als Mehrzeilen- oder Vielzeilendetektor aufgebaut, der mit einer Vielzahl von parallel angeordneten Detektorzeilen mit jeweils einer Vielzahl von Detektorelementen ausgestattet ist. Die Verbindungslinien zwischen dem Fokus F₁ und den einzelnen Detektorelementen repräsentieren bei der Abtastung jeweils einen im Raum angeordneten Röntgenstrahl, dessen Intensitätsänderung durch das jeweilige Detektorelement gemessen wird.
Es wird darauf hingewiesen, dass im Fall von sogenannten C-Bogen-Geräten, die auch unter die Klasse der hier erwähnten CT-Systeme fallen, der Detektor D₁ nicht, wie gezeigt, als Zylindersegment um den Fokus F₁ ausgebildet ist, sondern eine ebene Form aufweist. Bei projektiven Röntgensystemen, die keine Bewegung um das Untersuchungsobjekt während der Abtastungen durchführen, ist in der Regel der Detektor D₁ ebenfalls eben ausgebildet.
Die Linienorientierung der Gitter G_0x bis G₂ ist so, dass die Gitterlinien aller drei Gitter parallel zueinander verlaufen und außerdem parallel zur Systemachse S orientiert sind, wobei die Gitter G_0x 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.
Die bisher beschriebene Anordnung kann lediglich für die Messung der Phasenverschiebung in einem bestimmten Energiebereich, auf den die Gitteranordnung ausgerichtet ist, verwendet werden. Es besteht somit die Möglichkeit, entweder mehrere solcher Fokus/Detektoranordnungen winkelversetzt auf einer Gantry anzuordnen, wobei jedes einzelne Fokus/Detektor-System dann bezüglich ihrer Gitteranordnungen auf unterschiedliche Energiebereiche ausgerichtet ist. Alternativ besteht jedoch auch die Möglichkeit, ein einziges Fokus/Detektor-System – wie es in der 1 gezeigt ist – zu verwenden und lediglich die Quellengitter und Phasengitter, hier die Gitter G₀₁, G₀₂ und G₁₁, G₁₂, austauschbar zu gestalten, wobei beide Gitter entsprechend der Energie auf die sie abgestimmt sind unterschiedliche Positionen beziehungsweise unterschiedliche Perioden aufweisen, wobei jeweils die zuvor beschriebenen geometrischen Bedingungen der Gittersätze zu erfüllen sind. Eine solche Variante ist in der 1 dargestellt, in der sowohl das zweite Quellengitter G₀₁ als auch das zweite Gitter G₁₁ außerhalb des Strahlenganges angeordnet sind, so dass zur Messung mit der zweiten gewünschten Energie, das Quellengitter G₀₂ und das Phasengitter G₁₂ aus dem Strahlengang herausgenommen wird und das Quellengitter G₀₁ und das Phasengitter G₁₁ eingesetzt wird.
In der 2 ist nochmals schematisch ein erfindungsgemäßes Fokus/Detektor-System mit zwei Gittersätzen G₀₁, G₁₁, G₂ und G₀₂, G₁₂, G₂ dargestellt. Vor dem ersten Gitter G₀₂ befindet sich der Fokus F₁, dessen größte Ausdehnung mit w bezeichnet ist. Das erste Gitter G₀₂ verfügt über einen Linienabstand oder Gitterperiode p₀₂ und eine Höhe h₀₂ der Gitterstege. Entsprechend sind auch die Gitter G₀₁, G₁₂ und G₂ mit einer Höhe h₁₂ beziehungsweise h₂ und einer Periode p₀₁, p₁₁, beziehungsweise p₂ ausgestattet.
Zur Funktion des erfindungsgemäßen Verfahrens ist es wichtig, dass der Abstand zwischen dem Quellengitter und dem Phasengitter und der Abstand zwischen dem Phasengitter und dem Analysengitter in einem bestimmten Verhältnis zueinander stehen. Es gilt hierbei:
Für den ersten Gittersatz:
und für den zweiten Gittersatz:
mit:

In der Darstellung ist eine Situation gezeigt, in der aktuell mit dem zweiten Phasengitter G₁₂ gemessen wird und das erste Phasengitter G₁₁ aus dem Strahlengang herausgenommen ist. In der Praxis wird das jeweils verwendete Fokus/Detektor-System eine Vorrichtung aufweisen, welche die Phasengitter je nach Notwendigkeit automatisch in den Strahlengang einsetzt, beziehungsweise das nicht gewünschte Gitter herausnimmt. Hierbei können auch mehr als zwei Phasengitter an jeweils unterschiedlichen Abständen vom Fokus im Strahlengang angeordnet werden.
Der Abstand des Detektors D₁ mit seinen Detektorelementen E₁ bis E_n vom jeweiligen Analysengitter G₂ ist unkritisch, dieses sollte jedoch möglichst nahe am Detektor angeordnet sein.
In einer vorteilhaften Variante können die Phasengitter G₁₁ und G₁₂ jeweils auf eine Energie eingestellt sein, die einer charakteristischen Linie im Röntgenspektrum der verwendeten Anode entspricht. Bei den derzeit üblichen Wolfram-Anoden können beispielsweise vorteilhaft deren K_α-Linie und die daneben liegende K_β-Linie genutzt werden. 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.
Zum besseren Verständnis ist in der 3 nochmals – am Beispiel einer Situation mit nur einem einzigen verwendeten Analysengitter G₁₁ – 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 G₁₁ ein Interferenzmuster, 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 E_i in Abhängigkeit eines Versatzes x_G des Analysengitters G₂ und trägt die Intensität I(E_i(x_G)) als Funktion des Versatzes x_G über die Intensität I, so erhält man einen sinusförmigen An- und Abstieg der Intensität I an diesem Detektorelement E_i. Trägt man diese gemessenen Strahlungsintensitäten I für jedes Detektorelement E_i beziehungsweise E_j in Abhängigkeit vom Versatz x_G auf, so ergibt sich für die verschiedenen Detektorelemente, die ja letztendlich den räumlichen Röntgenstrahl zwischen dem Fokus und dem jeweiligen Detektorelement darstellen, so lässt sich für jedes Detektorelement die Phasenverschiebung φ relativ zueinander bestimmen. Es gilt: φ = 2πn ν / λ, wobei n der Größe eines Voxels beziehungsweise Pixels im untersuchten Objekt entspricht, n dessen Brechungsindex ist und λ die Wellenlänge der Röntgenstrahlung darstellt.
Es lässt sich also auf diese Weise für jeden Strahl im Raum durch mindestens drei Messungen mit jeweils versetztem Analysengitter die Phasenverschiebung je Strahl und für eine engen Energiebereich der Strahlung bestimmen. Wird dies gleichermaßen mit Hilfe einer weiteren Gitteranordnung, die auf einen anderen Energiebereich abgestimmt ist, für jeden Strahl im Raum durchgeführt, so kann für jeden Strahl aus der Kenntnis von zwei unterschiedlichen Phasenverschiebungen φ(E1) und φ(E2) bei unterschiedlicher Energie eine Unterschiedsfunktion u(φ(E1), φ(E2)) bestimmt werden, woraus entweder im Fall von projektiven Röntgenaufnahmen direkt Pixelwerte einer projektiven Aufnahme berechnet werden können oder im Fall einer CT-Untersuchung Projektionen erstellt werden, deren Pixelwerte den strahlweise berechneten Unterschiedsfunktionen entsprechen. Hieraus lässt sich mit Hilfe an sich bekannter Rekonstruktionsmethoden berechnen, welches Volumenelement im Untersuchungsobjekt welchen Anteil an der gemessenen Unterschiedsfunktionen zuzusprechen ist. Hieraus errechnen sich damit entweder Schnittbilder oder Volumendaten, die die örtliche Wirkung des untersuchten Objektes auf die Unterschiedsfunktionen widerspiegelt. Als bevorzugte Unterschiedsfunktion kann die Funktion φ(E1) – φ(E2) / φ(E1) + φ(E2) verwendet werden, die eine Art normierten energieabhängigen Phasenverschiebungsgradienten darstellt. Entsprechendes gilt für die Funktion n(E1) – n(E2) / n(E1) + n(E2) die sich lediglich durch die Umrechnung φ = 2πn ν / λ der Werte linear unterscheidet.
Da bereits geringe Unterschiede in der Zusammensetzung einen starken Effekt auf die Energieabhängigkeit der Phasenverschiebung ausüben, lassen sich hierdurch sehr detailreiche und kontraststarke Volumendaten von an sich relativ ähnlichen Materialien, insbesondere von Weichteilgewebe, darstellen.
Anstelle der oben genannten Unterschiedsfunktionen können beispielsweise auch einfache Quotienten oder Differenzen gebildet werden.
Soll nun zusätzlich durch die Summe der Intensitätsmessungen an den einzelnen Detektorelementen eines Detektors zur Bestimmung der Phasenverschiebung auch ein Absorptionsbild erstellt werden, so besteht die Möglichkeit, durch Aufsummation der einzelnen Messungen bei unterschiedlich versetzten Analysengittern die Wirkung des Analysengitters heraus zu mitteln und damit ein direktes Maß für die Absorptionswerte des jeweiligen Strahls zu erhalten, dass heißt es kann auf der Basis der Messdaten für die Phasenverschiebung auch ein Datensatz errechnet werden, der für jeden Strahl einen Absorptionswert wieder gibt, so dass diese Absorptionswerte in an sich bekannter Weise entweder zu direkten Projektionsabsorptionsbildern oder mit Hilfe von bekannten Rekonstruktionen in tomographische Absorptionsbilder umgewandelt werden können. Zu beachten ist hierbei, dass bei der Verwendung des gleichen Energiespektrums bei beiden Messungen die Energieabhängigkeit verschwindet. Werden jedoch unterschiedliche Energiespektren verwendet, so kann auch die Energieabhängigkeit der Absorption beobachtet werden und gegebenenfalls auch entsprechende Unterschiedsfunktionen gebildet und für die Darstellung genutzt werden.
Da das oben beschriebene Verfahren zur Bestimmung der Phasenverschiebung von Röntgenstrahlen die ein Objekt durchlaufen sehr energieselektiv ist, sollte das Phasengitter bezüglich seiner Dimensionen auf Energiebereiche der verwendeten Strahlung eingestellt werden, in der eine möglichst hohe Photonenanzahl vorliegt.
Wird beispielsweise eine Wolfram-Anode verwendet, so ergeben sich Energiespektren in Abhängigkeit von der Beschleunigungsspannung, wie sie in der 4 dargestellt sind. Hier ist in den Energiespektren links und rechts jeweils ein starker Peak gezeigt, der die charakteristische Strahlung des hier verwendeten Wolframmaterials darstellt. Links ist die K_α-Linie und rechts die K_β-Linie des Wolframs gezeigt. Dabei ist es besonders günstig, wenn die Phasengitter bezüglich ihrer Steghöhe genau auf diese charakteristischen Linien ausgerichtet sind.
In der 5 ist, schematisch dargestellt, noch eine beispielhafte Ausführung eines CT-Systems mit zwei Fokus/Detektor-Systemen F₁, D₁ und F₂, D₂ im Querschnitt gezeigt. Beide Fokus/Detektor-Systeme befinden sich auf einer gemeinsamen Gantry und werden entsprechend mit gleicher Geschwindigkeit um das Untersuchungsobjekt, hier ein Patient P, rotiert, während vorzugsweise der Patient P in Richtung der Systemachse S vorgeschoben wird, so dass eine spiralartige Abtastung entsteht. In den beiden Fokus/Detektor-Systemen F₁, D₁ und F₂, D₂ sind jeweils unterschiedliche Gittersätze G₀₁, G₁₁, G₂ und G₀₂, G₁₂, G₂ angeordnet, die auch unterschiedliche Abstände d₁, l₁ und d₂, l₂ aufweisen. Selbstverständlich sind auch die Steghöhen der Phasengitter ebenfalls entsprechend der gewünschten unterschiedlichen Strahlungsenergie, bei der die Phasenverschiebung gemessen wird, angepasst. Auf diese Weise kann der Patient P gleichzeitig bezüglich unterschiedlicher energieabhängiger Phasenverschiebungen abgetastet werden, wobei keine Beschränkung bezüglich der Verwendung unterschiedlicher Beschleunigungsspannungen in den beiden Fokus/Detektor-Systemen F₁, D₁ und F₂, D₂ besteht.
Eine andere Variante des Aufbaus eines erfindungsgemäßen Fokus/Detektor-Systems eines CT's mit einem Fokus F₁ und einem Detektor D₁ ist in der 6 gezeigt. Hier wird ein einziges Fokus/Detektor-System mit zwei energiespezifischen Gitteranordnungen G₀, G₁₁, G₂₁ und G₀, G₁₂, G₂₂ ausgestattet, die auch unterschiedliche Abstände d₁, l₁ und d₂, l₂ aufweisen, wobei jede Gitteranordnung lediglich eine Hälfte des Fächerwinkels des Fokus/Detektor-Systems abdeckt. In diesem Beispiel ist zur Anpassung an die unterschiedliche Energie, bei der die Phasenverschiebung gemessen werden soll, nicht das Quellen- und Phasengitter unterschiedlich, sondern es werden unterschiedliche Phasen- und Dabei wobei die Quellengitter den gleichen Abstand zum Analysengitter, jedoch unterschiedliche Periode aufweisen. Für den Strahlkegel wird ein gemeinsames Quellengitter verwendet.
Eine weitere Variante des Aufbaus eines erfindungsgemäßen Fokus/Detektor-Systems eines CT's mit einem Fokus F₁ und einem Detektor D₁ ist in der 7 gezeigt. Auch hier wird ein einziges Fokus/Detektor-System mit zwei energiespezifischen Gitteranordnungen G₀, G₁₁, G₂₁ und G₀, G₁₂, G₂₂ ausgestattet, wobei jede Gitteranordnung ebenfalls nur eine Hälfte des Fächerwinkels des Fokus/Detektor-Systems abdeckt. In dieser Variante werden zur Anpassung an die unterschiedlichen Energien bei denen die Phasenverschiebung gemessen werden soll, unterschiedliche Phasengitter verwendet, wobei die beiden Analysengitter bezüglich ihrer Periode identisch sind, jedoch unterschiedliche Abstände zum Phasengitter aufweisen. Auch hier bleibt das Quellengitter gleich. Ergänzend könnte es bei dieser Ausführung geraten sein, den Detektor ebenfalls zu teilen und in jeweils möglichst kurzem Abstand zum Analysengitter anzuordnen.
Bei den Varianten der 6 und 7 reduziert sich zwar die Anzahl der messbaren Projektionen auf die Hälfte mit entsprechenden Konsequenzen auf Auflösung und „Rausch zu Signal”-Verhältnis, jedoch kann auf diese Weise auch ein herkömmliches CT mit einem einzigen Fokus/Detektor-System mit einem Durchgang die Phasenverschiebung bei zwei unterschiedlichen Energien gleichzeitig messen und es bleibt der Austausch der Gitter erspart.
Ein vollständiges Computer-CT-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist in der 8 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 Gittersystem gemäß den 1 bis 3 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 Prg_n gespeichert sind, die die zuvor beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahren durchführen und aus den gemessenen strahlenabhängigen Phasenverschiebungen und Absorptionen entsprechende tomographische Bilder rekonstruieren. Die Durchführung dieser erfindungsgemäßen Verfahren wird im gestrichelt dargestellten Kasten 12 angedeutet.
Optional kann anstelle des einzigen Fokus/Detektor-Systems ein zweites Fokus/Detektor-System im Gantrygehäuse angeordnet werden. Dieses ist in der 8 durch die gestrichelt gezeigte Röntgenröhre 4 und den gestrichelt dargestellten Detektor 5 angedeutet.
Im Kasten 12 wird eine schematischen Fließdarstellung des erfindungsgemäßen Verfahrens gezeigt. Das links dargestellte Energiespektrum einer Wolfram-Anode, welches zwei charakteristische Röntgenlinien aufweist, zeigt das hier verwendete Energiespektrum. In einem ersten Pfad A wird unter Ausnutzung dieser charakteristischen Linie und der dort vorkommenden großen Anzahl an Photonen die Phasenkontrastmessung durchgeführt, während im unteren Pfad B die gleiche Messung, jedoch im Bereich der anderen charakteristischen Strahlung, durchgeführt wird. Sobald für jeden Strahl durch den Patienten P bei den beiden Energiebereichen E1 und E2 die energiespezifische Phasenverschiebung φ(E1) und φ(E2) bestimmt ist, werden über die oben beschriebene Unterschiedsfunktion u(φ(E1), φ(E2)) die Projektionen berechnet und der Rekonstruktion von tomographischen Aufnahmen zugeführt. Auf diese Weise entstehen mit Hilfe von Röntgenstrahlung tomographische Aufnahmen, welche sehr detailliert Strukturen auch in Gebieten ähnlicher Zusammensetzung, wie beispielsweise Weichteilgewebe, darstellen.
Es wird ausdrücklich darauf hingewiesen, dass die beschriebene Technik in einfacherer Ausführung auch auf die Erstellung projektiver Aufnahmen anwendbar ist. Bei der Erstellung projektiver Aufnahmen kann auf die rotierende Abtastung des Untersuchungsobjektes und die Rekonstruktion aus Projektionsdaten verzichtet werden.
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 Gittern zur Kontrastverbesserung die Lücken zwischen den Gitterlinien mit einem hochabsorbierenden Material gefüllt sein können. Beispielsweise kann hierfür Gold verwendet werden. Grundsätzlich sollten zumindest die als Absorptionsgitter fungierenden Quellen- und Analysengitter so ausgestaltet werden, dass sie einen Kontrastfaktor von mindestens e^–1 erreichen.

Claims

Verfahren zur Erzeugung tomographischer Aufnahmen von einem Untersuchungsobjekt, vorzugsweise einem Patienten (P), mit einem Röntgen-System oder Röntgen-CT-System (1), mit örtlichen Aufnahmewerten mit Hilfe der Messung von Phasenverschiebungen (φ) einer das Untersuchungsobjekt (P) durchdringenden Röntgenstrahlung (S_i), indem die Phasenverschiebung (φ(E1), φ(E2)) energiespezifisch bezüglich mindestens zweier unterschiedlicher Energiebereiche (E1, E2) gemessen wird und die Aufnahmewerte als Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) gebildet werden, wobei zur Erzeugung der tomographischen Röntgenphasenkontrastaufnahmen zumindest die folgenden Verfahrensschritte durchgeführt werden: 1.1. das Untersuchungsobjekt (P) wird mit mindestens einem Fokus/Detektor-System (2, 3) kreis- oder spiralförmig abgetastet, wobei das Detektorsystem (3) eine Vielzahl von nebeneinander angeordneten Detektorelementen (E_x) aufweist, die mindestens eine Detektorzeile, vorzugsweise mehrere Detektorzeilen, bilden, 1.2. zur Messung wird zwischen dem mindestens einen Fokus (F₁) und dem mindestens einen Detektor (D₁) ein Satz röntgenoptischer Gitter (G_xy) angeordnet, der von der Röntgenstrahlung (S_i) durchstrahlt wird, wobei 1.2.1. mit mindestens einem Quellengitter (G_0x) zwischen Fokus (F₁) und Untersuchungsobjekt (P) ein Feld von Strahlenquellen mit individuell kohärenter Strahlung (S_i) erzeugt wird, 1.2.2. das Untersuchungsobjekt (P) von der Röntgenstrahlung (S_i) durchdrungen und die Röntgenstrahlung (S_i) je nach durchdrungener Materie einer unterschiedlichen Phasenverschiebung (φ) unterworfen wird, 1.2.3. mit einem ersten, auf einen ersten Energiebereich (E1) abgestimmten Phasengitter (G₁₁) ein Interferenzmuster der Strahlung dieses Energiebereiches (E1) erzeugt wird, 1.2.4. mit mindestens einem zweiten, auf einen anderen Energiebereich (E2) abgestimmten Phasengitter (G₁₂) mindestens ein weiteres Interferenzmuster der Strahlung dieses Energiebereiches (E2) erzeugt wird, 1.2.5. die Strahlung durch ein Analysengitter (G_2x) zum Detektor geführt wird, und durch mindestens drei Intensitätsmessungen des gleichen räumlichen Strahls bei jeweils unterschiedlichem relativen Versatz zwischen Phasengitter (G_1x) und Analysengitter (G_2x) die Phasenverschiebung (φ) jedes Strahls beim Durchtritt durch das Untersuchungsobjekt (P) ermittelt wird, und 1.3. aus den gemessenen Phasenverschiebungen (φ) der Strahlen oder daraus ermittelten Brechungsindizes (n) tomographische Phasenkontrastdaten des Untersuchungsobjektes (P) rekonstruiert werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass für die Messungen der Phasenverschiebungen (φ) je Energiebereich (Ex) ein eigenes Fokus/Detektor-System (2, 3; 4, 5) mit jeweils energiespezifisch angepasstem Gittersatz (G_0x, G_1x, G_2x) verwendet wird, wobei vorzugsweise die Fokus/Detektor-Systeme (2, 3; 4, 5) winkelversetzt auf einer Gantry angeordnet sind.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass für die Messungen der Phasenverschiebungen je Energiebereich (φ; Ex) ein anderes Phasengitter (G_1x) im gleichen Fokus/Detektor-System (2, 3) verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass für mindestens einen Energiebereich (E_x), auf den mindestens ein Analysengitter (G_2x) abgestimmt ist, die Energie eines Peaks der charakteristischen Strahlung des verwendeten Anodenmaterials genutzt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die K_α-Linie und K_β-Linie des Anodenmaterials, vorzugsweise von Wolfram als Anodenmaterial, für zwei Energiebereiche (E1, E2) genutzt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1–5, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenstrahlung für mindestens zwei unterschiedliche Energiebereiche (E1, E2) mit unterschiedlichen Anodenmaterialien erzeugt wird.
Verfahren zur Erzeugung projektiver Aufnahmen von einem Untersuchungsobjekt, vorzugsweise einem Patienten (P), mit einem Röntgen-System oder Röntgen-CT-System (1), mit örtlichen Aufnahmewerten mit Hilfe der Messung von Phasenverschiebungen (φ) einer das Untersuchungsobjekt (P) durchdringenden Röntgenstrahlung (S_i), indem die Phasenverschiebung (φ(E1), φ(E2)) energiespezifisch bezüglich mindestens zweier unterschiedlicher Energiebereiche (E1, E2) gemessen wird und die Aufnahmewerte als Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) gebildet werden, wobei zur Erzeugung der projektiven Phasenkontrastaufnahmen zumindest die folgenden Verfahrensschritte durchgeführt werden: 7.1. das Untersuchungsobjekt (P) wird mit einem Strahlenbündel ausgehend vom Fokus (F₁) einer Röntgenröhre (2) durchstrahlt, 7.2. mit einem Detektor (D₁) wird die empfangene Strahlungsintensität gemessen, wobei zwischen der mindestens einen Röntgenröhre (2) und dem Detektor (D₁) ein Satz röntgenoptischer Gitter, bestehend aus mindestens einem Quellengitter (G_0x), mindestens zwei wechselweise in den Strahlengang eingebrachter unterschiedlicher Phasengitter (G₁₁, G₁₂) und einem Analysengitter (G₂), angeordnet ist, 7.3. für jeden im Raum zwischen Fokus (F₁) und Detektor (D₁) liegenden Strahl, der das Untersuchungsobjekt (P) durchdringt, wird durch mindestens drei Intensitätsmessungen mit jeweils unterschiedlichem relativen Versatz zwischen Phasengitter (G_1x) und Analysengitter (G₂) die Phasenverschiebung dieses Strahls beim Durchtritt durch das Objekt (P) ermittelt, 7.4. es werden für jeden Strahl aus den gemessenen Phasenverschiebungen für unterschiedliche Energiebereiche (φ(E1), φ(E2)) jedes Strahls die Pixelwerte als Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) berechnet.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass für mindestens einen Energiebereich (Ex), auf den mindestens ein Analysengitter (G_2x) abgestimmt ist, die Energie eines Peaks der charakteristischen Strahlung des verwendeten Anodenmaterials genutzt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die K_α-Linie und K_β-Linie des Anodenmaterials, vorzugsweise von Wolfram als Anodenmaterial, für zwei Energiebereiche (E1, E2) genutzt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 7–9, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenstrahlung für mindestens zwei unterschiedliche Energiebereiche (E1, E2) mit unterschiedlichen Anodenmaterialien erzeugt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) für genau zwei Energiebereiche (E1, E2) bestimmt werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass in der Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) die Funktion φ(E1) – φ(E2) / φ(E1) + φ(E2) verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass in der Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) die Funktion φ(E1) / φ(E2) verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass in der Funktion der energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) die Funktion φ(E1) – φ(E2) verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass aus den gemessenen energiespezifischen Phasenverschiebungen (φ(E1), φ(E2)) energiespezifische Brechungsindizes (n(E1), n(E2)) berechnet und für die Aufnahmewerte verwendet werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die energiespezifischen Brechungsindizes (n(E1), n(E2)) gemäß der Beziehung φ = 2πn ν / λ bestimmt werden, wobei λ die Wellenlänge der Röntgenstrahlung des betrachteten Energiebereiches und ν die Ausdehnung eines Voxels darstellt.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass in der Funktion der energiespezifischen Brechungsindizes (n(E1), n(E2)) die Funktion n(E1) – n(E2) / n(E1) + n(E2) verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass in der Funktion der energiespezifischen Brechungsindizes (n(E1), n(E2)) die Funktion n(E1) / n(E2) verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass in der Funktion der energiespezifischen Brechungsindizes (n(E1), n(E2)) die Funktion n(E1) – n(E2) verwendet wird.
Röntgen-CT-System (1) zur Durchführung des Verfahrens nach einem der voranstehenden Verfahrensansprüche 1–19 zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen mit: 20.1. mindestens einem, drehbar um ein Untersuchungsobjekt (P) auf einer Gantry oder einem C-Bogen angeordneten, Fokus/Detektor-System (2, 3), und 20.2. einem Satz durchstrahlter röntgenoptischer Gitter zwischen Fokus (F₁) und Detektor (D₁), bestehend aus mindestens einem Quellengitter (G₀), mindestens zwei wechselweise in den Strahlengang einfahrbaren Phasengittern (G₁₁, G₁₂) und einem Analysengitter (G₂).
Röntgen-CT-System (1) zur Durchführung des Verfahrens nach einem der voranstehenden Verfahrensansprüche 1–19 zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen mit: 21.1. mindestens zwei, drehbar um ein Untersuchungsobjekt auf einer Gantry oder einem C-Bogen angeordneten, Fokus/Detektor-Systemen (2, 3; 4, 5), und 21.2. je Fokus/Detektor-System (2, 3; 4, 5) einen Satz energiespezifisch dimensionierter durchstrahlter röntgenoptischer Gitter zwischen Fokus (F₁) und Detektor (D₁), bestehend aus einem Quellengitter (G_0x), einem Phasengitter (G_1x) und einem Analysengitter (G_2x).
Röntgen-CT-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 20 bis 21, dadurch gekennzeichnet, dass eine Vorrichtung zur Relativverschiebung des Analysengitters (G_2x) gegenüber dem Phasengitter (G_1x) senkrecht zur Strahlenrichtung und senkrecht zur Längsrichtung der Gitterlinien vorgesehen ist.
Röntgen-CT-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 20 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest ein weiteres Fokus/Detektor-System (4, 5) winkelversetzt auf der Gantry angeordnet ist, welches frei von röntgenoptischen Gittern ist und ausschließlich zur Absorptionsmessung dient.
Röntgen-CT-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 20 bis 23, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung den folgenden geometrischen Bedingungen genügt: Für den ersten Gittersatz:
Für den zweiten Gittersatz:
wobei gilt: p_x = Gitterperiode des Gitters G_x, p_xy = Gitterperiode des Gitters G_xy, l_x = Abstand des Quellengitters G₀ zum Phasengitter G_1x für den Energiebereich E_x, d_x = Abstand des Phasengitters G_1x für den Energiebereich E_x zum Analysengitter G₂ in Fächerstrahlgeometrie, d ≡ / 1 = Abstand des Phasengitters G_1x für den Energiebereich E_x zum Analysengitter G₂ unter Parallelgeometrie, λ_x = Wellenlänge der Strahlung im Energiebereich E_x, h_1x = Steghöhe des Gitters G_1x für den Energiebereich E_x in Strahlungsrichtung, n = Brechungsindex des Gittermaterials.
Röntgen-CT-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 24, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung zusätzlich der geometrischen Bedingung l₁ + d₁ = l₂ + d₂ genügt und damit p₀₁ ≠ p₀₂ ist.
Röntgen-CT-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 24, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung zusätzlich der geometrischen Bedingung p₀₁ = p₀₂ genügt und damit l₁ + d₁ ≠ l₂ + d₂ ist.
Röntgen-CT-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 24, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung sowohl der geometrischen Bedingung p₀₁ ≠ p₀₂ als auch der geometrischen Bedingung l₁ + d₁ ≠ l₂ + d₂ genügt.
Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Durchführung des Verfahrens nach einem der voranstehenden Verfahrensansprüche 1–19, mindestens bestehend aus: 28.1. einer Strahlenquelle mit einem Fokus (F₁) und einem gegenüberliegenden flächigen Detektor (D₁) mit einer Vielzahl von Detektorelementen (E_x), 28.2. einem Satz von durchstrahlten röntgenoptischen Gittern (G_0x, G_1x, G_2x) mit paralleler Ausrichtung, der zwischen Fokus (F₁) und Detektor (D₁) angeordnet ist, durch welchen die Phasenverschiebung (φ) der Strahlung beim Durchdringen des Untersuchungsobjektes (P) strahlweise aufgelöst gemessen werden kann, wobei der Gittersatz aufweist: 28.3. mindestens ein Quellengitter (G_0x), welches zwischen dem mindestens einen Fokus (F₁) und dem Untersuchungsobjekt (P) angeordnet ist, 28.4. mindestens zwei Phasengitter (G_1x), die zwischen dem Untersuchungsobjekt (P) und dem Detektor (D₁) angeordnet und wechselweise in den Strahlengang eingebracht werden können, 28.5. ein Analysengitter (G₂), welches vor dem Detektor angeordnet ist, und 28.6. eine Vorrichtung zur Relativverschiebung des Analysengitters (G_2x) gegenüber dem jeweiligen Phasengitter (G_1x) senkrecht zur Strahlenrichtung und senkrecht zur Längsrichtung der Gitterlinien.
Röntgen-System mit mindestens einem Fokus/Detektor-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 28.
Röntgen-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 29, dadurch gekennzeichnet, dass Mittel, vorzugsweise eine Recheneinheit, zur Berechnung der Phasenverschiebung aus mehreren Intensitätsmessungen des gleichen Strahls mit unterschiedlich versetztem Phasengitter vorgesehen sind/ist.
Röntgen-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 29 bis 30, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung den folgenden geometrischen Bedingungen genügt: Für den ersten Gittersatz:

Für den zweiten Gittersatz:
wobei gilt: p_x = Gitterperiode des Gitters G_x, p_xy = Gitterperiode des Gitters G_xy, l_x = Abstand des Quellengitters G₀ zum Phasengitter G_1x für den Energiebereich E_x, d_x = Abstand des Phasengitters G_1x für den Energiebereich E_x zum Analysengitter G₂ in Fächerstrahlgeometrie, d ≡ / 1 = Abstand des Phasengitters G_1x für den Energiebereich E_x zum Analysengitter G₂ unter Parallelgeometrie, λ_x = Wellenlänge der Strahlung im Energiebereich E_x, h_1x = Steghöhe des Gitters G_1x für den Energiebereich E_x in Strahlungsrichtung, n = Brechungsindex des Gittermaterials.
Röntgen-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 31, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung zusätzlich der geometrischen Bedingung l₁ + d₁ = l₂ + d₂ genügt und damit p₀₁ ≠ p₀₂ ist.
Röntgen-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 31, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung zusätzlich der geometrischen Bedingung p₀₁ = p₀₂ genügt und damit l₁ + d₁ ≠ l₂ + d₂ ist.
Röntgen-System gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 31, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitteranordnung sowohl der geometrischen Bedingung p₀₁ ≠ p₀₂ als auch der geometrischen Bedingung l₁ + d₁ ≠ l₂ + d₂ genügt.
Röntgen-System gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 29 bis 34, dadurch gekennzeichnet, dass das es eine Rechen- und Steuereinheit (10) aufweist, die Programmcode (Prg_x) enthält, welcher im Betrieb das Verfahren gemäß mindestens einem der vorstehenden Verfahrensansprüche 1 bis 19 ausführt.