(57)【要約】【課題】患者の管構造の領域、特に冠状血管範囲内のプラークを認識しかつ確実に区別可能にする。【解決手段】患者の管構造（１３）内のプラーク（１４，１５，１６）を認識および区別する方法において、少なくとも１つの焦点−検出器システムと、焦点−検出器システムごとに少なくとも１つの照射されるＸ線光学格子とを装備したコンピュータ断層撮影システムにより、検出された投影データから、患者の管構造（１３）の範囲における屈折率の空間分布が再構成され、少なくとも１つのプラーク型についての屈折率の予め既知の値範囲に基づいて、当該プラーク型が画像表示（１２）内において強調される。【選択図】図７
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者（７）の管構造（１３）内のプラーク（１４，１５，１６）を認識および区別する方法において、
少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）と、焦点−検出器システムごとに少なくとも１つの照射されるＸ線光学格子（Ｇ1）とを備えたコンピュータ断層撮影システムにより、検出された投影データから、患者の管構造（１３）の領域における屈折率の空間分布が再構成され、
少なくとも１つのプラーク型についての屈折率（ｎ）の予め既知の値範囲に基づいて、当該プラーク型が画像表示（１２）内において強調される
ことを特徴とする患者の管構造内のプラークの認識および区別方法。
【請求項２】
異なるプラーク型が屈折率（ｎ）の異なる値範囲と関連付けられ、かつ異なって強調されることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
ガントリ上に角度をずらされて配置された２つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）が使用されることを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
【請求項４】
一方の焦点−検出器システム（２，３）が、他方の焦点−検出器システム（４，５）よりも小さいファン角（α1）を走査し、小さいファン角（α1）を有する焦点−検出器システム（２，３）により、大きいファン角（α2）を有する焦点−検出器システム（４，５）よりも空間的に高い分解能で位相コントラスト測定が行なわれることを特徴とする請求項３記載の方法。
【請求項５】
少なくとも１つ焦点−検出器システム（２，３；４，５）において、準コヒーレントＸ線を発生するために焦点（Ｆ1）と患者（７）との間で少なくとも１つの線源格子（Ｇ02）が使用されることを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の方法。
【請求項６】
少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）において，分析格子（Ｇ2）を有する分析器−検出器システムが使用されることを特徴とする請求項１乃至５の１つに記載の方法。
【請求項７】
少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）において、測定されたピクセルの分解能よりも高い分解能を持つ検出器（Ｄ1）を有する分析器−検出器システムが使用されることを特徴とする請求項１乃至６の１つに記載の方法。
【請求項８】
吸収データが屈折率データと比較されることによって、プラーク（１４，１５，１６）および／またはそれらの成長が認識されることを特徴とする請求項１乃至７の１つに記載の方法。
【請求項９】
一方の焦点−検出器システム（２，３）により専ら屈折率（ｎ）の空間分布が測定され、他方の焦点−検出器システム（４，５）により専ら吸収係数（μ）の空間分布が測定されることを特徴とする請求項８記載の方法。
【請求項１０】
位相コントラスト測定が少なくとも２つの異なるＸ線エネルギーについて実行されることを特徴とする請求項１乃至９の１つに記載の方法。
【請求項１１】
吸収測定が少なくとも２つの異なるＸ線エネルギーについて実行されることを特徴とする請求項１乃至１０の１つに記載の方法。
【請求項１２】
異なるＸ線エネルギーによる測定が少なくとも２つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）により同時に実行されることを特徴とする請求項１０又は１１記載の方法。
【請求項１３】
少なくとも１つの測定、すなわち吸収測定および／または位相コントラスト測定が、心臓運動に同期して行なわれ、心臓の休止位相におけるデータのみが画像作成に使用されることを特徴とする請求項１乃至１２の１つに記載の方法。
【請求項１４】
位相コントラスト測定により患者（７）の管構造（１３）内のプラーク（１４，１５，１６）を認識および区別するためのコンピュータ断層撮影システム（１）において、
Ｘ線を発生し検出するための少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）、
少なくとも１つの照射されるＸ線光学格子を備えた少なくとも１つの焦点−検出器システム、
入射するＸ線の位相シフトを測定するための少なくとも１つの分析器−検出器システム、
コンピュータ断層撮影システムを制御し測定結果を再構成および評価するための計算および制御システム（１０）、
スライスデータまたはボリュームデータを出力するための出力ユニット、
位相コントラスト測定によって測定されかつ空間的に再構成された屈折率分布と、記憶された値範囲および関係のあるプラーク型とを比較するためのルックアップテーブルを有するメモリ（１１）、
出力されたスライスデータまたはボリュームデータ上において、少なくとも１つのプラーク型の値範囲内の屈折率を有する範囲にマークをつけるマーキング装置
が設けられていることを特徴とするコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１５】
計算システム（１０）のメモリ（１１）内に、異なるプラーク型を屈折率（ｎ）の異なる値範囲に基づいて検出しかつ異ならせて強調表示するプログラムコード（Ｐｒｇx）が存在することを特徴とする請求項１４記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１６】
ガントリ上に角度をずらされて配置された２つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）が使用されることを特徴とする請求項１４乃至１５の１つに記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１７】
第１の焦点−検出器システム（２，３）が第２の焦点−検出器システム（４，５）よりも小さいファン角（α1）を有し、第１の焦点−検出器システム（２，３）が角度分解能に関して第２の焦点−検出器システム（４，５）よりも高い分解能の分析器−検出器システム（Ｇ2，Ｄ1）を有することを特徴とする請求項１６記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１８】
第１の焦点−検出器システム（２，３）が第２の焦点−検出器システム（４，５）よりも小さいファン角（α1）を有し、第１の焦点−検出器システム（２，３）だけが分析器−検出器システム（Ｇ2，Ｄ1）を有し、第２の焦点−検出器システム（４，５）はＸ線光学格子を有せず吸収データの測定のみに用いられることを特徴とする請求項１６記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１９】
第１の焦点−検出器システム（２，３）が第２の焦点−検出器システム（４，５）よりも小さい焦点（Ｆ1）を有することを特徴とする請求項１７又は１８記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項２０】
少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）が、準コヒーレントＸ線を発生するために焦点（Ｆ1，Ｆ2）と患者（７）の間に少なくとも１つの線源格子（Ｇ0）を有することを特徴とする請求項１４乃至１８の１つに記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項２１】
少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）が、分析格子（Ｇ2）を持つ分析器−検出器システムを有することを特徴とする請求項１４乃至２０の１つに記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項２２】
少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）が、検出器（Ｄ1，Ｄ2）を持つ分析器−検出器システムを有し、位相格子（Ｇ1）の格子線に対して垂直方向での検出器（Ｄ1，Ｄ2）の角度分解能（点／角度で測定）が、格子線の方向での分解能の少なくとも３倍高いことを特徴とする請求項１４乃至２０の１つに記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項２３】
少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）がＸ線光学格子（Ｇ0，Ｇ1，Ｇ2）を有し、Ｘ線光学格子（Ｇ0，Ｇ1，Ｇ2）の格子線が定在波によって発生されることを特徴とする請求項１４乃至２２の１つに記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項２４】
少なくとも１つの焦点−検出器システム（２，３；４，５）が、多数の同種の直接的に相前後して配置された格子からなるＸ線光学格子（Ｇ0，Ｇ1，Ｇ2）を有することを特徴とする請求項１４乃至２３の１つに記載のＣＴシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、コンピュータ断層撮影システムによる患者の管構造内のプラークの認識および区別方法およびこの方法を実施するためのコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
基本的に、吸収型コンピュータ断層撮影による患者の管構造内のプラークを認識および区分する方法およびこのために使用される吸収型ＣＴは一般的に知られている。たいていはこの場合に造影剤の適用下で管構造が表示され、表示された管の縁部範囲の綿密な観察によって吸収データに基づいてプラークの存在が決定される。プラークの種々の硬度、例えば石灰化状態またはソフト（軟）状態を吸収型ＣＴにより決定する仕事が存在する。石灰化プラークは一般に健康上の危険を意味しないのに対して、いわゆるソフトプラークは非常に高い心筋梗塞の危険を含んでいる。しかしながら、その決定の際に、特にプラークの分類の際に、異なるプラーク種類の吸収差が比較的僅かであるという問題が生じる。
【０００３】
電離するビーム、特にＸ線による画像化については、基本的に、Ｘ線が物質を通り抜ける際に発生する２つの作用、つまり検査対象を通り抜けるＸ線の吸収と位相シフトとが観察される。
【０００４】
このような位相コントラストラジオグラフィまたは位相コントラスト断層撮影のためには、対象によってひき起こされた位相シフトが評価されなければならない。この場合に、通常の吸収コントラストＸ線ラジオグラフィもしくは吸収コントラストＸ線断層撮影と同様に、位相シフトの投影画像が作成されると共に、多数の投影画像から位相シフトのスライス画像が算出されるとよい。
【０００５】
この種の位相シフトは、干渉計の格子の使用によって決定可能であり、投影画像またはスライス画像を作成するために使用可能である。この干渉計による測定法に関しては多くの論文が参照される。この測定方法においては、検査対象がコヒーレントＸ線もしくは準コヒーレントＸ線を照射され、続いてＸ線の波長に合わされた周期を有する位相格子を通して案内され、それによってまずビーム分配が行なわれ、分配されたビームの重なりから、対象に起因する位相シフトによって変調される干渉パターンが生じる。この干渉パターンは引き続く分析器−検出器装置によって測定されるので、各「ビーム」もしくは1つの画像ピクセルを作成する各検出素子について位相シフトを決定することができる。これは、ずらされた分析格子による多数の測定よって行なわれるか、又は位相格子の格子線の線方位に対して垂直に少なくとも３倍に区分されている検出素子による位相シフトの直接的な決定によって行なわれる。
【０００６】
Ｘ線について、
ｎ＝１−δ−ｉβ
によって与えられている屈折率に関して、吸収は仮想の減分βの大きさに依存し、この減分βは質量吸収係数μ／ρに対して、
μ／ρ＝４πβ／λ
の関係にある。ただし、λは波長、μは線吸収係数、ρは質量密度である。
【０００７】
位相シフトは屈折率１−δの実部から生じる。物質中におけるＸ線波の位相シフトΔは真空に比較して、
Δ＝２πδＴ／λ
によって与えられる。ただし、Ｔは物質の厚さ、δは屈折率の実際の減分である。
【０００８】
位相コントラスト断層撮影のためには、対象によってひき起こされた位相シフトが評価される。吸収型ＣＴと同様に、投影データから、屈折率１−δの実部の空間分布である３次元データセットが算出される。
【０００９】
波の位相は直接的に測定することができないために、先ず、検査すべき波と基準波との干渉によって位相シフトが測定可能な強度に変換されねばならない。このような測定の実用的な実施は、投影撮影に関しても、断層撮影に関しても公知であり（例えば、特許文献１参照）、また独国特許出願明細書にも記載されている（独国特許出願第１０２００６０１７２９０．６号明細書、同第１０２００６０１５３５８．８号明細書、同第１０２００６０１７２９１．４号明細書、同第１０２００６０１５３５６．１号明細書、同第１０２００６０１５３５５．３号明細書参照）。
【００１０】
本発明による関連において、問題点「コヒーレントＸ線」、「コヒーレントＸ線源」および「準コヒーレントＸ線」、「準コヒーレントＸ線源」に対する次の事情も本発明の意味において注意を払うべきである。
【００１１】
実験室Ｘ線源（Ｘ線管、２次ターゲット、プラズマ源、放射性線源、パラメータＸ線源、チャネリング放射）および第１〜３世代の従来のシンクロトロンＸ線源のＸ線光子の放出は、確率プロセスに基づいている。したがって、放出されたＸ線は本質的に空間的コヒーレンスを持たない。しかしながら、Ｘ線源が観察者もしくは対象、格子または検出器に現われる観察角度が十分に小さい場合、Ｘ線源のＸ線は、位相コントラストラジオグラフィおよび位相コントラスト断層撮影において、空間的コヒーレンスＸ線のように振舞う。拡大されたＸ線源の空間的コヒーレンスに対する尺度として、いわゆる（横の）コヒーレンス長Ｌが定められる。
Ｌ＝λ（ａ／ｓ）
ただし、λは波長、ｓは横のＸ線源寸法、ａはＸ線源−観察者距離である。幾人かの専門家は上記に定義された値の半分も空間的コヒーレンス長と称している。正確な値は重要でない。重要なことは、ビームが互いに干渉し合うべき空間範囲の（横の）寸法に比べてコヒーレンス長が大きいことである。
【００１２】
本件明細書においてコヒーレントＸ線とは、所望のＸ線光学格子の与えられたジオメトリおよび間隔において干渉パターンを形成するＸ線である。空間的コヒーレンス、従って空間的コヒーレンス長が常に波長とＸ線源寸法と観察距離との３つのパラメータによって決定されることは自明のことである。コンパクトな表現という意味において、この事情は、「コヒーレントＸ線」「コヒーレントＸ線源」または「コヒーレントＸ線を発生するための点状線源」と略称された。この略称の基礎をなしているのは、Ｘ線の波長またはエネルギーＥが、ここに検討されている適用例において、一方では検査対象の所望の透過能力によって、そして他方では実験Ｘ線源において使用できるスペクトルによって制限されていることである。Ｘ線源と観察者との間の距離ａも、医学的診断において或る制限の支配下にある。たとえここでＸ線源寸法と管出力との間の関係が狭い限界にあるにしても、たいてい、後者の自由度としてＸ線源寸法ｓが残されている。
【００１３】
線源格子はより大きな、従って出力の強いＸ線源を可能にする。線源格子の狭い条溝は、同じ条溝から出るビームの全てが要求された空間的コヒーレンスを維持するようにする。条溝からの光子のみが互いに干渉し合い、すなわち位相を正しく重ね合わされる。線源格子の条溝から条溝までの光子間において位相の正しい重ね合わせが可能でない場合、線源格子周期ｇ0、干渉パターン周期ｇ2、線源格子Ｇ0と位相格子Ｇ1との距離ｌ、および位相格子Ｇ1と干渉パターンＧ2との距離ｄを、ｇ0／ｇ2＝ｌ／ｄに従って適切に調整すると、定在波場の波腹および波節の少なくとも１つの強度的に正しい重ね合わせが可能である。本件明細書の略称表現ではこの関連で、「準コヒーレントＸ線」または「準コヒーレントＸ線源」という用語が使用される。
【００１４】
Ｘ線の時間的なまたは縦のコヒーレンスは、Ｘ線またはＸ線源の単色性を生じる。強い特性線のＸ線は、ここで検討する用途に対して、たいてい十分な単色性もしくは時間的なコヒーレンス長を有する。前置されたモノクロメータまたは位相格子の溝の間に形成された突条部の高さによる共振エネルギーの選択は、制動放射スペクトルまたはシンクロトロンスペクトルからも十分に狭いスペクトル範囲を取り出すことができ、したがってこの装置における時間的なコヒーレンス長に対する要求を満たすことができる。
【特許文献１】欧州特許出願公開第１４４７０４６号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１５】
そこで、本発明の課題は、患者の管構造の領域、特に冠状血管範囲内のプラークを認識しかつ確実に区別することを可能にする方法および相応のコンピュータ断層撮影システムを提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
この課題は独立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。
【００１７】
それに応じて本発明者は患者の管構造内のプラークの認識および区別方法ならびにＣＴシステムを提案する。
【００１８】
本発明による方法にしたがって、少なくとも１つの焦点−検出器システムと、焦点−検出器システムごとに少なくとも１つの照射されるＸ線光学格子とを備えたコンピュータ断層撮影システムにより、検出された投影データから、患者の管構造の領域における屈折率の空間分布が再構成され（＝位相コントラスト測定）、少なくとも１つのプラーク型についての屈折率の予め既知の値範囲に基づいて、当該プラーク型が画像表示内において強調される。
【００１９】
この方法の実施態様にしたがって、異なるプラーク型が屈折率の異なる値範囲と関連付けられ、かつ異なって強調されるとよい。これは、例えば、画像処理の枠内においてスライス画像またはボリュームデータとして存在する屈折率が、定められた種類のプラークに割り当てられた屈折率の値範囲を指定するルックアップテーブルと比較されることによって行われる。相応の値が見つけ出された場合には、相応のピクセルもしくはボクセルが、例えばカラー識別の設定または他のマーキングによって強調される。
【００２０】
方法の特別な実施態様においては、ガントリ上に角度をずらされて配置された少なくとも２つの焦点−検出器システムが使用されるとよい。これによって、例えば高い走査周波数を達成することができ、あるいは同時に異なるＸ線エネルギーを、異なる焦点−検出器システムにおいて、それぞれ、吸収測定および／または位相コントラスト測定に適用することができる。
【００２１】
更に、一方の焦点−検出器システムが、他方の焦点−検出器システムよりも小さいファン角を走査し、小さいファン角を有する焦点−検出器システムにより、大きいファン角を有する焦点−検出器システムよりも空間的に高い分解能で位相コントラスト測定が行なわれる。
【００２２】
医学検査のための十分に大きい線量率で準コヒーレントＸ線を発生するために、少なくとも１つの焦点−検出器システムにおいて、特に、大きいファン角を有する焦点−検出器システムにおいて、焦点と患者との間で少なくとも１つの線源格子が使用されるとよい。
【００２３】
更に、少なくとも１つの焦点−検出器システムにおいて，分析格子を有する分析器−検出器システムが使用されるとよい。この実施態様では、分析格子が小さいステップで検出器に対して相対的に移動され、そして格子ずれに対する相対的なＸ線強度の測定によってそれぞれのビームの位相シフトが求められる。
【００２４】
代替として、位相シフトを測定するために、少なくとも１つの焦点−検出器システムにおいて、測定されたピクセルの分解能よりも高い分解能を持つ検出器を有する分析器−検出器システムが使用される。これにより１回の測定によって位相シフトを決定することができる。
【００２５】
本発明にしたがって、吸収データが屈折率データと比較されることによって、プラークおよび／またはそれらの成長を認識することも提案する。したがって、同時走査または時間的にずらされた走査によって、空間的に分解されて吸収係数も屈折率も測定され、吸収データと屈折率との間の比較もしくは組み合わせからプラークの存在およびプラークの種類が推定される。
【００２６】
一方の焦点−検出器システムにより専ら屈折率の空間分布が測定され、他方の焦点−検出器システムにより専ら吸収係数の空間分布が測定されるとよい。もちろん、位相コントラストの測定時に位相決定のための個別測定の積分によって吸収データも決定可能であることを指摘しておく。
【００２７】
本発明による方法の更に発展した実施態様において、本発明者は、位相コントラスト測定が少なくとも２つの異なるＸ線エネルギーについて実行されることを提案する。これによって、更に改善されたプラーク分析が可能になる。特にプラークにおけるカルシウム沈着物（プラークのカルシウムは大部分カルシウムヒドロキシルアパタイトからなる。）に対して固有に反応を示すエネルギーの使用によって、プラークにおける石灰化度数が決定され、それにより石灰化プラークとソフトプラークとが区別される。
【００２８】
吸収測定が少なくとも２つの異なるＸ線エネルギーについて実行され、それによって同様にプラークの位置測定を容易にすることができ、引続いてそのように位置測定した範囲における位相コントラスト差によってプラークの異なる型を区別することができる。
【００２９】
付言するに、異なるＸ線エネルギーによる測定は少なくとも２つの焦点−検出器システムにより同時に実行可能である。
【００３０】
更に言及しておくに、少なくとも１つの測定、すなわち吸収測定および／または位相コントラスト測定を心臓運動に同期して行なうことができ、もしくは同期させて行なった方がよく、心臓の休止位相におけるデータのみが画像作成に使用される。
【００３１】
本発明による方法に対応して、本発明者は、位相コントラスト測定により患者の管構造内のプラークを認識および区別するためのコンピュータ断層撮影システム（ＣＴシステム）を提案する。本発明によるＣＴシステムは、
Ｘ線を発生し検出するための少なくとも１つの焦点−検出器システム、
少なくとも１つの照射されるＸ線光学格子を備えた少なくとも１つの焦点−検出器システム、
入射するＸ線の位相シフトを測定するための分析器−検出器システム、
ＣＴシステムを制御し測定結果を再構成および評価するための計算および制御システム、
スライスデータまたはボリュームデータを出力するための出力ユニット、
位相コントラスト測定によって測定されかつ空間的に再構成された屈折率分布と、記憶された値範囲および関係のあるプラーク型とを比較するためのルックアップテーブルを有するメモリ、
出力されたスライスデータまたはボリュームデータ上において、少なくとも１つのプラーク型の値範囲内の屈折率を有する範囲にマークをつけるマーキング装置、
を有する。
【００３２】
計算システムのメモリ内に、異なるプラーク型を屈折率の異なる値範囲に基づいて検出しかつ異ならせて強調表示するプログラムコードが存在するとよい。
【００３３】
特別な実施態様において、このようなＣＴシステムはガントリ上に角度をずらされて配置された２つの焦点−検出器システムを有する。模範的な実施態様において、２つの焦点−検出器システムのうち第１の焦点−検出器システムが第２の焦点−検出器システムよりも小さいファン角を有し、第１の焦点−検出器システムが角度分解能に関して第２の焦点−検出器システムよりも高い分解能の分析器−検出器システムを有する。
【００３４】
更に、本発明によるＣＴシステムが第２の焦点−検出器システムよりも小さいファン角を持つ第１の焦点−検出器システムを有し、第１の焦点−検出器システムだけが分析器−検出器システムを有し、第２の焦点−検出器システムはＸ線光学格子を有せず吸収データの測定のみに用いられるとよい。
【００３５】
第１の焦点−検出器システムが第２の焦点−検出器システムよりも著しく小さい焦点を有するとよい。これによって、小焦点により、位相コントラスト測定に必要である準コヒーレントＸ線を発生することができる。代替として、少なくとも１つの焦点−検出器システムが、準コヒーレントＸ線を発生するために焦点と患者の間に少なくとも１つの線源格子を有するとよい。
【００３６】
更に、ＣＴシステムの少なくとも１つの焦点−検出器システムが、分析格子を持つ分析器−検出器システムを有するとよい。同様に、少なくとも１つの焦点−検出器システムにおいて検出器を持つ分析器−検出器システムが存在し、位相格子の格子線に対して垂直方向での検出器の角度分解能（点／角度で測定）が、格子線の方向での分解能の少なくとも３倍高いとよい。
【００３７】
できるだけ柔軟なかつ異なるＸ線エネルギーに対して容易に同調可能なＣＴシステムを得るためには、少なくとも１つの焦点−検出器システムがＸ線光学格子を有し、Ｘ線光学格子の格子線が定在波によって発生されることもよい。
【００３８】
更に、簡単かつコスト的に手頃な製造の理由から、少なくとも１つの焦点−検出器システムが、多数の同種の直接的に相前後して配置された格子からなるＸ線光学格子を有するとよい。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３９】
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。ここでは本発明の理解に必要な特徴のみが示されている。
図１は線源格子、位相格子および分析格子およびそれらの格子構造が表示されている焦点−検出器システムの縦断面を示し、
図２は干渉現象を表示するために位相格子、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３は分析格子なしの本発明による焦点−検出器システムの概略３Ｄ図を示し、
図４は位相格子が前置されている検出素子の３次元表示を示し、
図５は種々の格子セットを有するＣＴの９０°ずらされた２つの焦点−検出器システムの概略的な断面を示し、
図６は本発明によるＣＴシステムの３Ｄ表示を示し、
図７は異なるプラーク型を有する冠状血管分岐の表示を示す。
【００４０】
図においては次の符号が使用されている。
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：スライス画像からの切抜画像、１３：管状血管構造、１４：石灰化プラーク、１５：ソフトプラーク、１６：石灰化プラーク、Ａ，Ｂ：測定経路、ｄ，ｄ1，ｄ2：位相格子−分析格子距離、ｄＮ／Ｎ：微分光子流、Ｄ1，Ｄ2：検出器、Ｅi：ｉ番目の検出素子、Ｆ1，Ｆ2：焦点、Ｇ0，Ｇ01，Ｇ02：線源格子、Ｇ1，Ｇ11，Ｇ12：位相格子、Ｇ2，Ｇ21，Ｇ22：分析格子、ｈ0，ｈ1，ｈ2，ｈ11，ｈ12：格子突条部の高さ、Ｉ（Ｅi（ＸG））：格子ずれｘGの際に検出素子Ｅiで測定された強度、Ｉ：格子流の強度、ＩPh：位相コントラスト測定による画像表示、ＩA：吸収測定による画像表示、ＩPh,A：位相コントラスト測定による画像表示と吸収測定による画像表示との合成表示、ｌ，ｌ1，ｌ2：線源格子−位相格子距離、ｎ：屈折率、Ｐ：患者、Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2：格子線の周期、ＰDS：シンチレーション条帯の周期、Ｐｒｇn：プログラム、Ｓ：システム軸線、Ｓi：Ｘ線、ＳＳx：シンチレーション条帯、ｗ：焦点広がり、ｘG：分析格子のずれ、μ：吸収係数、λ，λ1：観察されたＸ線の波長、φ：位相シフト。
【００４１】
位相コントラスト測定をよりよく理解するために、図１に概略的に格子セットＧ0〜Ｇ2を有する焦点−検出器システムを示す。第１の格子Ｇ0の前に焦点Ｆ1があり、この焦点Ｆ1の最大の広がりがｗを付されている。第１の格子Ｇ0は格子線の周期Ｐ0および格子の溝の間に形成された突条部の高さｈ0を持っている。したがって、格子Ｇ1，Ｇ2も、格子の溝の間に形成された突条部の高さｈ1，ｈ2および周期Ｐ1，Ｐ2を備えている。位相測定の機能のために、格子Ｇ0と格子Ｇ1との間の距離ｌおよび格子Ｇ1と格子Ｇ2との間の距離ｄは、互いに定められた関係にある。この場合に、
Ｐ0＝Ｐ2×（ｌ／ｄ）
が当てはまる。
【００４２】
検出素子Ｅ1〜Ｅnと最後の格子Ｇ2との距離は取るに足らない。位相格子の突条部の高さｈ1は、観察された波長、したがって観察されたＸ線エネルギーに応じてかつその都度の格子材料に関連して次式が当てはまるように選ばれるべきである。
ｈ1＝λ／｛２（２ｎ−１）｝
なお、ｎは格子材料の屈折率、λは位相シフトが測定されるべきＸ線波長である。この格子は、使用された陽極のＸ線スペクトルにおいて特性線に対応するエネルギーに設定されると好ましく、少なくともこのエネルギー範囲において十分な光子数を使用できるようにした方がよい。現在通常に用いられているタングステン陽極の場合、例えばＫα線が使用されるとよい。しかしながら、隣接するＫβ線を使用することもできる。他の陽極材料を選択する場合には位相格子の異なったエネルギー、従って異なった寸法が必要である。
【００４３】
分析格子の高さｈ2は、Ｘ線が透過する突条部とその格子の十分な欠落個所（溝）との間の有効な吸収差を発生するために、すなわち裏側に相応の干渉パターンを提供するために十分でなければならない。
【００４４】
格子Ｇ0〜Ｇ2の線方位は、３つの格子Ｇ0〜Ｇ2の全ての格子線が互いに平行に延びているように規則正しく実施されている。しかしながら、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ていると好ましいが、しかし必要ではない。格子Ｇ0〜Ｇ2はたいてい平らに形成され、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。しかしながら、基本的には、格子表面をコーンビームのビーム経過に次のように、すなわち、あらゆる位置において格子が焦点とそれぞれの検出素子とのビーム接続線と垂直に交差するように合わせることもできる。それから格子の相応の曲率が生じる、すなわち格子が相応に湾曲して形成される。
【００４５】
図２には、格子Ｇ0から到来し患者Ｐを透過する個々のコヒーレントＸ線がもう一度示されている。患者Ｐの透過後に位相シフト現象が生じる。これによって格子Ｇ1の通過時に灰色陰影によって表示されている干渉パターンが発生され、この干渉パターンは、格子Ｇ2により、後に続く検出器Ｄ1およびその検出素子に検出素子ごとに異なるＸ線強度を生じ、そこでいわゆるモアレパターン（干渉パターン）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についてずれｘGの関数としての強度Ｉ（Ｅi（ｘＧ））をプロットすると、この検出素子Ｅiにおいて強度Ｉの正弦波状の上昇および下降が得られる。ずれｘGに依存した各検出素子ＥiもしくはＥjのこれらの測定されたＸ線強度Ｉをプロットすると、異なる検出素子は結局は焦点とそれぞれの検出素子との間の空間的なＸ線を表すことが明らかになり、それにより各検出素子について相互の相対的な位相シフトφが決定される。ここでは、
φ＝２πｎ（ｖ／λ）
が成立する。ただし、ｖは検査対象におけるボクセルもしくはピクセルの大きさに相当し、ｎは屈折率であり、λはＸ線の波長である。
【００４６】
このようにして各ビームについて空間内で分析格子をその都度ずらして少なくとも３回の測定によって位相シフトがビームごとに決定され、それから、投影によるＸ線撮影の場合には直接に投影によるＸ線撮影のピクセル値が算出されるか、または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が作成されるので、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要素に、測定された位相シフトのどの成分を属させるべきかを算出することができる。従って、これから、Ｘ線の位相シフトに関して検査対象の局所作用を反映するスライス画像またはボリュームデータが算出される。組成の僅かの差が位相シフトに強い作用を及ぼすので、これによって非常に詳細かつコントラストの強いボリュームデータを、比較的類似した物質とりわけ軟部組織から再現することができる。
【００４７】
多重にずらされた分析格子によって、検査対象を透過するＸ線の位相シフトを検出し、分析格子の背後の検出素子でＸ線強度を測定する前記変形例の場合、各ビームについて分析格子をその都度ずらして少なくとも３回の測定を行なわなければならないという欠点がある。これによって、検査対象の走査が遅くなり、同時に線量被爆が増大する。付加的に、検出用のＸ線の一部は使用された分析格子により格子内で吸収されるので失われる。
【００４８】
代替として、このような分析格子を省き、その代わりに位相格子に続いて配置された検出素子を少なくとも測定時に線量損失が生じないように構造化するとよい。１回の測定により被観察ビームにおける位相シフトを決定可能にする分割が選択されるとよい。
【００４９】
このような焦点−検出器装置が、図３に、コンピュータ断層撮影装置の焦点−検出器システムの３次元図で概略的に示されている。これは１つの焦点Ｆ1を示し、焦点Ｆ1のビーム通路中に線源格子Ｇ0が配置され、検出器側には後続の検出器によって測定される前記干渉現象を発生する位相格子が存在するので、個々の各検出素子は、この検出素子上のＸ線の位相シフトを、正確に言えば平均位相シフトを測定することができる。図示の表示においては、検出器側に、多列検出器として構成されている検出器Ｄ1が示され、各列は多数の検出素子を有し、各検出素子には位相格子Ｇ1の格子構造が前置されている。
【００５０】
格子と検出素子との間の組み合わせが図４に拡大表示されている。ここには検出素子が構造化されて示され、この検出素子は多数のシンチレーション条帯ＳＳ1〜ＳＳ18からなり、これらのシンチレーション条帯ＳＳ1〜ＳＳ18の向きは位相格子Ｇ1の格子線に対して平行に向けられている。ここに示された分割は、分割の基礎原理を示そうとする概略的表示にすぎず、実際における比率は基本的に表示とは相違することを指摘しておく。
【００５１】
実際にはこのような検出素子の大きさは１００〜１０００μｍの範囲にある。シンチレーション条帯ＳＳ1〜ＳＳ18の広がりは周期Ｐ2のオーダ内にあらねばならないが、この周期Ｐ2は一般に約２μｍにあるので、個々のシンチレーション条帯は２つの部分に分割されているならば約１μｍの幅である。より高い分割が選ばれるならば、相応にシンチレーション条帯の幅はμｍ単位の数値の例えば半分に減らされる。シンチレーション条帯の幅は、ここでも、位相シフトが測定される選択されたエネルギーに依存する。
【００５２】
図５においては、本発明によるＣＴシステムにおける角度をずらされて配置された２つの焦点−検出器システムＦ1，Ｄ1およびＦ2，Ｄ2のもう１つの模範的な実施形態が横断面図で概略的に示されている。両焦点−検出器システムは、共通な１つのガントリ上にあり、等しい速度で検査対象、ここでは患者の周りを回転させられ、これに対して、とりわけ患者Ｐがシステム軸線Ｓの方向に移動されるので、スパイラル状の走査が生じる。両焦点−検出器システムＦ1，Ｄ1およびＦ2，Ｄ2には、それぞれ異なる格子セットＧ01，Ｇ11，Ｇ21およびＧ02，Ｇ12，Ｇ22が配置され、これらは異なる間隔ｄ1，ｌ1およびｄ2，ｌ2も有する。位相格子の突条部高さも、位相シフトが測定される所望の検査すべきＸ線エネルギーに応じて合わせられている。このようにして患者Ｐはエネルギーに依存する異なる位相シフトに関して同時に走査可能である。両焦点−検出器システムＦ1，Ｄ1およびＦ2，Ｄ2において異なる加速電圧の使用に関する制限は存在しない。位相コントラスト測定に基づいてそれぞれの吸収データも使用でき、吸収データにより吸収ボリュームデータが再構成可能であることを指摘しておく。焦点−検出器システムのファン角がα1，α2で示されている。図示の場合にはα1＝α2であるが、しかし異なる大きさのファン角も選ぶことができ、特に小さいファン角において高い角度分解能を選ぶとよい。
【００５３】
本発明による方法を実施するための本発明によるＣＴシステムが図６に示されている。これはＸ線管２および対向する検出器３を有する第１の焦点−検出器システムを持つＣＴシステム１を示し、Ｘ線管２および検出器３はガントリハウジング６内の詳しくは図示されていないガントリ上に配置されている。第１の焦点−検出器システム２，３のビーム通路内には図１ないし図３によるガントリ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は、第１の焦点−検出器システムのビーム通路内に送り込まれ、そこで走査される。ＣＴシステム１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、前述の本発明による方法を実行し、かつ測定されビームに依存する位相シフトおよび吸収から相応のスライス画像を再構成するプログラムＰｒｇ1〜Ｐｒｇnが記憶されている。
【００５４】
本発明による方法の変形の実施が破線で示された枠内に概略的に示されている。それにしたがって、ＣＴ１によって焦点−検出器システム２，３により、またはずらされて配置された２つの焦点−検出器システム２，３および４，５によって、経路Ａにしたがって位相シフトが決定され、それゆえ図示されたＸ線スペクトルにおける特性線に関して屈折率ＩPhの空間的分布が決定される。同時に経路Ｂを介して患者Ｐの吸収特性が決定され、それにともなって吸収係数ＩAの空間分布が再構成される。患者のこの検査が冠状血管に関係する場合には、患者の走査は心臓の運動信号の使用のもとに行なわれる。例えば、図６に一点鎖線で示されているように、心電図（ＥＣＧ）誘導が行なわれるとよく、あるいはカイモグラムにより心臓運動が検出されてもよい。この特別な走査変形の場合には、画像作成のデータのみが走査されるか、もしくは画像作成のデータのみが使用され、データはできるだけ運動のない時相において取得される。
【００５５】
両画像データＩPh，ＩAから、今や、合成表示ＩPh,Aにおいて、患者の管構造内の非常に区別された評価を形成することができる。
【００５６】
例えば、先ず公知の方法により管構造内のプラーク範囲のセグメンテーションが行なわれ、引続いて位相コントラスト画像によるプラークの区別された評価が行なわれる。
【００５７】
後でプラーク評価を行うことのできるこのようなセグメンテーションの結果が図７に示されている。これは、セグメント化された冠状血管構造１３を有する冠状血管領域の画像部分１２を示す。冠状血管構造１２内には吸収測定によってプラークとして認識された３つの動脈縁部範囲１４，１５，１６を認識することができる。断層撮影による位相コントラスト撮影によって測定された激しく異なる屈折率に基づいて範囲１４，１６は石灰化プラーク、したがって僅かな病原のプラークとして識別されたのに対して、範囲１５は強い梗塞危険を含んでいるソフトプラークとして識別された。
【００５８】
本発明の上述の特徴は、その都度述べた組み合わせにおいてのみならず、本発明の枠を逸脱することなく他の組み合わせまたは単独にて使用可能である。
【図面の簡単な説明】
【００５９】
【図１】線源格子、位相格子および分析格子およびそれらの格子構造が表示されている焦点−検出器システムの縦断面図
【図２】干渉現象を表示するために位相格子、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
【図３】分析格子なしの本発明による焦点−検出器システムの概略図
【図４】位相格子が前置されている検出素子の概略図
【図５】種々の格子セットを有するＣＴの９０°ずらされた２つの焦点−検出器システムの概略的な断面図
【図６】本発明によるＣＴシステムの概略図
【図７】異なるプラーク型を有する冠状血管分岐の画像を示す図
【符号の説明】
【００６０】
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                スライス画像からの切抜画像
１３                管状血管構造
１４                石灰化プラーク
１５                ソフトプラーク
１６                石灰化プラーク
Ａ，Ｂ              測定路
ｄ，ｄ1，ｄ2      位相格子−分析格子距離
ｄＮ／Ｎ            微分光子流
Ｄ1，Ｄ2          検出器
Ｅi                ｉ番目の検出素子
Ｆ1，Ｆ2          焦点
Ｇ0，Ｇ01，Ｇ02  線源格子、
Ｇ1，Ｇ11，Ｇ12  位相格子、
Ｇ2，Ｇ21，Ｇ22  分析格子、
ｈ0，ｈ1，ｈ2      格子突条部の高さ
ｈ11，ｈ12        格子突条部の高さ
Ｉ（Ｅi（ＸG））  格子ずれＸGの際に検出素子Ｅiで測定された強度
Ｉ                  格子流の強度
ＩPh              位相コントラスト測定による画像表示
ＩA                吸収測定による画像表示
ＩPh,A            位相コントラスト測定による画像表示と吸収測定による画像表示との合成表示
ｌ，ｌ1，ｌ2       線源格子−位相格子距離
ｎ                  屈折率
Ｐ                  患者
Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2      格子線の周期
ＰDS              シンチレーション条帯の周期
Ｐｒｇn            プログラム
Ｓ                  システム軸線
Ｓi                Ｘ線
ＳＳx              シンチレーション条帯
ｗ                  焦点広がり
ｘG                分析格子のずれ
μ                  吸収係数
λ，λ1            観察されたＸ線の波長
φ                  位相シフト
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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