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Dokumentenidentifikation DE10322137A1 16.12.2004
Titel Röntgengerät mit verbesserter Effizienz
Anmelder Siemens AG, 80333 München, DE
Erfinder Popescu, Stefan, Prof., 91056 Erlangen, DE
DE-Anmeldedatum 16.05.2003
DE-Aktenzeichen 10322137
Offenlegungstag 16.12.2004
Veröffentlichungstag im Patentblatt 16.12.2004
IPC-Hauptklasse G01N 23/06
IPC-Nebenklasse G01N 23/04   A61B 6/00   G03B 42/02   
Zusammenfassung Die vorliegende Erfindung betrifft ein Röntgengerät, insbesondere ein Röntgen-Computertomographie(CT)-Gerät, das zumindest eine Röntgenquelle (1), ein oder mehrere der Röntgenquelle (1) gegenüberliegende erste Röntgendetektorelemente (2) sowie ein zwischen der Röntgenquelle (1) und den Röntgendetektorelementen (2) liegendes Untersuchungsvolumen (3) umfasst, wobei Röntgenstrahlung aus einem ersten räumlichen Winkelbereich (4a) einer Röntgenemission (8) der Röntgenquelle (1) durch einen ersten Bereich des Untersuchungsvolumens (3) auf die ersten Röntgendetektorelemente (2) gerichtet ist. Das Röntgengerät zeichnet sich dadurch aus, dass ein oder mehrere Strahlumlenkelemente (5a, 5b) für Röntgenstrahlung sowie ein oder mehrere weitere Röntgendetektorelemente (6) oder Gruppen von Röntgendetektorelementen (6) so am Röntgengerät angeordnet sind, dass durch die ein oder mehreren Strahlumlenkelemente (5a, 5b) Röntgenstrahlung aus ein oder mehreren weiteren räumlichen Winkelbereichen (4b, 4c) der Röntgenemission (8) der Röntgenquelle (1) durch den ersten oder ein oder mehrere weitere Bereiche des Untersuchungsvolumens (3) auf die weiteren Röntgendetektorelemente (6) gerichtet wird. Das Röntgengerät ermöglicht eine verbesserte energetische Ausnutzung der Röntgenemission, schnellere Scanzeiten sowie verringerte Artefakte bei Mehrschicht-Röntgen-CT-Geräten.

Beschreibung[de]

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Röntgengerät, insbesondere ein Röntgen-Computertomographie(CT)-Gerät, das zumindest eine Röntgenquelle, ein oder mehrere der Röntgenquelle gegenüberliegende erste Röntgendetektorelemente sowie ein zwischen der Röntgenquelle und den Röntgendetektorelementen liegendes Untersuchungsvolumen umfasst, wobei Röntgenstrahlung aus einem ersten räumlichen Winkelbereich einer Röntgenemission der Röntgenquelle durch einen ersten Bereich des Untersuchungsvolumens auf die ersten Röntgendetektorelemente gerichtet ist.

Röntgengeräte der genannten Art spielen insbesondere im Bereich der bildgebenden medizinischen Technik eine wesentliche Rolle. In diesem Bereich werden zunehmend digitale Bildaufnahmetechniken eingesetzt, bei denen die durch ein im Untersuchungsvolumen positioniertes Objekt hindurchdringende Röntgenstrahlung ortsaufgelöst erfasst wird, um ein entsprechend örtlich aufgelöstes Röntgenbild zu erzeugen. Mit der Technik der Röntgen-Computertomographie ist es möglich, nahezu beliebige Schnittbilder durch das Untersuchungsobjekt zu rekonstruieren und dem Benutzer darzustellen.

Ein Computertomograph umfasst unter anderem eine Röntgenröhre, Röntgendetektoren und einen Patientenlagerungstisch. Die Röntgenröhre und die Röntgendetektoren sind an einer Gantry angeordnet, welche während der Messung um den Patientenlagerungstisch bzw. eine parallel zu diesem verlaufende Untersuchungsachse, die z-Achse, rotiert. Der Patientenlagerungstisch kann dabei relativ zu der Gantry entlang der Untersuchungsachse bewegt werden. Die Röntgenröhre erzeugt ein in einer Schichtebene senkrecht zur Untersuchungsachse fächerförmig aufgeweitetes Röntgenstrahlenbündel. Dieses Röntgenstrahlbündel durchdringt bei Untersuchungen in der Schichtebene eine Schicht eines Objektes, beispielsweise eine Körperschicht eines Patienten, welcher auf dem Patientenlagerungstisch gelagert ist, und trifft auf die der Röntgenröhre gegenüberliegenden Röntgendetektoren auf. Der Winkel, unter dem das Röntgenstrahlbündel die Körperschicht des Patienten durchdringt und gegebenenfalls die Position des Patientenlagerungstisches relativ zu der Gantry verändern sich während der Bildaufnahme mit dem Computertomographen kontinuierlich.

Die Intensität der Röntgenstrahlen des Röntgenstrahlbündels, welche nach der Durchdringung des Patienten auf die Röntgendetektoren treffen, ist abhängig von der Schwächung der Röntgenstrahlen durch den Patienten. Dabei erzeugt jedes Detektorelement der Röntgendetektoren in Abhängigkeit von der Intensität der empfangenen Röntgenstrahlung ein Spannungssignal, welches einer Messung der globalen Transparenz des Körpers für Röntgenstrahlen von der Röntgenröhre zu dem entsprechenden Röntgendetektorelement entspricht. Ein Satz von Spannungssignalen der Röntgendetektoren, welche Schwächungsdaten entsprechen und für eine spezielle Position der Röntgenstrahlquelle relativ zu dem Patienten aufgenommen wurden, wird als Projektion bezeichnet. Ein Satz von Projektionen, welche an verschiedenen Positionen der Gantry während der Umdrehung der Gantry um den Patienten aufgenommen wurden, wird als Scan bezeichnet. Der Computertomograph nimmt viele Projektionen an verschiedenen Positionen der Röntgenstrahlquelle relativ zum Körper des Patienten auf, um ein Bild zu rekonstruieren, welches einem zweidimensionalen Schnittbild des Körpers des Patienten oder einem dreidimensionalen Bild entspricht. Das gängige Verfahren zur Rekonstruktion eines Schnittbildes aus aufgenommenen Schwächungsdaten ist als das Verfahren der gefilterten Rückprojektion bekannt.

Bei zahlreichen Anwendungen der Computertomographie ist es erforderlich, die Röntgenaufnahme mit möglichst kurzer Aufnahmezeit durchzuführen. Dies betrifft vor allem Aufnahmen von Körperbereichen oder Organen mit hoher Biokinetik, wie bspw. Aufnahmen des Herzens eines Patienten, das sich ständig periodisch bewegt. Für die Erstellung dreidimensionaler Röntgenaufnahmen des Herzens besteht zwar die Möglichkeit, Elektronenstrahl-CT-Systeme (EBCT) einzusetzen, diese Systeme sind jedoch extrem teuer und liefern zudem eine schlechtere Bildqualität als heutzutage gebräuchliche Mehrschicht-CT-Systeme der dritten Generation. Ein Lösungsansatz zur Aufnahme von 3D-Röntgenbildern des Herzens besteht in der Synchronisation der Röntgenbestrahlung und Datenerfassung mit einem EKG-Signal. Diese Technik ist unter dem Begriff EKG-gesteuerter Scan (EKG-Gating) bekannt. Durch diese Taktung wird jeweils nur eine Röntgenbestrahlung sowie Datenerfassung mit den Röntgendetektoren vorgenommen, wenn das Herz elektrisch und mechanisch im annähernd gleichen Zustand ist. Ein Problem besteht jedoch darin, dass die Gantry-Rotation nicht notwendigerweise mit der Herzfrequenz synchronisiert ist. Dies führt dazu, dass in Abhängigkeit vom Verhältnis der Rotationsgeschwindigkeit und der Herzfrequenz möglicherweise einige Projektionsrichtungen nicht aufgezeichnet werden, so dass die spätere Rekonstruktion aus den aufgezeichneten Daten schwierig ist. In der klinischen Praxis werden dem Patienten daher für die Röntgen-CT-Aufnahme des Herzens Wirkstoffe verabreicht, die die Herzfrequenz künstlich absenken. Dies führt jedoch zu Röntgenaufnahmen des Herzens, bei denen sich dieses in einem modifizierten Zustand befindet, der sich negativ auf die abschließende Diagnostik auswirken kann.

Eine Möglichkeit zur Verbesserung der obigen Situation besteht darin, die Anzahl der Projektionen, die bei jeder Position der Gantry aufgezeichnet werden, zu erhöhen, bspw. durch Montage einer zweiten Röntgenquelle sowie eines zweiten Röntgendetektors an der Gantry. Eine zweite Röntgenquelle erhöht jedoch den Leistungsverbrauch und die innerhalb der Gantry erzeugten Temperaturen in gleicher Weise wie die Kosten des Systems sowie der Wartung, da die Röntgenquelle grundsätzlich ein Teil mit geringer Lebensdauer ist.

Ein weiteres Problem der bisher in der Praxis gebräuchlichen Röntgengeräte besteht in der geringen energetischen Effizienz der darin eingesetzten Röntgenröhren. Nur etwa 1% der von diesen Röntgenröhren aufgenommenen Leistung wird in Röntgenenergie umgewandelt, während 99% als für diese Anwendung nutzlose Wärme abgegeben werden. Ein weiterer Nachteil der eingesetzten Röntgenröhren besteht systembedingt darin, dass die durch Elektronenbestrahlung erzeugte Röntgenemissionsfläche der Anode die Röntgenstrahlung in einem sehr großen räumlichen Winkelbereich abstrahlt, von dem nur ein kleiner Bereich über das Austrittsfenster der Röntgenröhre direkt für die Erzeugung der Röntgenbilder eingesetzt werden kann. Dies resultiert aus der Vorgabe eines in einer Richtung, der sog. z-Richtung des Röntgen-CT-Gerätes, möglichst schmalen Röntgenstrahlbündels, das in der dazu senkrechten Richtung fächerförmig aufgeweitet ist, um die entsprechenden Schichten des Untersuchungsobjektes nacheinander mit der Röntgenstrahlung beaufschlagen zu können. Der restliche, nicht genutzte Anteil der Röntgenemission wird dann innerhalb der Röntgenröhre oder von einer entsprechenden Blende absorbiert.

Für viele Anwendungen werden heutzutage bereits Mehrschicht-CT-Geräte eingesetzt, die eine bessere Ausnutzung der erzeugten Röntgenemission sowie schnellere 3D-Röntgenaufnahmen ermöglichen. Bei diesen Geräten wird der Röntgenstrahl auch in z-Richtung kegelförmig aufgeweitet und deckt somit ein größeres Objektvolumen je Aufnahmeposition der Gantry ab. Auf der der Röntgenröhre gegenüberliegenden Seite des Untersuchungsvolumens wird hierbei ein Detektorarray aus mehreren parallelen Reihen von Röntgendetektorelementen eingesetzt, so dass in jeder Aufnahmeposition eine Vielzahl von Schichten des Objektes aufgenommen werden kann. Diese Aufnahmetechnik bringt jedoch neue Probleme mit sich. So ergeben sich zum einen für jede der durchstrahlten Schichten unterschiedliche effektive Fokusgrößen, die von der Position der Schicht auf der z-Achse abhängen und somit schichtabhängige Artefakte hervorrufen. Weiterhin werden bei einem in z-Richtung stark aufgeweiteten kegelförmigen Strahl aufgrund der kegelförmigen Aufweitung Artefakte produziert, die zwar für eine Anzahl von bis zu 16 Schichten durch aufwendige Techniken korrigiert werden können, aber bei mehr als 16 Schichten hingenommen werden müssen. Ein weiteres Problem bei der genannten Geometrie besteht in der nur teilweisen Abdeckung des Untersuchungsobjektes, da insbesondere an beiden Enden in z-Richtung kegelförmige Bereiche verbleiben, die nicht von Röntgenstrahlung durchdrungen werden. Diese Bereiche führen ebenfalls zu Artefakten im rekonstruierten dreidimensionalen Röntgenbild.

Zur Erhöhung der räumlichen Auflösung und zur Abdeckung eines größeren Untersuchungsvolumens in z-Richtung benötigen Mehrschicht-CT-Systeme eine geringere Fokusgröße sowie eine höhere Leistung der Röntgenröhre. Zudem erfordern Herzanwendungen der Computertomographie eine höhere Rotationsgeschwindigkeit der Gantry und eine kürzere Abtastzeit, so dass eine weitere Erhöhung der Röhrenleistung erforderlich ist. Da die derzeit eingesetzten Röhrenleistungen bereits in Richtung des 100 kW-Bereiches tendieren, besteht eine dringende Notwendigkeit, die Effizienz der Energieausnutzung der Röntgenröhren in Computertomographie-Geräten zu verbessern. Dies verlängert die Lebensdauer der Röntgenröhre und verbessert die Verfügbarkeit der CT-Geräte, da lange Kühlpausen für die Röntgenröhre vermieden werden können.

Ausgehend von diesen bekannten Problemen des Standes der Technik besteht die Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, ein Röntgengerät, insbesondere ein Röntgen-CT-Gerät anzugeben, das eine Verkürzung der Röntgenaufnahmezeiten ohne zusätzliche Artefakte im Röntgenbild ermöglicht und zudem eine verbesserte Energieeffizienz aufweist.

Die Aufgabe wird mit dem Röntgengerät gemäß Patentanspruch 1 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen des Röntgengerätes sind Gegenstand der Unteransprüche oder lassen sich aus der nachfolgenden Beschreibung sowie den Ausführungsbeispielen entnehmen.

Das vorliegende Röntgengerät besteht in bekannter Weise aus einer Röntgenquelle, ein oder mehreren der Röntgenquelle gegenüberliegenden ersten Röntgendetektorelementen sowie einem zwischen der Röntgenquelle und den Röntgendetektorelementen liegenden Untersuchungsvolumen, wobei Röntgenstrahlung aus einem ersten räumlichen Winkelbereich einer Röntgenemission der Röntgenquelle durch einen ersten Bereich des Untersuchungsvolumens auf die ersten Röntgendetektorelemente gerichtet ist. Das Röntgengerät zeichnet sich dadurch aus, dass ein oder mehrere Strahlumlenkelemente für Röntgenstrahlung sowie ein oder mehrere weitere Röntgendetektorelemente oder Gruppen von Röntgendetektorelementen so am Röntgengerät angeordnet sind, dass durch die ein oder mehreren Strahlumlenkelemente Röntgenstrahlung aus ein oder mehreren weiteren räumlichen Winkelbereichen der Röntgenemission der Röntgenquelle durch den ersten oder einen oder mehrere weitere Bereiche des Untersuchungsvolumens auf die weiteren Röntgendetektorelemente gerichtet wird.

Bei dem vorliegenden Röntgengerät wird somit ausgenutzt, dass die von der Anode bekannter Röntgenröhren ausgehende Röntgenemission in einen größeren räumlichen Winkelbereich erfolgt, als er für die Erzeugung eines einzigen für die Durchleuchtung des Objektes erforderlichen Röntgenstrahlbündels genutzt wird. Durch die ein oder mehreren zusätzlichen Strahlumlenkelemente wird gerade die Röntgenstrahlung dieser bisher ungenutzten räumlichen Winkelbereiche auf das zu untersuchende Objekt im Untersuchungsvolumen gerichtet. Auf der gegenüberliegenden Seite sind dann entsprechend weitere Röntgendetektorelemente angeordnet, um die Durchstrahlung des Objektes mit diesen weiteren Röntgenstrahlbündeln zu erfassen, d. h. die durch den Körper verursachte Schwächung dieser Röntgenstrahlen zu messen. Die Strahlumlenkelemente sind dabei derart angeordnet, dass sie entweder den gleichen Bereich des zu untersuchenden Objektes bei einer anderen Blick- bzw. Projektionsrichtung durchleuchten oder einen weiteren Bereich, vorzugsweise in z-Richtung versetzt, unter der gleichen Projektionsrichtung. Die Anzahl der Strahlumlenkelemente sowie der weiteren Röntgendetektorelemente hängt dabei von der beabsichtigten Wirkung ab und ist lediglich durch die Geometrie und die räumliche Verteilung der Röntgenemission der Röntgenquelle begrenzt. Durch die mit den Strahlumlenkelementen ermöglichte bessere Ausnutzung der Röntgenemission der Röntgenquelle wird eine deutliche Verbesserung der energetischen Effizienz des Röntgengerätes erreicht. Gerade beim Einsatz in Röntgen-CT-Geräten werden auf diese Weise durch die Strahlumlenkelemente zusätzliche virtuelle Röntgenquellen geschaffen, mit denen bisher nicht genutzte Röntgenquanten für die Röntgenaufnahmen nutzbar gemacht werden.

Ein weiterer Vorteil dieser ein oder mehreren zusätzlichen Strahlumlenkelemente mit den zugehörigen Röntgendetektorelementen besteht darin, dass bei jeder Position der Gantry zusätzliche Projektionen aufgenommen werden – ohne die Röntgenleistung erhöhen zu müssen – so dass die Aufnahmegeschwindigkeit im Vergleich zu herkömmlichen Röntgen-CT-Geräten erhöht werden kann. Gerade die Aufnahmemöglichkeiten von bewegten Körperteilen wie dem Herzen werden dadurch deutlich verbessert. Beim vorliegenden Röntgengerät ist es je nach Ausbildung, Ausrichtung und Anordnung der Strahlumlenkelemente auch möglich, das Objekt mit parallel zueinander verlaufenden Röntgenstrahlbündeln mit jeweils zumindest annähernd parallelem Strahlquerschnitt zu durchleuchten, die einerseits den Rekonstruktionsaufwand bei der Rekonstruktion der dreidimensionalen Bilder aus den gemessenen Rohdaten verringern und andererseits auch eine verbesserte Volumenabdeckung in z-Richtung ohne die bei bekannten Mehrschicht-Geräten auftretenden Artefakte ermöglichen.

Als Strahlumlenkelemente können beim vorliegenden Röntgengerät unterschiedliche aus dem Stand der Technik bekannte Elemente eingesetzt werden. Ein Beispiel sind sog. Super-Spiegel, die die Röntgenstrahlung unter Ausnutzung der Bragg-Reflexion ablenken. Mit derartigen Super-Spiegeln, die aus einem synthetisch erzeugten Mehrschicht-System gebildet sind, lassen sich die aus dem jeweiligen räumlichen Winkelbereich emittierten Röntgenstrahlen beliebig ablenken und formen, so dass bspw. auch parallele oder konvergierende Strahlbündel geformt werden können. Die Spiegel sind hierzu parabolisch geformt und bestehen aus mehreren kristallinen Schichten, bei denen der Schichtabstand in einer kontrollierten Weise variiert, um die Bragg-Reflexion zu erreichen. Derartige Super-Spiegel sind bspw. aus "Parallel-Beam Coupling into Channel-Cut Monochromators Using Curved Graded Multilayers", M. Schuster and H. Gobel, Siemens AG, J. Phys. D: Appl. Phys. 28 (1995) A270 – A275; "Broad-band Focusing of Hard X-rays using a Supermirror", Hoghoj, Joensen et al., OSA: Physics of X-ray Multilayer Structures (1994); "Measurement of multilayer reflectivities from 8 keV to 130 keV", Hoghoj, Joensen et al., SPIE Vol. 2001, p. 354-359 (1994); "Göbel Mirrors for Parallel-Beam Conditions", Bruker AXS, Inc.- Analytical X-ray Systems, http://www.bruker-axs.com; "Twin Göbel Mirrors – The Real Parallel Beam Concept", Bruker AXS, Inc.-Analytical X-ray Systems, http://www.bruker-axs.com, bekannt. Sie ermöglichen die Umlenkung und Formung von Röntgenstrahlen im harten Röntgenbereich bis hin zu 70 keV unter relativ großen Akzeptanzwinkeln und mit hoher Effizienz von 30 – 60 %. Zusätzlich zu diesen Super-Spiegeln können auch bekannte Kristalle für die Bragg-Reflexion eingesetzt werden, so dass durch die Kombination aus Super-Spiegel und einem derartigen üblichen Bragg-Reflektor, der als Monochromator dient, ein paralleler monochromatischer Röntgenstrahl erzeugt werden kann.

Eine weitere Möglichkeit zur Ausgestaltung der Strahlumlenkelemente für das vorliegende Röntgengerät besteht in der Verwendung eines oder mehrerer Bündel hohler Kapillarröhrchen, in denen die Röntgenstrahlung wie in einer Lichtleitfaser geleitet wird. Derartige Bündel bestehen in der Regel aus hohlen Glasfasern und sind auch unter dem Begriff Kumakhov-Optik oder Polykapillar-Optik bekannt. Sie können zur Kollimierung, Filterung und Fokussierung sowohl von Röntgenstrahlung als auch von Neutronen eingesetzt werden. Beispiele für derartige Umlenkelemente können den Veröffentlichungen "X-ray concentrator will expand window on high-energy universe", Science@NASA, http://science.msfc.nasa.gov/newhome/headlines; "Capillary X-ray Optics – Introduction", Center for X-ray Optics, Universitiy of Albany, NY, http://www.albany.edu/x-ray-optics/intro.html; "Parallel Beam X-Ray Diffraction, Application notes 201 and 202", X-RAY Optical Systems Inc., Albany-NY, USA, http://www.xos.com, entnommen werden. Mit dieser Polykapillar-Optik ist es möglich, durch entsprechende Biegung der Kapillaren die aus einem räumlichen Winkelbereich kommende Röntgenstrahlung umzulenken und in beinahe beliebiger Weise zu formen. Diese Optik ermöglicht die Erfassung eines breiten Winkelbereiches und großer Energiebereiche (200 eV – 30 keV) mit einer hohen Effizienz von 10 – 50%. Die Technik beruht auf der Totalreflexion der Röntgenstrahlung innerhalb der hohlen Glaskapillaren, die Durchmesser zwischen 5 und 50 &mgr;m aufweisen. Röntgenstrahlen, die unter dem kritischen Winkel in diese Kapillaren eintreten werden nahezu verlustlos entlang der Kapillarkanäle transportiert. Mit einer derartigen Optik ist es auch möglich, die Röntgenstrahlung zu fokussieren, bspw. auf Fokusdurchmesser von 20 &mgr;m oder weniger, um somit einen höheren Röntgenfluss bei geringerer Leistung der Röntgenröhre erzeugen zu können. Gerade für Röntgen-CT-Geräte bildet der Einsatz einer derartigen Optik als Strahlumlenkelemente besondere Vorteile, da ein großer Raumwinkelbereich der Röntgenstrahlung erfasst werden und die Röntgenstrahlung nahezu beliebig, insbesondere auch zur Erzeugung eines quasi parallelen Strahlbündels geformt werden kann. Diese Technik vermindert zudem die Streuung und erhöht die Transmission von Primärröntgenquanten, so dass ein höherer Kontrast bei reduzierter Röntgendosis für den Patienten erreicht wird. Durch die nahezu beliebige Formbarkeit kann das Röntgenbild auch vergrößert oder verkleinert erzeugt werden.

In einer vorteilhaften Ausführungsform des vorliegenden Röntgengerätes sind die Strahlumlenkelemente derart angeordnet, dass der mit der Röntgenstrahlung aus einem ersten räumlichen Winkelbereich durchstrahlte erste Bereich des Untersuchungsvolumens auch von den über die Strahlumlenkelemente auf die weiteren Röntgendetektorelemente geführten Röntgenstrahlung aus den weiteren räumlichen Winkelbereichen durchleuchtet wird. Hierdurch wird die gleichzeitige Durchleuchtung des Objektes unter verschiedenen Projektionsrichtungen ermöglicht, ohne hierzu die Röntgenleistung erhöhen zu müssen oder weitere Röntgenquellen vorsehen zu müssen. Vor allem beim Einsatz in einem Röntgen-Computertomographen, bei dem die Röntgenquelle, die Strahlumlenkelemente sowie die Röntgendetektoren an der Gantry angeordnet sind, lässt sich auf diese Weise ein schnellerer Scan durchführen, da je Position der Gantry gleichzeitig mehrere Projektionsrichtungen aufgezeichnet werden. Vorzugsweise sind hierbei in der gleichen Ebene senkrecht zur z-Achse, in der auch die Röntgenquelle liegt, die beiden Strahlumlenkelemente beidseitig der Röntgenquelle angeordnet, so dass die hierdurch erzeugten drei Projektionsrichtungen in einer Ebene liegen.

Selbstverständlich ist das vorliegende Röntgengerät nicht auf zwei Strahlumlenkelemente begrenzt. Je nach gewünschtem Effekt lassen sich vielmehr auch nur ein zusätzliches Strahlumlenkelement oder deutlich mehr als zwei Strahlumlenkelemente zusammen mit den entsprechenden Röntgendetektorelementen einsetzen. Auch eine Ausgestaltung als C-Arm-Gerät oder als einfaches Röntgengerät ohne rotierende Gantry ist möglich, falls mehr als eine Projektion bei der Röntgenbildaufnahme gewünscht ist.

In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung wird das vorliegende Röntgengerät als Mehrschicht-CT-Röntgengerät eingesetzt. Die Strahlumlenkelemente sowie die Gruppen von Röntgendetektorelementen sind dabei so am Röntgengerät angeordnet, dass in Achsenrichtung der Rotationsachse der Gantry, die der z-Achse entspricht, hintereinander liegende Bereiche des Untersuchungsvolumens in mehreren im Wesentlichen parallelen Ebenen von Röntgenstrahlbündeln durchleuchtet werden. Die ein oder mehreren Röntgenstrahlbündel jeder dieser Ebenen durchleuchten dabei eine oder mehrere Schichten des Untersuchungsobjektes, die dann entsprechend rekonstruiert werden können. Die Röntgenstrahlung kann dabei durch die Strahlumlenkelemente so geformt werden, dass sie ein in der Ebene paralleles Strahlbündel oder ein in der Ebene fächerförmig aufgeweitetes Strahlbündel erzeugen. Je nach Breite dieses Röntgenstrahlbündels in der dazu senkrechten Richtung, der z-Richtung, können durch jedes dieser Röntgenstrahlbündel eine oder auch mehrere Schichten erfasst werden. Bei der Erfassung mehrerer Schichten müssen selbstverständlich entsprechend mehrere Reihen von Röntgendetektorelementen auf der gegenüberliegenden Seite des Untersuchungsvolumens vorgesehen sein. Diese Reihen von Röntgendetektorelementen sind bei bekannten Mehrschicht-Röntgen-CT-Geräten bereits in Form eines großflächigen Detektorarrays realisiert, das in gleicher Weise auch beim vorliegenden Röntgengerät eingesetzt werden kann. Die Anzahl der pro Strahlumlenkelement erfassbaren Schichten hängt dabei lediglich von der Strahlaufweitung oder der Strahldicke (bei parallelem Strahlquerschnitt) in z-Richtung ab, die durch geeignete Ausgestaltung des Strahlumlenkelementes vorgegeben werden können.

Diese Ausgestaltung des vorliegenden Röntgengerätes vermeidet die Artefakte, die bei den bekannten Geräten durch die starke kegelförmige Aufweitung des Röntgenstrahlbündels in z-Richtung verursacht werden, da das gleiche Volumen nun mit annähernd parallel liegenden Röntgenstrahlbündeln durchleuchtet werden kann. In gleicher Weise wird die nur teilweise Durchleuchtung, die bei den bisherigen kegelförmigen Röntgenstrahlbündeln an beiden Enden des Untersuchungsbereiches in z-Richtung auftritt, vermieden. Insbesondere muss bei ansonsten gleichem Kontrast eine deutlich verringerte Röhrenleistung eingestellt werden, da die bisher ungenutzte Röntgenemission bei der Röntgenaufnahme genutzt wird.

In einer weiteren Ausgestaltung des vorliegenden Röntgengerätes wird nicht lediglich ein Strahlumlenkelement eingesetzt, um die gesamte Erstreckung des untersuchten Bereiches senkrecht zur z-Richtung abzudecken, sondern mehrere nebeneinander liegende Strahlumlenkelemente. Bei dieser Ausgestaltung kann der untersuchte Bereich daher mit einer Vielzahl von in zwei Dimensionen parallel liegenden Röntgenstrahlbündeln durchleuchtet werden. Dies ermöglicht bei geeigneter Ausbildung der Strahlumlenkelemente die verbesserte Nutzung von Streustrahlenrastern auf der Detektorseite, so dass das Signal-Rausch-Verhältnis der Aufnahmen deutlich erhöht werden kann. Jedes einzelne Strahlumlenkelement formt dabei das Röntgenstrahlbündel so, dass es das Untersuchungsobjekt annähernd parallel durchdringt oder auf das jeweils gegenüberliegende Röntgendetektorelement fokussiert wird, über dem ein zellartiges Streustrahlenraster angeordnet ist.

Die Ausgestaltung des vorliegenden Röntgengerätes ermöglicht auch eine besondere Form des Elektronenstrahlfokus auf der rotierenden Röntgenanode, wie sie in den bekannten Röntgenröhren des Standes der Technik zum Einsatz kommt. Bei einer Erzeugung dieses Fokus als Linie in radialer Richtung bezüglich der Rotation der Anode wird durch jedes Strahlumlenkelement dieser radiale Linienfokus als in z-Richtung verlaufende Linie auf die Röntgendetektorelemente abgebildet. Diese Ausgestaltung ermöglicht eine bessere Wärmeableitung in die rotierende Anode durch Reduktion der Spitzenleistung in das Brennband, d. h. die Fokusspur auf der rotierenden Anodenoberfläche. Dies führt zu einer höheren HU-Kapazität (Head Unit) der Röntgenröhre.

Der Einsatz einer größeren Anzahl von Strahlumlenkelementen, die sowohl in z-Richtung hintereinander als auch nebeneinander angeordnet sind, ermöglicht durch geeignete Ausgestaltung dieser Strahlumlenkelemente die Erzeugung eines wesentlich größeren Elektronenfokus auf der Röntgenanode, als dies bisher realisierbar ist. Bei der bisherigen Technik wird ein möglichst kleiner Fokus erzeugt, um eine möglichst punktförmige Röntgenquelle zu erreichen. Bei geeigneter Ausgestaltung der Strahlumlenkelemente des vorliegenden Röntgengerätes lassen sich durch diese Strahlumlenkelemente unterschiedliche kleine Bereiche des Fokus der Anode abbilden, so dass jedes Strahlumlenkelement eine andere Röntgenquelle nutzt. Hierdurch wird eine Vielzahl von nahezu punktförmigen Röntgenquellen geschaffen, die nicht durch die Fläche des Fokus der Anode sondern lediglich durch die Leistung der Abbildungsoptik bestimmt werden. Der Fokus der Röntgenanode lässt sich dadurch sehr groß gestalten, so dass die lokale Hitzebelastung der Anode deutlich reduziert wird.

Das vorliegende Röntgengerät wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen in Verbindung mit den Zeichnungen nochmals beispielhaft erläutert. Hierbei zeigen:

1 ein Beispiel für den grundsätzlichen Aufbau eines Röntgen-Computertomographie-Gerätes;

2 ein Beispiel für die Röntgenemission der Röntgenquelle sowie den bisher daraus genutzten Anteil der Röntgenstrahlung;

3 schematisch ein Beispiel für eine Ausgestaltung des vorliegenden Röntgengerätes;

4 schematisch ein weiteres Beispiel für eine Ausgestaltung des vorliegenden Röntgengerätes;

5 ein Beispiel für die Röntgenemission der Röntgenquelle sowie den bisher genutzten Anteil der Röntgenstrahlung in einer senkrecht zur Ansicht der 2 gewählten Darstellung;

6 ein Beispiel für die Röntgenstrahlverteilung in z-Richtung eines Mehrschicht-Röntgen-CT-Gerätes des Standes der Technik;

7 ein Beispiel für die Röntgenstrahlführung eines Röntgengerätes gemäß der vorliegenden Erfindung;

8 ein weiteres Beispiel für die Röntgenstrahlführung eines Röntgengerätes gemäß der vorliegenden Erfindung; und

9 ein weiteres Beispiel für die Röntgenstrahlführung eines Röntgengerätes gemäß der vorliegenden Erfindung.

1 zeigt schematisch einen Teil des Aufbaus eines Röntgen-CT-Gerätes, wie er auch vielen Ausgestaltungen des vorliegenden Röntgengerätes mit Ausnahme der Strahlführung der Röntgenstrahlung zugrunde liegt. Das Röntgen-CT-Gerät weist eine Röntgenquelle in Form einer Röntgenröhre 15 auf, die ein fächerförmiges Röntgenstrahlbündel 17 in Richtung auf eine Detektorzeile mit Röntgendetektorelementen 2 emittiert. Sowohl die Röntgenröhre 15 als auch die Detektorelemente 2 sind an einer Gantry 16 angeordnet, welche kontinuierlich um einen Patienten 14 rotieren kann. Der Patient 14 liegt auf einem in 1 nicht dargestellten Patientenlagerungstisch, der sich in die Gantry 16 erstreckt. Die Gantry 16 rotiert in einer x-y-Ebene eines in 1 angedeuteten kartesischen Koordinatensystems x-y-z. Der Patientenlagerungstisch ist entlang der z-Achse, die der Schichtdickenrichtung der jeweils darzustellenden Schichten des Patienten 14 entspricht, beweglich.

Die Ausdehnung des Röntgenstrahlbündels 17 in z-Richtung, in der vorliegenden Darstellung die Richtung senkrecht zur Zeichenebene, wird einerseits durch die Ausdehnung des Fokus 11 auf der Drehanode der Röntgenröhre 15 und andererseits durch die röhrenseitig angeordnete Blende 9 vorgegeben, deren Blendenöffnung in z-Richtung verstellbar ist.

Die Röntgenröhre 15 wird über einen Hochspannungsgenerator 18 mit einer Hochspannung von beispielsweise 120 kV versorgt. Eine Steuerung 19 dient der Ansteuerung der einzelnen Komponenten des Computertomographen, insbesondere des Hochspannungsgenerators 18, der Gantry 16, der Detektorelemente 2 sowie der nicht dargestellten Patientenliege, zur Durchführung der Messdatenaufnahme. Die Messdaten werden an einen Bildrechner 20 weitergeleitet, in dem die Bildrekonstruktion aus den Messdaten durchgeführt wird.

2 zeigt schematisiert die Verteilung der Röntgenemission einer Röntgenröhre, wie sie in Röntgengeräten zum Einsatz kommt. In dieser Darstellung, die eine Schnittebene senkrecht zur z-Achse, d.h. senkrecht zur Rotationsachse der Gantry eines CT-Gerätes darstellt, ist die scheibenförmige Anode 7 der Röntgenröhre sichtbar, die während der Erzeugung von Röntgenstrahlung um ihre zentrale Scheibenachse rotiert. In der Röntgenröhre werden hierbei Elektronenstrahlen erzeugt und auf einen Randbereich der Anode 7 fokussiert. Durch das Auftreffen der beschleunigten Elektroden auf die Anode 7 wird in bekannter Weise Röntgenstrahlung von der durch den Fokus gebildeten Röntgenemissionsfläche freigesetzt. Die Rotation der Anode 7 ist erforderlich, um eine zu starke lokale Überhitzung und damit eine Zerstörung der Anode 7 zu vermeiden. Die räumliche Verteilung der von dem Fokus der Anode 7 ausgehenden Röntgenemission 8 ist in dieser Figur in der dargestellten Ebene angedeutet. Die Röntgenemission 8 erfolgt hierbei nahezu in die gesamte Hemisphäre. Für Röntgenaufnahmen einer Röntgen-CT-Anlage wird aus dieser räumlichen Verteilung lediglich ein erster räumlicher Winkelbereich 4a genutzt, um in der dargestellten Schichtebene ein fächerförmig aufgeweitetes Strahlbündel zu erhalten, das von dem Fokus ausgeht. Hierfür wird eine geeignete Blende 9 eingesetzt, die den ersten räumlichen Winkelbereich 4a begrenzt. Aus dieser Figur ist ersichtlich, dass somit nur ein kleiner Teil der von der Anode 7 emittierten Röntgenquanten für die Röntgenaufnahme genutzt wird.

Bei dem vorliegenden Röntgengerät wird zumindest ein Teil dieser bisher nicht genutzten Röntgenemission 8 ebenfalls für die Erzeugung der Röntgenaufnahme genutzt. Hierzu werden ein oder mehrere Strahlumlenkelemente 5a, 5b eingesetzt, die weitere räumliche Winkelbereiche der Röntgenemission 8 durch einen Bereich des Untersuchungsvolumens auf weitere Röntgendetektorelemente 6 lenken. 3 zeigt ein Beispiel für eine derartige Ausgestaltung des vorliegenden Röntgengerätes. Bei dieser Ausgestaltung, die einen Schnitt durch das Röntgengerät in der gleichen Ebene wie die 2 darstellt, werden beidseitig der Blende 9 Super-Spiegel 5a angeordnet, die zusätzliche von der Anode 7 unter zweiten 4b und dritten räumlichen Winkelbereichen 4c ausgehende Röntgenstrahlung in das Untersuchungsvolumen 3 auf das zu untersuchende Objekt umlenken. Weitere an der Gantry 16 angeordnete Röntgendetektorelemente 6 erfassen die durch das Objekt hervorgerufene Schwächung der Röntgenstrahlung ortsaufgelöst. Die Super-Spiegel 5a sind in diesem Beispiel parabolisch derart geformt, dass sie aus dem jeweiligen zweiten 4b und dritten räumlichen Winkelbereich 4c parallele Röntgenstrahlbündel 10 formen. Bei jeder Position der Gantry 16 werden daher in diesem Beispiel neben der durch die Blende 9 festgelegten Hauptprojektionsrichtung zwei zusätzliche Projektionsrichtungen erfasst. Sämtliche Röntgenstrahlbündel durchdringen hierbei den gleichen Bereich des Untersuchungsobjektes in der gleichen Schichtebene. Auf diese Weise kann ein schnellerer Scan realisiert werden, ohne zusätzliche Röntgenleistung bereitstellen zu müssen. Eine derartige Ausgestaltung eignet sich daher insbesondere für Röntgenaufnahmen von bewegten Objekten des Körpers, beispielsweise des Herzens. Die zusätzlichen Röntgendetektorelemente 6 müssen hierbei selbstverständlich an der geeigneten Stelle der Gantry befestigt sein, um die parallelen Röntgenstrahlbündel 10 zu detektieren.

4 zeigt ein weiteres Beispiel für das vorliegende Röntgengerät, bei dem anstelle der Super-Spiegel 5a eine Polykapillaroptik 5b eingesetzt wird. Die weitere Ausgestaltung dieses Röntgengerätes entspricht dem Aufbau der 3, so dass an dieser Stelle nicht nochmals näher darauf eingegangen wird. Der Einsatz der Polykapillaroptik 5b anstelle der Super-Spiegel 5a hat den Vorteil, dass mit der Polykapillaroptik 5b ein größerer räumlicher Winkelbereich in parallele Röntgenstrahlbündel 10 umgesetzt werden kann. Für die Umlenkung der Röntgenstrahlung werden die Kapillaren der Polykapillaroptik entsprechend gebogen.

Mit den beiden beispielhaften Ausgestaltungen der 3 und 4 werden somit zusätzliche virtuelle Röntgenquellen erzeugt, die eine erhöhte Datenakquisitionsgeschwindigkeit ermöglichen, ohne zusätzliche Artefakte herbeizuführen. Die erhöhte Datenakquisitionsgeschwindigkeit ließe sich bei bekannten Röntgengeräten nur mit einer erhöhten Rotationsgeschwindigkeit der Gantry erzielen. Weiterhin ermöglicht die Nutzung der weiteren räumlichen Winkelbereiche der Röntgenemission der Röntgenquelle eine Erhöhung der Energieeffizienz des Gerätes. Aufgrund der besseren Ausnutzung der Röntgenemission wird es nun auch möglich, zusätzliche Monochromatoren in Form von Bragg-Reflektoren einzusetzen, um monochromatische oder quasi monochromatische Röntgenstrahlung auf das Objekt zu richten. Dies war bisher aufgrund der geringen Effizienz der Nutzung der Röntgenstrahlung kaum möglich, führt jedoch bei der Untersuchung von Weichgewebe zur Erzeugung eines besseren Bildkontrastes bei reduzierter Röntgendosis für den Patienten.

Bei den letztgenannten Beispielen wurden die Strahlumlenkelemente genutzt, um Röntgenstrahlbündel in der gleichen Schicht wie das Hauptstrahlbündel zu erzeugen. Selbstverständlich ist es je nach Anwendungszweck auch möglich, mit diesen weiteren Röntgenstrahlbündeln mehrere unterschiedliche Schichten zu durchleuchten. Hierbei kommt es lediglich auf die Anordnung und Ausrichtung der Strahlumlenkelemente sowie die Anordnung der weiteren Detektorelemente an. So ist es bspw. möglich, Mehrschicht-Röntgen-CT-Geräte zu realisieren, bei denen über die zusätzlichen Strahlumlenkelemente ein großer Volumenbereich in z-Richtung abgedeckt wird. Bei Einsatz eines oder mehrerer Strahlumlenkelemente, die parallele Röntgenstrahlbündel formen, können auf diese Weise auch die bei bisherigen Geräten verbleibenden konischen Hohlbereiche des untersuchten Volumens an beiden Enden in z-Richtung erfasst werden. Dies verbessert die Volumenabdeckung und die globale Dosiseffizienz.

Die folgenden Figuren zeigen Beispiele für derartige Ausgestaltungen des vorliegenden Röntgengerätes als Mehrschicht-Röntgen-CT-Gerät. Die 5 und 6 zeigen hierbei zunächst schematisch die bisherigen Verhältnisse bei Geräten des Standes der Technik. 5 stellt wiederum schematisiert die Anode 7 der Röntgenröhre dar, die um ihre zentrale Scheibenachse rotiert. Die Darstellung zeigt eine Schnittebene senkrecht zu der der 2, d. h. eine Schnittebene, in der auch die z-Achse bzw. die Rotationsachse der Gantry liegt. Auf der Anode 7 ist das sog. Brennband zu erkennen, das sich durch die Fokussierung der Elektronenstrahlung und die Rotation der Anode 7 bildet. Die Figur zeigt wiederum den großen räumlichen Winkelbereich in dieser dargestellten Ebene, in den die Röntgenemission 8 erfolgt. Auch hier ist wiederum die Blende 9 zu erkennen, die den räumlichen Winkelbereich in z-Richtung stark einschränkt, um möglichst dünne Schichten des untersuchten Objektes mit der Röntgenstrahlung zu erfassen, wie dies bei Einschicht-Röntgen-CT-Geräten der Fall ist.

Bei Mehrschicht-CT-Röntgengeräten wird die Röntgenemission in z-Richtung nicht derart stark beschränkt, wie dies aus der 6 ersichtlich ist. Hier wird auch in z-Richtung ein konisches Röntgenstrahlbündel 17 mit einem großen Öffnungswinkel erzeugt, das auf mehrere Reihen von Röntgendetektorelementen 2 trifft. Die geradlinigen Verbindungen zwischen der Begrenzung des Fokus 11 der Anode 7 und der Begrenzung der jeweiligen Reihe von Röntgendetektorelementen 2 deutet hierbei die jeweilige Schicht an. Mit dieser Technik lassen sich daher eine Vielzahl von Schichten gleichzeitig erfassen. Wie aus der 6 ersichtlich ist, sieht jede Reihe von Röntgendetektorelementen 2 jedoch eine andere Größe des Fokus 11, so dass auch die Dimension der jeweils durchstrahlten Schicht in z-Richtung variiert. Dies führt zu schichtabhängigen Artefakten, die nur bei einer geringeren Anzahl von gleichzeitig erfassten Schichten rechnerisch korrigiert werden können.

7 zeigt nun eine Ausgestaltung des vorliegenden Röntgengerätes, bei der derartige Artefakte vermieden werden. In dieser Ausgestaltung werden mit mehreren Strahlumlenkelementen, von denen in der Figur aus Gründen der Übersichtlichkeit nur 3 dargestellt sind, parallel in z-Richtung hintereinander angeordnete Röntgenstrahlbündel 10 erzeugt, die in der jeweiligen Ebene fächerförmig aufgeweitet sind. In diesem Beispiel werden sämtliche das Objekt durchdringende Röntgenstrahlbündel über Umlenkelemente auf das Objekt gerichtet, so dass kein von der Röntgenquelle ausgehender direkter Röntgenstrahl mehr eingesetzt wird. Dies ist jedoch nicht notwendigerweise der Fall. Mit den im vorliegenden Fall als Strahlumlenkelemente eingesetzten Super-Spiegeln 5a werden wiederum unterschiedliche räumliche Winkelbereiche 4a, 4b, 4c der Röntgenemission der Anode 7 genutzt. Dies führt zu den gleichen Vorteilen, wie sie bereits im Zusammenhang mit den Ausführungsformen der 3 und 4 erläutert wurden. Die eingesetzten Röntgendetektorelemente 2, 6 liegen in diesem Beispiel in Form eines Detekorarrays vor, das identisch dem Detektorarray eines herkömmlichen Mehrschicht-Röntgen-CT-Gerätes ausgestaltet sein kann. Die einzelnen in z-Richtung hintereinander liegenden Reihen dieser Röntgendetektorelemente 2, 6 definieren die jeweiligen Schichten. Die mit den Strahlumlenkelementen 5a geformten Röntgenstrahlbündel 10 können hierbei in z-Richtung parallel verlaufen und ein oder mehrere Reihen von Röntgendetektorelementen 2, 6 mit Röntgenstrahlung beaufschlagen. Vorzugsweise werden mit jedem dieser Röntgenstrahlbündel 10 mehrere Reihen von Röntgendetektorelementen 2, 6 abgedeckt. Falls N die Anzahl der in z-Richtung versetzt angeordneten Super-Spiegel 5a darstellt, so sollten durch diese eine Anzahl M von Schichten durchleuchtet werden, wobei M N. Auch eine leichte konische Aufweitung der Röntgenstrahlbündel 10 in z-Richtung ist möglich, ohne die bekannten Artefakte zu erzeugen.

In dieser Ausgestaltung ist auch zu erkennen, dass hierbei ein linienförmiger Fokus 11 auf der Anode 7 erzeugt werden kann, um eine verbesserte Wärmeverteilung auf der rotierenden Anode 7 zu erreichen. Die Spitzenleistung im Brennband wird dabei verringert. Der linienförmige Fokus 11, der in radialer Richtung auf der Anodenoberfläche verläuft, wird hierbei als linienförmiger Fokus in z-Richtung auf die Röntgendetektorelemente 2, 6 abgebildet, so dass keine Einbuße an räumlicher Auflösung daraus resultiert.

Die Röntgenspiegel 5a können auch so ausgebildet sein, dass sie die erzeugten Röntgenstrahlbündel 10 auf einen virtuellen Fokus hinter den Röntgendetektorelementen 2, 6 fokussieren, um so die räumliche Auflösung bei gleicher Fokusgröße auf der Anode 7 und gleicher Leistung der Röntgenröhre zu erhöhen und extrafokale Strahlung zu verringern. Extrafokale Strahlung verschlechtert die Modulationstransferfunktion MTF und produziert „Hallo-Artefakte" in Kopfbildern, insbesondere bei Kindern. Es gibt zwar Kompensationsalgorithmen, die jedoch das Rauschen in den Bildern erhöhen. Weiterhin ist es bekannt, zweidimensionale Kammfilter als Streustrahlenraster am Detektor einzusetzen, um die Effekte extrafokaler Strahlung zu reduzieren. Dies führt jedoch bisher nicht zu einer vollständigen Reduktion der Effekte extrafokaler Strahlung, da der Patient selbst noch immer mit derartiger Strahlung beaufschlagt wird und außerdem Compton Photonen weitere Artefakte produzieren können.

Die vorliegende Ausgestaltung des Röntgengerätes ermöglicht den Einsatz eines eindimensional kammförmigen Kollimators in z-Richtung, der mögliche Ungenauigkeiten in der Oberfläche der Röntgenspiegel ebenso eliminiert wie den Effekt extrafokaler Strahlung. Die 7 zeigt einen derartigen kammförmigen Kollimator 12 auf der Seite der Röntgenquelle.

Ein weiterer Vorteil beim Einsatz von Super-Spiegeln 5a, die die Röntgenstrahlung auf das Untersuchungsobjekt lenken, resultiert aus dem besonderen Aufbau dieser Spiegel. Da mit derartigen Super-Spiegeln annähernd parallele Röntgenstrahlung aus einem breiteren räumlichen Winkelbereich der Röntgenemission geformt werden kann, lassen sich vorteilhaft zusätzliche Bragg-Reflektoren als Monochromatoren einsetzen, bei denen Röntgenstrahlung eines bestimmten Energiebereiches nur unter einem sehr engen Einfallswinkelbereich reflektiert wird. Die durch die Super-Spiegel erzeugte parallele Röntgenstrahlung verhindert dabei hohe Verluste. Mit den zusätzlichen Bragg-Reflektoren ist es möglich, die K&agr;- oder die K&bgr;-Strahlung vom restlichen Anteil des Grenzstrahlungsspektrums der Röntgenemission zu trennen. Daher können in dieser Ausgestaltung monochromatische oder quasi monochromatische Röntgenstrahlbündel erzeugt werden. Dies verbessert das Signal-Rauschverhältnis bei den Röntgenaufnahmen und führt zu einem verbesserten Dosiskontrast sowie zu einer Reduzierung der Patientendosis durch Ausblendung des hochenergetischen Anteils aus dem Röntgenspektrum.

8 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel des vorliegenden Röntgengerätes als Mehrschicht-Röntgen-CT-Gerät. In diesem Beispiel, das vergleichbar dem der 7 ist, erzeugen die Super-Spiegel 5a in jeder Schichtebene annähernd parallele Röntgenstrahlbündel 10 über den gesamten Schichtbereich. Auch in z-Richtung sind diese Röntgenstrahlbündel 10 vorzugsweise annähernd parallel. Die Spiegel sind hierbei in der Ebene senkrecht zur z-Richtung im Vergleich zu den Spiegeln der 7 deutlich verbreitert, so dass sie einen deutlich größeren Winkelbereich erfassen und somit auch die Anzahl der für die Röntgenaufnahme zur Verfügung stehenden Röntgenquanten deutlich vergrößern.

Bei einer derartigen Ausgestaltung kann ein zellenförmiger Kollimator 13 auf Seite der Röntgenquelle eingesetzt werden, der den Effekt von Oberflächenungenauigkeiten auf den Spiegeloberflächen eliminiert und die Erzeugung zweidimensional paralleler Röntgenstrahlbündel 10 in Richtung der Röntgendetektorlemente 2, 6 sicherstellt. Auch extrafokale Strahlung sowie Ringartefakte werden durch Einsatz eines derartigen Kollimators 13 zumindest verringert.

Ein weiterer Vorteil einer derartigen Ausgestaltung mit zweidimensional parallelen Röntgenstrahlbündeln besteht darin, dass der Rechenaufwand für die Bildrekonstruktion im Vergleich zum Einsatz fächerförmiger Röntgenstrahlbündel deutlich verringert ist. Dies reduziert die Rekonstruktionszeit, da insbesondere die Rekonstruktionsschritte der Korrektur von Kegelstrahlartefakten sowie der Projektionsumsortierung vermieden werden.

9 zeigt schließlich ein weiteres Ausführungsbeispiel, das dem der 8 sehr ähnlich ist. In diesem Beispiel wird ein Array von Spiegeln 5a eingesetzt, so dass in jeder Schichtebene mehrere parallel nebeneinander liegende parallele Röntgenstrahlbündel erzeugt werden. Bei dieser Ausgestaltung kann jedes einzelne Strahlumlenkelement 5a so ausgebildet sein, dass es einen anderen kleinen Bereich der Röntgenemissionsfläche der Anode 7 auf das jeweilige Röntgendetektorelement 2 bzw. 6 abbildet. Dadurch ist es möglich, einen sehr großen Fokus 11 auf der Anode 7 zu erzeugen, ohne die Auflösung der Röntgenaufnahme zu verringern. Durch einen derartigen beliebig großen Fokus, der lediglich durch die Größe der Anode beschränkt ist, lässt sich die Leistung der Röntgenstrahlquelle erhöhen, ohne dadurch sofort eine lokale Überhitzung herbeizuführen.

Die letztgenannten Ausführungsformen ermöglichen daher eine große und komplette Abdeckung eines Untersuchungsvolumens in z-Richtung bei nur einer einzigen Rotation um den Patienten. Dies verringert die Scanzeit und somit den Durchsatz des CT-Gerätes signifikant. Weiterhin werden Leistungsverluste durch Wärmeerzeugung deutlich verringert. Die schnellere Scan-Zeit bei größerer Volumenabdeckung ermöglicht die Aufnahme von Körperregionen oder Organen mit hoher Biokinetik ohne signifikante Bewegungsartefakte. Die Ausgestaltungen eliminieren zudem schichtabhängige Fokusgrößen und daraus resultierende Artefakte. Durch Einsatz von Mikroaktuatoren für die Bewegung der Umlenkelemente ist es zudem möglich, die Größe der Parallelstrahlbündel in z-Richtung zu modulieren und auf diese Weise die der Röntgenstrahlung ausgesetzte Fläche zu beschränken. Weiterhin können durch derartige Mikroaktuatoren die Spiegel optimal an die jeweilige Röntgenröhre angepasst werden.


Anspruch[de]
  1. Röntgengerät, insbesondere Röntgen-CT-Gerät, das zumindest

    – eine Röntgenquelle (1),

    – ein oder mehrere der Röntgenquelle (1) gegenüber liegende erste Röntgendetektorelemente (2) sowie

    – ein zwischen der Röntgenquelle (1) und den Röntgendetektorelementen (2) liegendes Untersuchungsvolumen (3) umfasst, wobei Röntgenstrahlung aus einem ersten räumlichen Winkelbereich (4a) einer Röntgenemission (8) der Röntgenquelle (1) durch einen ersten Bereich des Untersuchungsvolumens (3) auf die ersten Röntgendetektorelemente (2) gerichtet ist,

    dadurch gekennzeichnet,

    dass ein oder mehrere Strahlumlenkelemente (5a, 5b) für Röntgenstrahlung sowie ein oder mehrere weitere Röntgendetektorelemente (6) oder Gruppen von Röntgendetektorelementen (6) so am Röntgengerät angeordnet sind, dass durch die ein oder mehreren Strahlumlenkelemente (5a, 5b) Röntgenstrahlung aus ein oder mehreren weiteren räumlichen Winkelbereichen (4b, 4c) der Röntgenemission (8) der Röntgenquelle (1) durch den ersten oder einen oder mehrere weitere Bereiche des Untersuchungsvolumens (3) auf die weiteren Röntgendetektorelemente (6) gerichtet wird.
  2. Röntgengerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlumlenkelemente (5a, 5b) sowie die Gruppen von Röntgendetektorelementen (6) so am Röntgengerät angeordnet sind, dass der erste Bereich unter verschiedenen Projektionsrichtungen von der Röntgenstrahlung durchleuchtet wird.
  3. Röntgengerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenquelle (1), die Röntgendetektorelemente (2, 6) sowie die Strahlumlenkelemente (5a, 5b) an einer das Untersuchungsvolumen (3) in einer Ebene umschließenden Gantry (16) angeordnet sind, die im Betrieb um eine im Untersuchungsvolumen (3) verlaufende Rotationsachse rotiert.
  4. Röntgengerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlumlenkelemente (5a, 5b) sowie die Gruppen von Röntgendetektorelementen (6) so am Röntgengerät angeordnet sind, dass in Achsenrichtung der Rotationsachse hintereinander liegende Bereiche des Untersuchungsvolumens (3) in mehreren im Wesentlichen parallelen Ebenen von der Röntgenstrahlung durchleuchtet werden.
  5. Röntgengerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlumlenkelemente (5a, 5b) derart ausgebildet sind, dass sie ein in den parallelen Ebenen fächerförmig aufgeweitetes Röntgenstrahlbündel (10) formen.
  6. Röntgengerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlumlenkelemente (5a, 5b) derart ausgebildet sind, dass sie ein in den parallelen Ebenen paralleles Röntgenstrahlbündel (10) formen.
  7. Röntgengerät nach einem der Ansprüche 4 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlumlenkelemente (5a, 5b) derart ausgebildet sind, dass sich die Röntgenstrahlbündel (10) jedes Strahlumlenkelementes (5) über mehrere parallele Reihen von Röntgendetektorelementen (6) erstrecken.
  8. Röntgengerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlumlenkelemente (5a, 5b) derart arrayförmig angeordnet und ausgebildet sind, dass ein Bereich des Untersuchungsvolumens (3) mit im Wesentlichen in zwei Dimensionen parallel nebeneinander liegenden Röntgenstrahlbündeln (10) durchleuchtet wird.
  9. Röntgengerät nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenquelle (1) eine rotierende Anode (7) aufweist, auf der sich durch auftreffende Elektronenstrahlen eine Röntgenemissionsfläche ausbildet.
  10. Röntgengerät nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenemissionsfläche als radial verlaufende Linie auf der Anode (7) ausgebildet ist.
  11. Röntgengerät nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlumlenkelemente (5a, 5b) derart ausgebildet und angeordnet sind, dass sie unterschiedliche Bereiche der Röntgenemissionsfläche auf die Röntgendetektorelemente (6) abbilden.
  12. Röntgengerät nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlumlenkelemente (5a, 5b) parabolisch geformte Superspiegel (5a) sind, die aus einer kristallinen Mehrschichtstruktur gebildet sind.
  13. Röntgengerät nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlumlenkelemente (5a, 5b) durch eine Polykapillar-Optik (5b) gebildet sind.
  14. Röntgengerät nach einem der Ansprüche 12 oder 13, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen den Strahlumlenkelementen (5a, 5b) und dem Untersuchungsvolumen (3) Braggreflektoren als Monochromatoren angeordnet sind, über die die Röntgenstrahlung gelenkt wird.
  15. Röntgengerät nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlumlenkelemente (5a, 5b) zur Formung paralleler Röntgenstrahlbündel (10) aus der Röntgenstrahlung der weiteren räumlichen Winkelbereiche (4b, 4c) ausgebildet sind.
  16. Röntgengerät nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlumlenkelemente (5a, 5b) zur Formung konvergierender Röntgenstrahlbündel (10) aus der Röntgenstrahlung der weiteren räumlichen Winkelbereiche (4b, 4c) ausgebildet sind.
Es folgen 6 Blatt Zeichnungen






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