(57)【要約】  本発明は、Ｘ線による投影画像および断層撮影画像の作成方法に関する。この方法において、Ｘ線通過時における位相シフト（φ）およびＸ線の吸収に関する検査対象（Ｐ）の特性の組合せ評価によって、類似組成の構造が特別に良好に描出可能である。更に、本発明は、この方法を実施するために、それぞれ線源側格子（Ｇ0）、位相格子（Ｇ1）および分析格子（Ｇ2）を装備したＸ線システムおよびＣＴシステム（１）に関する。
2009525084.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線コンピュータ断層撮影システム（１）を用いた検査対象の断層撮影画像の作成方法であって、
１．１．  検査対象（Ｐ）が、１つの焦点（Ｆ1）を有する少なくとも１つのＸ線管（２，４）により円状またはスパイラル状に走査され、
１．２．  少なくとも１つの検出器（３，５，Ｄ1）により、受信されたＸ線放射強度が測定され、少なくとも1つのＸ線管（２，４）と少なくとも１つの検出器（３，５，Ｄ1）との間に、Ｘ線によって透過されて位相コントラスト測定を可能にするＸ線光学格子セット（Ｇ0，Ｇ1，Ｇ2）が配置され、第１格子（Ｇ0）が焦点（Ｆ1）と検査対象（Ｐ）との間に配置され、かつ２つの格子（Ｇ1，Ｇ2）が検査対象（Ｐ）と検出器（３，５，Ｄ1）との間に配置され、
１．３．  焦点（Ｆ1）と検出器（Ｄ1）との間の空間内に位置し検査対象（Ｐ）を透過する各ビーム（Ｓx）について、その都度互いに相対的にずらされて配置された検出器側格子（Ｇ1，Ｇ2）による少なくとも３つの強度測定によって、検査対象（Ｐ）の通過時におけるこのビーム（Ｓx）の位相シフト（φx）が求められ、
１．４．  ビームの測定された位相シフト（φx）から断層撮影による位相コントラスト画像（ＩPh）が再構成され、
１．５．  検査対象（Ｐ）の通過時における各ビーム（Ｓx）の吸収が求められ、
１．６．  吸収測定から断層撮影による吸収画像（ＩA）が再構成され、
１．７．  引続いて断層撮影による吸収画像（ＩA）および断層撮影による位相コントラスト画像（ＩPh）が重ね合わされて表示される
検査対象の断層撮影画像の作成方法。
【請求項２】
断層撮影による位相コントラスト画像（ＩPh）および／または断層撮影による吸収画像（ＩA）が重ね合わせの前に画像処理を施される請求項１記載の方法。
【請求項３】
断層撮影による位相コントラスト画像（ＩPh）および断層撮影による吸収画像（ＩA）が重み付けされて重ね合わされる請求項１乃至２の１つに記載の方法。
【請求項４】
両画像（ＩPh，ＩA）の重み付けが観察者によって設定される請求項３記載の方法。
【請求項５】
両画像（ＩPh，ＩA）の重み付けが局所的に異なって行なわれる請求項３記載の方法。
【請求項６】
ビームの吸収測定が、異なってずらされた格子（Ｇ2）による全ての測定値の加算または平均値形成によって行なわれる請求項１乃至５の１つに記載の方法。
【請求項７】
Ｘ線によって透過されるＸ線光学格子（Ｇx）を備えた少なくとも１つの第１の焦点−検出器システム（２，３）による位相コントラスト測定と、角度をずらされて配置されＸ線光学格子を持たない少なくとも1つの第２の焦点−検出器システム（４，５）による少なくとも１つの吸収測定とが行なわれる請求項１乃至５の１つに記載の方法。
【請求項８】
少なくとも２つの焦点−検出器システム（２，３，４，５）のＸ線管（２，４）が異なる加速電圧で駆動される請求項７記載の方法。
【請求項９】
少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３）の格子ジオメトリが陽極材料の特性Ｘ線（Ｋα，Ｋβ）に合わせられる請求項１乃至７の１つに記載の方法。
【請求項１０】
ビームおよび焦点−検出器システムごとに位相シフトを決定するために異なる格子ずれによる少なくとも６つの測定が行なわれる請求項１乃至８の１つに記載の方法。
【請求項１１】
１１．１．  検査対象（Ｐ）の周りのガントリ上に回転可能に配置された少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３，４，５を備え、
１１．２．  少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３，４，５）が、焦点と検出器との間に、平行に整列されＸ線によって透過される３つのＸ線光学格子のセット（Ｇ0，Ｇ1，Ｇ2）を有し、Ｘ線光学格子セット（Ｇ0，Ｇ1，Ｇ2）によって検査対象（Ｐ）の透過時におけるＸ線の位相シフトがビームごとに分解されて測定可能であり、
１１．３．  第１格子（Ｇ0）が少なくとも１つの焦点（Ｆ1）と検査対象（Ｐ）との間に配置され、
１１．４．  第２格子（Ｇ1）が検査対象（Ｐ）と検出器（Ｄ1）との間に配置され、
１１．５．  第３格子（Ｇ2）が第２格子（Ｇ1）と検出器（Ｄ1）との間に配置され、
１１．６．  第２格子（Ｇ1）に対してビーム方向に垂直な方向および格子線の長手方向に垂直な方向に第３格子（Ｇ2）を相対的に移動させる装置が設けられ、
１１．７．  断層撮影による吸収画像（ＩA）および位相コントラスト画像（ＩPh）を再構成するための手段（Ｐｒｇx）が設けられ、
１１．８．  断層撮影による吸収画像および位相コントラスト画像を重ね合わせかつ重ね合わされた画像（ＩPh,A）を表示する手段が設けられている
断層撮影画像を作成するためのコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１２】
Ｘ線光学格子を持たず専ら吸収測定のために用いられる少なくとも１つの他の焦点−検出器システム（４，５）がガントリ上に角度をずらされて配置されている請求項１１記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１３】
コンピュータ断層撮影システムが、動作時に請求項1乃至１０の少なくとも１つに記載の方法を実行する計算および制御ユニット（１０）を有する請求項１１乃至１２の１つに記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１４】
格子装置が次のジオメトリ条件を満足する請求項１１乃至１３の１つに記載のコンピュータ断層撮影システム。
ｐ1＝２×（ｐ0×ｐ2）／（ｐ0＋ｐ2）
ｐ0＝ｐ2×（ｌ／ｄ）
ｄ＝（ｌ×ｄ*）／（ｌ−ｄ*）
ｄ*＝（１／２）×（ｐ12／４λ）
ｈ1＝λ／｛２（ｎ−１）｝
ただし、
ｐx＝格子Ｇxの格子周期
ｌ＝位相格子に対する線源側格子Ｇ0の距離
ｄ＝ファンビームジオメトリにおける分析格子Ｇ2に対する位相格子Ｇ1の距離
ｄ*＝平行ジオメトリのもとでの分析格子Ｇ2に対する位相格子Ｇ1の距離
λ＝観察されるＸ線の波長
ｈ1＝Ｘ線の放射方向における格子Ｇ1の突条部高さ
ｎ＝格子材料の屈折率
【請求項１５】
メモリ媒体（１１）がコンピュータ断層撮影システムの動作時に請求項１乃至１０の少なくとも１つに記載の方法を実行するプログラムコードを含んでいるコンピュータ断層撮影システムのメモリ媒体またはコンピュータ断層撮影システム用のメモリ媒体。
【請求項１６】
１６．１．  焦点（Ｆ1）を有する線源（Ｆ1）および対向する多数の検出素子（Ｅi）を有する平面型検出器（Ｄ1）と、
１６．２．  焦点（Ｆ1）と検出器（Ｄ1）との間に平行に整列されＸ線によって透過される３つのＸ線光学格子のセット（Ｇ0，Ｇ1，Ｇ2）と
から少なくともなるＸ線装置を備え、
Ｘ線光学格子セット（Ｇ0，Ｇ1，Ｇ2）によって検査対象（Ｐ）の透過時におけるＸ線の位相シフト（φ）がビームごとに分解されて測定され、
１６．３．  第１格子（Ｇ0）が少なくとも１つの焦点（Ｆ1）と検査対象（Ｐ）との間に配置され、
１６．４．  第２格子（Ｇ1）が検査対象（Ｐ）と検出器（Ｄ1）との間に配置され、
１６．５．  第３格子（Ｇ2）が第２格子（Ｇ1）と検出器（Ｄ1）との間に配置され、
１６．６．  第２格子（Ｇ1）に対してビーム方向に垂直な方向および格子線の長手方向に垂直な方向に第３格子（Ｇ2）を相対的に移動させる装置が設けられている
焦点−検出器システム。
【請求項１７】
格子装置が次のジオメトリ条件を満足する請求項１６記載の焦点−検出器システム。
ｐ1＝２×（ｐ0×ｐ2）／（ｐ0＋ｐ2）
ｐ0＝ｐ2×（ｌ／ｄ）
ｄ＝（ｌ×ｄ*）／（ｌ−ｄ*）
ｄ*＝（１／２）×（ｐ12／４λ）
ｈ1＝λ／｛２（ｎ−１）｝
ただし、
ｐx＝格子Ｇxの格子周期
ｌ＝位相格子に対する線源側格子Ｇ0の距離
ｄ＝ファンビームジオメトリにおける分析格子Ｇ2に対する位相格子Ｇ1の距離
ｄ*＝平行ジオメトリのもとでの分析格子Ｇ2に対する位相格子Ｇ1の距離
λ＝観察されるＸ線の波長
ｈ1＝Ｘ線の放射方向における格子Ｇ1の突条部高さ
ｎ＝格子材料の屈折率
【請求項１８】
請求項１６又は１７に記載の少なくとも１つの焦点−検出器システムを備えたＸ線システム。
【請求項１９】
異なってずらされた第３格子（Ｇ2）による同じビーム（Ｓx）の複数の強度測定（ＩＥX（ＸG））から位相シフト（φ）を算出する手段、好ましくは計算ユニット（１０）が設けられている請求項１８記載のＸ線システム。
【請求項２０】
異なってずらされた第３格子（Ｇ2）による同じビーム（Ｓx）の複数の強度測定（ＩＥX（ＸG））から加算または平均値形成によって吸収を算出するための手段、好ましくは計算ユニット（１０）が設けられている請求項１８記載のＸ線システム。
【請求項２１】
吸収画像および位相コントラスト画像（ＩPh,A）を重ね合わせかつ重ね合わされた吸収画像および位相コントラスト画像（ＩPh,A）を表示する手段が設けられている請求項２０記載のＸ線システム。
【請求項２２】
Ｘ線システム、好ましくは請求項１７乃至２１の１つに記載のＸ線システムを用いて検査対象（Ｐ）の投影Ｘ線画像の作成方法であって、
２２．１．  検査対象（Ｐ）がＸ線管（２）の焦点（Ｆ1）から出発するビーム束（Ｓx）によって照射され、
２２．２．  少なくとも１つの検出器（Ｄ1）により、受信されたＸ線放射強度が測定され、少なくとも1つのＸ線管（２）と少なくとも１つの検出器（Ｄ1）との間に、Ｘ線によって透過されて位相コントラスト測定を可能にするＸ線光学格子セット（Ｇ0，Ｇ1，Ｇ2）が配置され、第１格子（Ｇ0）が焦点（Ｆ1）と検査対象（Ｐ）との間に配置され、かつ２つの格子（Ｇ1，Ｇ2）が検査対象（Ｐ）と検出器（Ｄ1）との間に配置され、
２２．３．  焦点（Ｆ1）と検出器（Ｄ1）との間の空間内に位置し検査対象（Ｐ）を透過する各ビーム（Ｓx）について、その都度互いに相対的にずらされて配置された検出器側格子（Ｇ1，Ｇ2）による少なくとも３つの強度測定によって、検査対象（Ｐ）の通過時におけるこのビーム（Ｓx）の位相シフト（φx）が求められ、
２２．４．  ビームの測定された位相シフト（φx）から、ビームごとの位相シフトを表すピクセル値を有する位相コントラスト画像（ＩPh）が作成され、
２２．５．  検査対象（Ｐ）の通過時における各ビーム（Ｓx）の吸収が求められ、
２２．６．  吸収測定から投影による吸収画像（ＩA）が作成され、
２２．７．  引続いて、投影による吸収画像（ＩA）と投影による位相コントラスト画像（ＩPh）とが重ね合わされて表示される
検査対象の投影Ｘ線画像の作成方法。
【請求項２３】
投影による位相コントラスト画像（ＩPh）および／または投影による吸収画像（ＩA）が重ね合わせの前に画像処理を施される請求項２２記載の方法。
【請求項２４】
投影による位相コントラスト画像（ＩPh）および投影による吸収画像（ＩA）が重み付けされて重ね合わされる請求項２２又は２３記載の方法。
【請求項２５】
重ね合わされる画像の重み付けが観察者によって設定可能である請求項２４記載の方法。
【請求項２６】
重ね合わされる画像の重み付けが局所的に異なって行なわれる請求項２５記載の方法。
【請求項２７】
ビームの吸収測定が、異なってずらされた格子による全ての測定値の加算または平均値形成によって行なわれる請求項２２乃至２６の１つに記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線システムを用いた検査対象、とりわけ患者の投影画像および断層撮影画像の作成方法であって、検査対象が１つの焦点を有するＸ線管により静止状態もしくは円状またはスパイラル状回転にて走査され、検査対象の透過後に受信されたＸ線放射強度が検出器により測定される方法に関する。この場合に検査対象の透過時のＸ線の位相シフトの決定を可能にするＸ線光学格子が使用される。
【０００２】
一般的なコンピュータ断層撮影においては、検査対象、特に患者の断層撮影画像が、検査対象を透過するＸ線の吸収測定により行なわれ、一般にＸ線源が検査対象の周りを円状またはスパイラル状に移動させられ、Ｘ線源に対向する側において、大抵は多列の検出素子を有する多列検出器である検出器が検査対象の透過時のＸ線の吸収を測定する。断層撮影による画像表示のために、測定された空間の全ビームの測定吸収データから断層撮影によるスライス画像またはボリュームデータが再構成される。これらのコンピュータ断層撮影により検査対象内における非常にきれいな吸収差が表示されるが、もちろん類似の化学的組成の領域は、当然のことながら吸収特性も類似するので、不十分にしか詳細を表示することができない。
【０００３】
更に、ビームの検査対象透過時の位相シフト作用はＸ線によって透過される物質の吸収作用よりも著しく強いことが知られている。この種の位相シフトは、公知の方法では、２つの干渉測定格子の使用によって測定される。この干渉測定方法に関しては、例えば「“Ｘ−ｒａｙ  ｐｈａｓｅ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ａ  ｇｒａｔｉｎｇ  
ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ，  Ｔ．Ｗｅｉｔｋａｍｐ  ａｔ  ａｌｌ，  ８．Ａｕｇｕｓｔ  ２００５／Ｖｏｌ．１２，  Ｎｏ．１６／ＯＰＴＩＣＳ  ＥＸＰＲＥＳＳ”」を参照されたい。この方法の場合には、検査対象がコヒーレントＸ線によって透過され、引続いて格子対を通して案内され、第２格子の直後において線強度が測定される。第１格子が干渉縞を発生し、干渉縞が第２格子によりその背後にある検出器にモアレ縞を描出する。第２格子が僅かにずらされると、これにより同様にモアレ縞の移動が生じる。つまり、その背後にある検出器において、第２格子の移動に対して相対的に決定可能である局所的な強度の変化が生じる。この格子の各検出素子について、すなわち各ビームについて、第２格子の移動距離に依存した強度変化をプロットするならば、その都度のビームの位相シフトを決定することができる。したがって、干渉縞形成のためにコヒーレントＸ線が必要であるためにこの方法は非常に小さい線源を必要とすることが問題であり、したがって大きな検査対象のコンピュータ断層撮影の実践には適用できない。
【０００４】
上述の刊行物に示された方法は、使用されるＸ線において十分な度合いの空間的干渉性が存在するように、極端に小さい焦点を有する線源を必要とする。しかしながら、この種の小さい焦点を使用する場合には、反対に、より大きな対象を検査するのに十分な線量出力が発生しない。しかし、単色干渉性放射、例えばシンクロトロン放射を線源として使用する可能性も存在する。しかしながら、これによってＣＴシステムが構造的に非常に高価となるので、広範囲にわたって適用することができない。
【０００５】
この問題は、焦点−検出器の組合せ内部において、ビーム経路において焦点の直ぐ後に第１の吸収格子が配置されることによって回避される。格子線の向きは検査対象の後に続く干渉格子の格子線に平行である。
【０００６】
第１格子のスリットは、ビーム方向において検査対象の背後に配置された位相格子により公知の干渉縞を発生させるために十分である個別的な干渉ビームの場を発生する。
【０００７】
このようにして、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムもしくは透過光Ｘ線システムにおける通常のＸ線管に相当する広がりを有する線源を使用することができる。画像分解能は焦点に広がりによって決定される。
【０００８】
本発明の課題は、Ｘ線ビームにより走査される検査対象の画像表示方法であって、改善された方法で類似の吸収を有する検査対象領域を区別して表示し、しかし同時に異なる吸収領域も十分に区別して表示する方法を提供することにある。この方法は、断層撮影画像にも投影画像にも使用可能であるべきである。更に、相応のＣＴシステムおよび相応のＸ線システムを提供しようとするものである。
【０００９】
この課題は独立の請求項の特徴によって解決される。本発明の有利な実施態様は従属請求項に記載されている。
【００１０】
本発明者は、Ｘ線位相コントラスト画像の特性とＸ線吸収画像の特性とを組み合わることが特に有利であることを認識した。しかも、これは断層撮影画像に関しても投影画像または透過光画像に関しても当てはまる。吸収画像により特別に良好に骨構造もしくは骨と組織のとの間の境界面を表示することができ、付加的に造影剤および場合によっては事前のセグメンテーション処理の補助のもとで血管表示が吸収画像により非常に正確にかつ詳細に得られる。他方では、この種の吸収画像によっては軟部の構造がほとんど認識できないので、このタイプの画像は軟部組織または軟骨の表示には相対的に不適当である。このためには特に位相コントラスト法が適している。なぜならば、既に組織組成における最小の変化がＸ線ビームの通過時における比較的強い変化となって発生するからである。したがって、位相コントラスト画像により、軟部における構造を認識することが特別に容易となる。
【００１１】
しかしながら、この画像の欠点は、例えば骨と軟部との間の移行部の明瞭性が相対的に劣っていることにある。本発明によれば、異なる画像様式における詳細性の豊かさがそれぞれ強調されるように両表示様式の適切な重ね合わせが行われることにより、両画像の利点が互いに組み合わされる。このために、場合によっては相互に邪魔になる影響が除去され、特に有利な重み付けが選択され、または場合によっては事前にセグメンテーション処理が行なわれるように、付加的に画像処理が両画像の結合前または結合後に行なわれるならば特に有利である。この種の重ね合わされた画像は、黒白でのみ作成してもよいし、あるいはそれぞれの画像様式を先ず単色化し、重ね合わされた画像のピクセルを両画像様式の適切な混合色によって表示することも可能である。
【００１２】
上述の考察に基づいて本発明者は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）の分野において、Ｘ線ＣＴシステムを用いた検査対象、とりわけ患者の断層撮影画像の作成方法であって、少なくとも次の方法ステップが実行される方法を提案する。
検査対象が、１つの焦点を有する少なくとも１つのＸ線管により円状またはスパイラル状に走査され、
少なくとも１つの検出器により、受信されたＸ線放射強度が測定され、少なくとも1つのＸ線管と少なくとも１つの検出器との間に、Ｘ線によって透過されて位相コントラスト測定を可能にするＸ線光学格子セットが配置され、第１格子が焦点と検査対象との間に配置され、かつ２つの格子が検査対象と検出器との間に配置され、
焦点と検出器との間の空間内に位置し検査対象を透過する各ビームについて、その都度相対的に互いにずらされて配置された検出器側格子による少なくとも３つの強度測定によって、検査対象の通過時におけるこのビームの位相シフトが求められ、
ビームの測定された位相シフトから断層撮影による位相コントラスト画像が再構成され、
検査対象の通過時における各ビームの吸収が求められ、
吸収測定から断層撮影による吸収画像が再構成され、
引続いて断層撮影による吸収画像および断層撮影による位相コントラスト画像が重ね合わされて表示される。
【００１３】
既に述べたように、断層撮影による位相コントラスト画像および／または吸収画像が重ね合わせの前に画像処理を施されるならば特に有利である。これによって、例えばセグメンテーション処理が実行され、コントラストがより良好に強調され、あるいは多色表示または画像処理の変形等が選択可能である。
【００１４】
引続いて行われる重ね合わせの際に、重ね合わせを等しい重み付けまたは異なった重み付けで行なうことができ、この重み付けは、例えば観察者によって個別的に主観的な感覚に応じて設定可能である。代替として、画像を局所的に異ならせて重み付けすることもできる。この場合に両画像の異なる重み付けを画質または画像特性に関する特定の基準に基づいて行なうことは有意義である。
【００１５】
位相コントラスト撮影および吸収撮影が行なわれるコンピュータ断層撮影システムの異なる構成様式に応じて、位相コントラスト画像および吸収画像の作成のための種々の変形が選択可能である。例えば、唯一の焦点−検出器システムを有する簡単なコンピュータ断層撮影システムにより画像を作成することができ、この場合に格子セットは固定的に焦点−検出器システムに組み込まれている。この場合に一方では位相シフトが、焦点と検出器との間の空間ビームごとに、同時に移動される分析格子（検出器の前の最終格子）のもとでの複数の測定によって生じる。引続いて、異なってずらされた格子によるこのビームの全ての測定値の加算または平均値形成によってビームの吸収測定が行なわれる。
【００１６】
少なくとも２つの焦点−検出器システムを有するコンピュータ断層撮影システムが使用され、相応のＸ線光学格子セットを有する第１の焦点−検出器システムにより、専らまたは少なくとも付加的に位相コントラスト測定が行なわれ、一方、ガントリに角度をずらされて配置されかつＸ線光学格子を持たない少なくとも１つの他の焦点−検出器システムにより、専ら吸収測定が行なわれるようにすることも可能である。
【００１７】
付加的な有利な変形では、２つの異なる焦点−検出器システムが使用できる場合に、両焦点−検出器システムのそれぞれが異なる加速電圧で、すなわち異なるエネルギースペクトルにて動作させられることも提案される。これによって、エネルギーに依存する異なる吸収比に基づいて、照射される物質の組成に関する付加的な知識を得ることができる。同時に、吸収測定に関してだけでなく位相シフト測定に関しても異なるエネルギーにて動作することもできる。したがって、第1の焦点−検出器システムにおいては、第１のエネルギー範囲の優先的なＸ線輝線を発生する陽極材料が使用され、しかも使用される格子システムはこのエネルギーに調整されなければならない。これに対して、第２の焦点−検出器システムにおいては、エネルギー的に異なって配置されているＸ線輝線が使用される。このようにして、エネルギーに依存する異なる位相シフトが測定され、走査された検査対象の組成の推定が可能である。補足的に指摘しておくに、位相シフトの測定のために、ビームごとに、位相シフトを決定するためにずらされた分析格子による３つの値を測定することで基本的に十分であるが、それにもかかわらずより多数の測定、好ましくは少なくとも６つの測定を行なうことが、万一の誤差、例えば量子ノイズによって発生させられる誤差を補償するために有利である。
【００１８】
上述の方法に補足して本発明者は、断層撮影画像を作成するために次の特徴を有するコンピュータ断層撮影システムも提案する。すなわち、
検査対象の周りのガントリ上に回転可能に配置された少なくとも１つの焦点−検出器システムを備え、
少なくとも１つの焦点−検出器システムが、焦点と検出器との間に、平行に整列されＸ線によって透過される３つのＸ線光学格子のセットを有し、Ｘ線光学格子セットによって検査対象の透過時におけるＸ線の位相シフトがビームごとに分解されて測定可能であり、
第１格子が少なくとも１つの焦点と検査対象との間に配置され、
第２格子が検査対象と検出器との間に配置され、
第３格子が第２格子と検出器との間に配置され、
第２格子に対してビーム方向に垂直な方向および格子線の長手方向に垂直な方向に第３格子を相対的に移動させる装置が設けられ、
断層撮影による吸収画像および位相コントラスト画像を再構成するための手段が設けられ、そして
断層撮影による吸収画像および位相コントラスト画像を重ね合わせかつ重ね合わされた画像を表示する手段が設けられている。
【００１９】
既に述べたように、この場合に、ＣＴシステムは、ガントリ上に角度をずらされて配置されている少なくとも１つの他の焦点−検出器システムを備えていることが有利である。この焦点−検出器システムはＸ線光学格子を持たずに専ら吸収測定のために用いられるとよい。あるいは、第１の焦点−検出器システムのＸ線光学格子とは異なるエネルギー範囲に設定されているＸ線光学格子を持つ他の焦点−検出器システムが使用されてもよい。これは、それぞれの格子システムに設定されたエネルギー範囲がその都度使用されたＸ線管のエネルギースペクトルおよびそれの陽極材料における特性線に対応することから出発すべきである。
【００２０】
本発明の基本思想にしたがって本発明者は、
焦点を有する線源および対向する多数の検出素子を有する平面型検出器と、
焦点と検出器との間に平行に整列されＸ線によって透過される３つのＸ線光学格子のセットと
から少なくともなるＸ線装置を備え、
Ｘ線光学格子セットによって検査対象の透過時におけるＸ線の位相シフトがビームごとに分解されて測定され、
第１格子が少なくとも１つの焦点と検査対象との間に配置され、
第２格子が検査対象と検出器との間に配置され、
第３格子が第２格子と検出器との間に配置され、
第２格子に対してビーム方向に垂直な方向および格子線の長手方向に垂直な方向に第３格子を相対的に移動させる装置が設けられている
焦点−検出器システムも提案する。
【００２１】
この種のＸ線システムは、必ずしもコンピュータ断層撮影画像を作成するためにのみ使用される必要がなく、この種のシステムを投影画像の作成のために使用することもできる。この場合に、その都度のＸ線ビームの測定された位相シフトが、その都度個々のピクセル値として当てられる。
【００２２】
このようなＸ線システムも、異なってずらされた第３格子による同じビームの複数の強度測定から位相シフトを算出するように構成されている手段を持つべきであり、この手段は、好ましくは少なくとも１つの適切なコンピュータプログラムを有する計算ユニットである。
【００２３】
更に、異なってずらされた第３格子による同じビームの複数の強度測定から加算または平均値形成によって吸収を算出するように構成されている手段が設けられているとよく、この手段は、好ましくは同様に適切なコンピュータプログラムを有する計算ユニットである。同様に、吸収画像および位相コントラスト画像を重ね合わせかつ重ね合わされた吸収画像および位相コントラスト画像を表示するのに適した手段が設けられているとよい。
【００２４】
本発明者は、更に、Ｘ線システムを用いて検査対象、とりわけ患者の投影Ｘ線画像の作成方法であって、少なくとも次のステップが実行される方法を請求する。
検査対象がＸ線管の焦点から出発するビーム束によって照射され、
少なくとも１つの検出器により、受信されたＸ線放射強度が測定され、少なくとも1つのＸ線管と少なくとも１つの検出器との間に、Ｘ線によって透過されて位相コントラスト測定を可能にするＸ線光学格子セットが配置され、第１格子が焦点と検査対象との間に配置され、かつ２つの格子が検査対象と検出器との間に配置され、
焦点と検出器との間の空間内に位置し検査対象を透過する各ビームについて、その都度互いに相対的にずらされて配置された検出器側格子をともなう少なくとも３つの強度測定によって、検査対象の通過時におけるこれらのＸ線の位相シフトが求められ、
ビームの測定された位相シフトから、ビームごとの位相シフトを表すピクセル値を有する位相コントラスト画像が作成され、
検査対象の通過時における各ビームの吸収が求められ、
吸収測定から投影による吸収画像が作成され、そして
引続いて、投影による吸収画像と投影による位相コントラスト画像とが重ね合わされて表示される。
【００２５】
投影画像の重ねあわせの前に投影画像がＣＴ画像と同様に先ず画像処理を施されるとよい。
【００２６】
更に、投影による位相コントラスト画像および投影による吸収画像が重み付けされて重ね合わされるとよく、一方では観察者または操作者が重み付けを自身の視覚的印象に応じて手動にて設定することができ、あるいは重み付けを重ね合わされる画像の予め定められた特性に応じて個別的に場合によっては局所的に異ならせて行なうこともできる。
【００２７】
投影画像の場合にもビームの吸収測定が、異なってずらされた格子による全ての測定値の加算または平均値形成によって行なわれると好ましい。
【００２８】
更に言及しておくに、上述の焦点−検出器システムにおいて、ＣＴにおける使用時にもＸ線システムにおける使用時にも、簡単な投影画像を作成するために次のジオメトリ条件が満足されるべきである。
ｐ1＝２×（ｐ0×ｐ2）／（ｐ0＋ｐ2）
ｐ0＝ｐ2×（ｌ／ｄ）
ｄ＝（ｌ×ｄ*）／（ｌ−ｄ*）
ｄ*＝（１／２）×（ｐ12／４λ）
ｈ1＝λ／｛２（ｎ−１）｝
ただし、
ｐx＝格子Ｇxの格子周期
ｌ＝位相格子に対する線源側格子Ｇ0の距離
ｄ＝ファンビームジオメトリにおける分析格子Ｇ2に対する位相格子Ｇ1の距離
ｄ*＝平行ジオメトリのもとでの分析格子Ｇ2に対する位相格子Ｇ1の距離
λ＝観察されるＸ線の波長
ｈ1＝Ｘ線の放射方向における格子Ｇ1の突条部高さ
ｎ＝格子材料の屈折率
【００２９】
更に指摘しておくに、使用される格子における実用的な構成ではコントラスト改善のために格子線間の間隙が高吸収材料を詰められているとよい。例えば、このために金が使用されるとよい。基本的には少なくとも吸収格子として働く線源側格子および分析格子は、少なくともｅ-1のコントラスト係数に達するように構成されるべきである。
【００３０】
以上のとおり、Ｘ線による投影画像および断層撮影画像の作成方法が説明されている。この方法はＸ線の通過時における位相シフトに関する検査対象の特性とＸ線の吸収との組合せ評価によって類似組成の構造が特別に良好に描出可能である。更に、本発明は、この方法の実施のために適している、それぞれ線源側格子、位相格子および分析格子を備えたＸ線システムおよびＣＴシステムも示す。
【００３１】
以下において、図面を参照しながら有利な実施例に基づいて本発明を更に詳細に説明する。
図１は位相シフトを決定するための格子セットを有する焦点−検出器システムの概略的な３Ｄ表示を示し
図２は線源側格子、位相格子および分析格子ならびにそれらの格子構造が示された焦点−検出器システムの縦断面を示し、
図３は干渉現象を表示するための位相格子、分析格子および検出器を有するＣＴの焦点−検出器システムの縦断面を示し、
図４は種々の加速電圧およびビームハードニングフィルタ使用の場合における特性線を有するタングステン陽極の制動スペクトルを示し、
図５はＸ線スペクトル使用のもとでの本発明による方法の流れ図を示し、
図６は３Ｄ表示にてＸ線ＣＴを示し、
図７は２つの焦点−検出器システムによる異なるＸ線スペクトルを使用した本発明による方法の流れ図を示す。
【００３２】
図面において、１：ＣＴシステム、２：第１のＸ線管、３：第１の検出器、４：第２のＸ線管、５：第２の検出器、６：ガントリハウジング、７：患者、８：患者用寝台、９：システム軸線、１０：制御および計算ユニット、１１：メモリ、１２：本発明による方法の概略図、Ａ：経路Ａ、Ｂ：経路Ｂ、Ｄ1：検出器、ｄ：間隔、ｄＮ／Ｎ：相対的光子流、Ｅx：検出素子、Ｆ1：焦点、Ｇ0：線源側格子、Ｇ1：位相格子、Ｇ2：分析格子、ｈ0，ｈ1，ｈ2：格子突条部の高さ、Ｉ：放射強度、ＩPh：位相コントラスト画像、ＩA：吸収画像、Ｋα，Ｋβ：特徴的なＸ線ピーク、ｌ：間隔、Ｐ：患者、ｐ0，ｐ1，ｐ2：格子線の周期、Ｐｒｇx：プログラム、Ｓ：システム軸線、Ｓ1，Ｓ2，Ｓi：Ｘ線ビーム、ｗ：焦点の広がり、ｘG：ｘ方向における格子ずれ、ｘ，ｙ，ｚ：空間直交座標、φ：位相シフト。
【００３３】
図１は、ビーム経路内に存在する検査対象としての患者Ｐと共にＸ線ＣＴの焦点−検出器システムの概略的な３Ｄ表示を示す。焦点Ｆ1および検出器Ｄ1がここには詳細に示されていないガントリ上に配置され、システム軸線Ｓの周りを円状に移動する。付加的に焦点−検出器システムの回転中にシステム軸線方向への患者Ｐの直線移動が行なわれるので、患者Ｐのよく知られたスパイラル走査が生じる。焦点−検出器システムのビーム経路内に３つのＸ線光学格子Ｇ0，Ｇ1，Ｇ2が配置され、線源側格子とも呼ばれる第１格子Ｇ0が焦点Ｆ1の直ぐ近くに取り付けられ、Ｘ線を照射される。Ｘ線の伝播方向において、第１格子Ｇ0の後に本来の検査対象または患者Ｐが続いている。システム軸線Ｓの他方の側にある検出器Ｄ1の前において、先ず位相格子と呼ばれる第２格子Ｇ1が続いている。放射方向において第２格子Ｇ1の後に分析格子と呼ばれる第３格子Ｇ2が続き、この第３格子Ｇ2は検出器Ｄ1の直前に配置されるのが好ましい。検出器Ｄ1は多数の検出素子を有する少なくとも1つの列を持ち、とりわけ検出器Ｄ1は、多数の検出素子を有する平行配置された多数の検出器列を備えた多列検出器として構成されているとよい。焦点Ｆ1と個々の検出素子との間の接続線は、走査時にそれぞれ空間に配置される１つのＸ線ビームを表し、そのＸ線ビームの強度変化がそれぞれの検出素子によって測定される。
【００３４】
ここで指摘しておくに、ここに言及したＣＴシステムの部類にも属するいわゆるＣアーム装置の場合、検出器Ｄ1は、図示のように焦点Ｆ1の周りおける円筒体セグメントとして構成されているのではなく、平面形状を有していてもよい。走査中に検査対象の周りでの移動が行なわれない投影Ｘ線システムの場合、一般に検出器Ｄ1は同様に平面状に構成されている。
【００３５】
格子Ｇ0〜Ｇ2の直線方位は、一般に、３つの格子の全ての格子線が互いに平行に延びるように実施されている。更に、格子線がシステム軸線Ｓに対して平行または垂直に向けられ、しかも格子Ｇ0〜Ｇ2が大部分平面状に構成されかつ焦点中心と検出器中心との間の中心線に対して垂直に向けられていることが好ましいが、絶対に必要というわけではない。しかしながら、基本的には、各位置において格子が焦点とそれぞれの検出素子との間のビーム接続によって垂直に交差させられ、そのことから格子が相応の曲率を生じるように、格子表面をコーンビームのビーム経過に一致させることも可能である。
【００３６】
図２には、もう一度概略的に格子セットＧ0〜Ｇ2を有する本発明による焦点−検出器システムが示されている。第１格子Ｇ0の前に焦点Ｆ1があり、その焦点の最大の広がりがｗにて示されている。第１格子Ｇ0は、格子線の周期ｐ0および格子溝の間に形成された格子突条部の高さｈ0を持つ。これに応じて格子Ｇ1，Ｇ2も、高さｈ1，ｈ2および周期ｐ1，ｐ2を有する。本発明による方法の作用のために、格子Ｇ0とＧ1との間の距離ｌならびに格子Ｇ1とＧ2との間の距離ｄが互いに定められた関係にあることが必要である。ここでは、
ｐ0＝ｐ2×（ｌ／ｄ）
が当てはまる。
【００３７】
検出素子Ｅ1〜Ｅnを有する検出器Ｄ1と最後の格子Ｇ2との距離は重要ではない。この場合に、位相格子の格子溝間に形成された突条部の高さｈ1は、観察される波長、すなわち観察されるＸ線エネルギーに応じて、かつそれぞれの格子材料に関連して、次の式が成り立つように選ばれるべきである。
ｈ＝λ／｛２（ｎ−１）｝
【００３８】
なお、ｎは格子材料の屈折率を表し、λは位相シフトが測定されるべきＸ線ビームの波長を表す。この格子は、使用される陽極のＸ線スペクトルにおける特性線に対応するエネルギーに設定されることが好ましい。今日における通常のタングステン陽極の場合には、例えばＫα線が使用可能である。しかしながら、そのそばに存在するＫβ曲線を使用することもできる。その他の陽極材料を選択する場合には、位相格子の相応に異なったエネルギーおよびそれにともなう異なった設計が必要である。
【００３９】
分析格子の高さｈ2は、裏面にモアレ縞を作り出すために、Ｘ線によって透過される突条部と格子の十分に空いている個所（格子溝）との間に有効な吸収差を発生させるのに十分でなければならない。
【００４０】
より良い理解のために、図３にもう一度、格子Ｇ0から患者Ｐを透過して到来する個別のコヒーレントＸ線が示され、患者透過後に位相シフト現象が生じる。これにより格子Ｇ1の通過後に灰色の濃淡によって示されている干渉縞が発生する。この干渉縞が、格子Ｇ2により後続の検出器Ｄ1およびそれの検出素子に、検出素子ごとに異なったＸ線の放射強度を生じ、そこでいわゆるモアレ縞が形成される。例えば検出素子Ｅiを分析格子Ｇ2のずれｘGに依存して観察し、強度Ｉに関してずれｘGの関数としての強度Ｉ（Ｅi（ｘG））をプロットするならば、この検出素子Ｅiにおいて強度の正弦波状の上昇および下降が得られる。この測定された放射強度Ｉを各検出素子ＥiもしくはＥjについてずれｘGに依存してプロットするならば、結局は焦点とそれぞれの検出素子との間に空間的なＸ線ビームを形成する異なる検出素子について、関数Ｉ（Ｅi（ｘG））もしくはＩ（Ｅj（ｘG））が近似させられる。これらの関数から各検出素子について位相シフトφが互いに相対的に決定される。次式が成り立つ。
φ＝２πｎ・ｖ／λ
ただし、ｖは検査対象内における１つのボクセルもしくはピクセルの大きさに相当し、ｎはそれの屈折率であり、λはＸ線の波長である。
【００４１】
このようにして空間内の各ビームについて、その都度ずらされた分析格子による少なくとも３つの測定によって、ビームごとの位相シフトが決定される。それにより投影Ｘ線撮影の場合には直接に投影画像のピクセル値を算出することができる。あるいはＣＴ検査の場合には、位相シフトに相当するピクセル値を有する投影画像が作成され、これから公知の再構成法により、検査対象内のどのボリュームエレメントが、測定された位相シフトのどの位の割合を占めるかを算出することができる。したがって、これから、Ｘ線の位相シフトに関する検査対象の局所的な作用を表わすスライス画像またはボリュームデータが得られる。組成における僅かな差異が既に位相シフトに強い作用を及ぼすので、相対的に似た物質、特に軟部組織の非常に詳細に富んだかつコントラストの強いボリュームデータが再現される。
【００４２】
ここで検出器の個々の検出素子における強度測定の加算によって位相シフトの決定に加えて吸収画像も作成されるべき場合には、異なってずらされた分析格子における個々の測定の加算によって分析格子の作用を平均化し、それによりその都度のビームの吸収値のための尺度を得ることができ、すなわち位相シフトのための測定データに基づいて各ビームについて吸収値を再現するデータセットも算出することができ、したがってこれらの吸収値を公知のように直接的な投影による吸収画像に変換し、または公知の再構成法により断層撮影による吸収画像に変換することができる。
【００４３】
対象を通り抜けるＸ線ビームの位相シフトを決定するための上述の方法は非常にエネルギー選択性であることから、位相格子は、その設計に関して、できるだけ高い光子数が存在するＸ線のエネルギー範囲に設定されるべきである。
【００４４】
例えばタングステン陽極が使用される場合、エネルギースペクトルは図４に示されているように加速電圧に依存して生じる。ここではエネルギースペクトルにおいて左右にそれぞれ１つの強いピークが示され、ピークは、ここで使用されるタングステン材料の特性Ｘ線を表す。タングステンのＫα線が左側に、Ｋβ線が右側に示されている。本発明によれば、位相格子がその突条部高さｈ1に関して正確にこの種の特性線に合わせられている。
【００４５】
図５は概略的な流れ図にてもう一度、特性Ｘ線を有する左側に示されたエネルギースペクトルにより、第１の経路Ａにおいて、この特性Ｘ線およびこの範囲においてそこで発生する多数の光子を利用しかつこの特性Ｘ線を利用して位相コントラスト測定が行なわれるのに対して、放射エネルギー範囲全体を利用する下側の経路では経路Ｂにて吸収測定が行なわれる。経路Ａを介して投影または断層撮影による位相コントラスト画像ＩPhが求められ、経路Ｂを介して投影または断層撮影による吸収画像ＩAが求められ、これらは引き続いて重ね合わせによって、両範囲からその都度の証明力のある画像情報を含んだ画像データＩPh,Aに形成される。
【００４６】
本発明による方法を実施するための完全なコンピュータＣＴシステムが図６に示されている。この図６はＣＴシステム１を示し、このＣＴシステム１はガントリハウジング６内における詳しくは示されていないガントリ上に配置されたＸ線管２と対向する検出器３とを備えた第１の焦点−検出器システム１を有する。第１の焦点−検出器システム２，３のビーム経路内に図１ないし３による格子システムが配置されているので、システム軸線９に沿って移動可能な患者用寝台８上にいる患者７を第１の焦点−検出器システムのビーム経路内に送り込み、そこで走査することができる。ＣＴシステムの制御は計算および制御ユニット１０によって行なわれ、計算および制御ユニット１０にはメモリ１１内にプログラムＰｒｇ1〜Ｐｒｇnが記憶されている。プログラムＰｒｇ1〜Ｐｒｇnは、上述の本発明による方法を実行し、測定されＸ線ビームに依存する位相シフトおよび吸収から相応の断層撮影画像が再構成される。この本発明による方法の実行が、破線で示された枠１２内に図５に対応して示されている。
【００４７】
オプションとして唯一の焦点−検出器システムの代わりに第２の焦点−検出器システムがガントリハウジング内に配置されるとよい。これは、図６において、破線で示されたＸ線管４および破線で示された検出器５によって示されている。
【００４８】
２つの焦点−検出器システムを備えたこの種のＣＴシステムが使用される場合には、例えば図７に示されているような方法が実施される。両焦点−検出器システムの状況が経路Ｉ，ＩＩによって示されている。両検出器システムは、模範的にここでは同じ陽極材料のタングステンを使用する。第１の検出器システムＩにおいては、Ｘ線光学格子セットがタングステンのＫα線に適合させられているので、ここでは経路ＡIを介してこのエネルギー範囲におけるＸ線によって位相シフトが測定され、位相コントラスト画像ＩPh(EI)が作成される。同時に経路ＢIにおける位相コントラストを求めるための種々の測定にわたる加算を介して吸収画像ＩA(EI)が作成される。この場合に述べておくに、この場合における「画像」とは、もちろん、走査されたボリューム全体を表す断層撮影による画像データであると理解すべきである。
【００４９】
第２の焦点−検出器システムＩＩにおけるＸ線光学格子セットの異なったエネルギー適合化に応じて、そこではタングステンのＫβ線のエネルギーを有するＸ線の位相シフトが検出され、相応の位相コントラスト画像ＩPh(EII)が作成され、同時にここでも第２の経路ＢIIを介して吸収画像ＩA(EII)が作成される。
【００５０】
引続いて、このようにして得られた位相コントラスト画像データおよび吸収画像データを処理し、適切な重み付けを考慮して混合することができるので、非常に詳細に富んだ画像データセットＩPh(EII,EII),A(EI,EII)が生じる。
【００５１】
この場合に更に述べておくに、本発明による方法の最後の例においては、異なるまたは同じ加速電圧の異なった組合せ、ならびに異なるまたは同じ特性の放射エネルギーへの格子適合化も可能である。
【００５２】
本発明の上述の特徴はその都度において述べた組合せのみならず、本発明の枠を逸脱することなく他の組合せにてまたは単独にて使用可能である。
【００５３】
以上のとおり、本発明によって、Ｘ線の位相シフトの測定によって検査対象の投影表示も断層撮影表示も発生可能であり、類似した組織の場合にも構造差を明白にパターン化して構造化表示することができ、特に位相コントラスト法および吸収法の利用によるこの種の撮影画像が特に詳細に富んだ構造を表示し得ることが判明した。
【図面の簡単な説明】
【００５４】
【図１】位相シフトを決定するための格子セットを有する焦点−検出器システムの概略的な３Ｄ表示図
【図２】線源側格子、位相格子および分析格子ならびにそれらの格子構造の表示による焦点−検出器システムの縦断面
【図３】干渉現象の表示のための位相格子、分析格子および検出器を有するＣＴの焦点−検出器システムの縦断面
【図４】種々の加速電圧およびビームハードニングフィルタ使用の場合における特性線を有するタングステン陽極の制動スペクトルを示すダイアグラム
【図５】Ｘ線スペクトル使用のもとでの本発明による方法を示す流れ図
【図６】３Ｄ表示にて本発明による方法を実施するためのＸ線ＣＴを示す概略図
【図７】２つの焦点−検出器システムによる異なるＸ線スペクトルを使用した本発明による方法を示す流れ図
【符号の説明】
【００５５】
１              ＣＴシステム
２              第１のＸ線管
３              第１の検出器
４              第２のＸ線管
５              第２の検出器
６              ガントリハウジング
７              患者
８              患者用寝台
９              システム軸線
１０            制御および計算ユニット
１１            メモリ
１２            本発明による方法の概略図
Ａ              経路Ａ
Ｂ              経路Ｂ
Ｄ1            検出器
ｄ              間隔
ｄＮ／Ｎ        相対的光子流
Ｅx            検出素子
Ｆ1            焦点
Ｇ0            線源側格子
Ｇ1            位相格子
Ｇ2            分析格子
ｈ0，ｈ1，ｈ2  格子突条部の高さ
Ｉ              線強度
ＩPh          位相コントラスト画像
ＩA            吸収画像
Ｋα，Ｋβ      特性Ｘ線ピーク
ｌ              間隔
Ｐ              患者
ｐ0，ｐ1，ｐ2  格子線の周期
Ｐｒｇx        プログラム
Ｓ              システム軸線
Ｓ1，Ｓ2，Ｓi  Ｘ線ビーム
ｗ              焦点の拡張
ｘG            格子ｘ方向のずれ
ｘ，ｙ，ｚ      空間直交座標
φ              位相シフト。
【図１】
2009525084.tif 000003
【図２】
2009525084.tif 000004
【図３】
2009525084.tif 000005
【図４】
2009525084.tif 000006
【図５】
2009525084.tif 000007
【図６】
2009525084.tif 000008
【図７】
2009525084.tif 000009
【国際調査報告】
2009525084.tif 000010
2009525084.tif 000011
2009525084.tif 000012
2009525084.tif 000013
2009525084.tif 000014
2009525084.tif 000015