DE3216458C2 - - Google Patents

Description

Die Erfindung geht aus von einer Vorrichtung zur Er­ stellung von Subtraktions-Röntgenbildern eines in einen Körper eingeführten Kontrastmittels, mit einer Röntgenquelle, einer Vorrichtung zum Erfassen des Röntgenprojektionsbildes, einer Vorrichtung zur Ver­ arbeitung des Röntgenprojektionsbildes zwecks Erzeu­ gung eines Datensatzes mit zwei Speichern, denen das Röntgenprojektionsbild vor und nach Einführung des Kontrastmittels zuführbar ist und einer Differenz­ stufe zur Erstellung von Subtraktionsbildern, und einer Vorrichtung zur Wiedergabe der Bildinformation.

Es besteht ein großes Interesse an der Herstellung von Blutgefäßbildern unter Verwendung einer nicht angreifend wirkenen Beigabe eines jodierten Kontrast­ mittels. Dadurch wird die gefährliche schmerzhafte und kostspielige Prozedur der Einführung von Kathedern in Arterien auf chirurgischem Wege vermieden. Es be­ steht die Möglichkeit, dies mit einem Verfahren, das als digitale Radiographie bezeichnet wird, auszufüh­ ren. Dabei werden fluoroskopische Fernsehbilder vor und nach der Beigabe eines Kontrastmittels aufge­ nommen, digital gespeichert und voneinander subtra­ hiert, um lediglich ein Bild des Jods zu erzeugen.

Hierzu ist in der DE-OS 30 26 897 bereits eine An­ ordnung zur Differenzbildbestimmung vorgeschlagen worden mit einem Bildsubtraktionssystem, in dem nur zwei Speicher verwendet werden, um aufeinanderfolgende in den beiden Speichern gespeicherte Bilder zu sub­ trahieren, so daß in einem der Bilder ein Schatten­ bild erzeugt werden kann. Das dort angesprochene Ver­ fahren zur Erzeugung eines visuellen Bildes wird einer Veröffentlichung von R. A. Kruger et al in "Optical Engineering", Vol. 17, Nr. 6, Nov./Dez. 1978, S. 652 . . . 657, zugeordnet wird.

Das Problem, das dabei besteht, ist offensichtlich das der Bewegung. Jede Bewegung oder Verschiebung, die zwischen zwei gespeicherten Bildern stattfindet, er­ gibt eine schwere Beeinträchtigung des Subtraktions­ bildes mit einer Verzerrung oder Auslöschung des ge­ wünschten Abbildes des jodierten Gefäßes. Selbst wenn der Patient stillhält, kommt es zu vielen unwillkür­ lichen Bewegungen weicher Gewebestrukturen wie Schluc­ ken, Atmungsbewegung, kardiale Bewegungen und Peri­ staltik. Eine Beschreibung dieser Erscheinungen findet sich in einer Veröffentlichung von T. Ovitt u. a. "Developmet of a Digital Video Substraction System for Intravenous Angiography" (Proceedings of the SPIE Conference on Recent and Future Developments in Medical Imaging II, Band 205, August 1979, Seiten 73 bis 76).

Eine Möglichkeit zur Ausschaltung des Bewegungspro­ blems ist in der US-PS 38 48 130 beschrieben. Danach werden Bilder von verschiedenen Materialien dadurch hergestellt, daß Messungen an verschiedenen Bereichen des Röntgenstrahlungsenergiespektrums durchgeführt wer­ den. Diese Messungen werden durchgeführt, um die ge­ wünschten Materialbilder zu erhalten. Auf diese Weise kann Jod nach seiner Einführung bzw. Beigabe abgebil­ det werden, ohne daß dabei eine zeitliche Subtraktion erforderlich ist. In vielen Fällen ist es jedoch schwie­ rig oder unbequem, sämtliche erwünschten Spektralmessungen auszuführen. Zum Beispiel könnte die Trennung des Jods von Knochen und weichem Gewebe eine Messung bei drei verschiedenen Energiespektren erfordern. Die erforder­ liche Energieumschaltung kann schwierig durchzuführen sein. Auch ist es oft schwierig, sämtliche erwünschten Energiespektren wirksam zu erzeugen. Wenn z. B. ein sehr niedriges Energiespektrum erforderlich ist, unterhalb der Jod-k-Kante, weist die Röntgenröhre nur seinen sehr niedrigen Wirkungsgrad auf. Es wurde daher als zweck­ mäßig befunden, dieses selektive Materialabbildungs­ system mit weniger Spektralmessungen anzuwenden. Wenn zwei Spektralmessungen ausgeführt werden, ist ein kleinerer Satz oder eine kleinere Gruppe von Materialien trennbar. Zum Beispiel können zwei Messungen in dem unteren und dem oberen Bereich des diagnostischen Rönt­ genstrahlungsspektrums verarbeitet werden, wie dies in dem obengenannten US-Patent beschrieben ist, um ein Abbild von Jod und Knochenkomponenten unter Aus­ löschung des weichen Gewebes zu erzeugen. In gleicher Weise lassen sich dieselben beiden Messungen kombinie­ ren, um ein Bild von Jod und weichem Gewebe bei Aus­ löschung des Knochenbilds zu erhalten. Ein solches System wurde beschrieben von R. E. Alvarez u. a. in der Arbeit "Energy Information in X-ray Imaging", Procee­ dings of the SPSE Conference on Image Analysis Techniques and Applications, Januar 1981, Seiten 150 bis 154. Dieses System, bei dem zwei Spektralmessungen ange­ wandt werden, ergibt jedoch kein isoliertes Bild jo­ dierter Blutgefäße frei von störendem Gewebe. Darüber hinaus ist zu berücksichtigen, daß hier keine Subtrak­ tion von Datensätzen voneinander vorgesehen ist, und daß bei dem hier beschriebenen System lediglich nach Einführung des Kontrastmittels gebildete Datensätze verwendet wer­ den.

In dem US-Patent 40 29 963 von R. E. Alvarez und A. Macovski ist ein Verarbeitungssystem beschrieben, bei dem zwei Spektralmessungen durch nicht-lineare Verar­ beitung in zwei energieunabhängige Komponenten umge­ wandelt werden: die Compton-Streukomponente und die fotoelektrische Komponente. Diese stellen hauptsächlich die Dichte und die Atomzahl des jeweiligen Materials dar. Durch Verwendung dieser beiden verarbeiteten Daten­ sets kann jedes Material ausgelöscht werden, indem eine linear gewichtete Summe der beiden Komponenten benutzt wird. Das entsprechende Verfahren ist in der vorstehend erwähnten Arbeit von R. E. Alvarez beschrie­ ben. Bei diesem Verarbeitungssystem werden zwei Spek­ tralmessungen durch nicht-lineare Verarbeitung in zwei energieunabhängige Komponenten umgewandelt. Diese stel­ len hauptsächlich die Dichte und die Atomzahl des je­ weils untersuchten Materials dar. Die Erstellung von mehreren Datensätzen ist hier nicht vorgesehen und ein einziges Bild eines jodierten Teils eines Untersuchungs­ körpers wird nicht erzeugt.

Bekannt ist auch bereits eine Echtzeit-Röntgenstrahl- Zeitintervall-Differenzbilderzeugung des Herzens durch Erzeugung einer kontinuierlichen Serie von Bildern in Echtzeit, um die Bewegung des Herzens zu visualisieren. Ein Röntgenkontrastmittel wie Jod wird in den Blutkreis­ lauf eingeführt, und die Eigenschaften der K-Absorptions­ kante von Cer und Jod werden zur Verstärkung des durch die Jodzusammensetzung hergestellten Kontrastes genutzt.

Das Röntgenstrahlenergiespektrum muß unter und über der Absorptionskante liegen, um die Eigenschaften der K-Absorptionskante von Jod nutzen zu können (DE-OS 29 19 425).

Ein anderer bekannter Vorschlag in gleicher Weise ist auch in einer anderen Entwicklung des gleichen Erfinders (Mistretta) (vgl. US-PS 39 74 380) zu sehen. Diese befaßt sich mit der Verbesserung der Sichtbar­ keit des Kontrastmittels durch Reduzierung von Bild­ elementen durch weiches Gewebe und Knochen, und hier­ bei werden nach Verabreichung des Konstratmittels erste, zweite und dritte Röntgenbilder unter Verwendung der Röntgenstrahlspektren der ersten, zweiten und dritten Energieniveaus hergestellt. Entscheidend ist, daß das erste Energieniveau unter der K-Absorptionskanten­ energie lag, während die zweiten und dritten Energie­ niveaus über der K-Absorptionskantenenergie lagen. Dieses Verfahren verwendet also die K-Kantenabsorption des Kontrastmittels beim späteren Verbinden der Daten der drei Röntgenbilddaten zur Erzeugung eines verbesser­ ten Bildes (US-PS 39 74 380).

Die Sichtbarmachung eines Kontrastmittels durch Sub­ traktion einer vor der Verabreichung des Kontrastmittels gemachten Röntgenaufnahme von einer nach Verabreichung des Kontrastmittels gemachten Röntgenaufnahme ist aus der DE-Z "Progress Science Siemens" bekannt.

Ein bekanntgewordener Vorschlag beschreibt ein Verfah­ ren zur Injektion von Kontrastmittel, in dem ein zu­ nehmender Kontrastmittelfluß eingesetzt wird, so daß nacheinanderfolgende Bilder subtrahiert werden können, um die Blutgefäße zu vergrößern, wenn das Kontrast­ mittel in die Gefäße einfließt. Der Erhalt von Bilddaten unter Verwendung mehrerer Energiespektren, die sich alle oberhalb der K-Absorptionskante befinden, und die vor und nach Verabreichung des Kontrastmittels (Jod) erhalten werden, wird nicht beschrieben (DE-PS 30 18 129).

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Ein­ richtung und ein Verfahren zur Herstellung isolierter Abbildungen eines eingeführten Kontrastmittels zu er­ halten, dabei die Bewegungseinflüsse auszuschalten, die sich auf zeitlich subtrahierte Bilder jodierter Kon­ trastmittel auswirken könnten und ferner die unerwünsch­ ten Gewebekomponenten zu beseitigen, die sich bei Dual­ energiebildern jodierter Kontrastmittel ergeben.

Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch eine Vor­ richtung mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1 bzw. mit den Merkmalen des Patentanspruchs 2 gelöst.

Möglichkeiten zur weiteren Ausgestaltung der Vorrichtung sind in den Ansprüchen 3 bis 5 angegeben.

Kurz zusammenfassend gesagt werden gemäß der Erfindung Projektionsmessungen bei verschiedenen Röntgenstrahlungs­ energiespektren ausgeführt. Diese Messungen werden ver­ arbeitet, um Bilddaten zu erhalten, wobei die Komponenten des weichen Gewebes ausgelöscht worden sind. Bilddaten dieser Art werden vor und nach der Einführung des Kon­ trastmittels aufgenommen. Die beiden Sets der Bilddaten werden subtrahiert, so daß sich ein isoliertes, gegen­ über Bewegungen des weichen Gewebes immunes Konstrat­ bild ergibt.

Im Gegensatz zu den bekannten Verfahren und Vorrich­ tungen dient die hier angegebene Vorrichtung zur Er­ zeugung isolierter Bilder eines verabreichten Kontrast­ mittels, während Bewegungseinflüsse gewünschter Ge­ webekomponenten wie Knochen und weiches Gewebe elimi­ niert werden. Nach der Erfindung werden einzelne Röntgen­ strahlendurchgangsmessungen sowohl vor als auch nach Verabreichung eines Kontrastmittels durchgeführt. Die Durchgangsmessungen werden darüber hinaus in breiten Spektren durchgeführt, von denen alle über die K-Ab­ sorptionskante von Jod liegen.

Die hier beanspruchte Vorrichtung umfaßt eine Einrichtung zur Herstellung einzelner Röntgenstrahlendurchgangs­ messungen in den unteren und oberen Bereichen eines diagnostischen Röntgenstrahlenspektrums, wobei der untere Bereich des Spektrums bei 40-70 keV und der obere Be­ reich bei 70-120 keV. Wie im Vorhergehenden dargestellt, liegen diese Energieniveaus alle oberhalb der K-Absorp­ tionskante von Jod. Zur Verarbeitung der Meßwerte zur Herstellung einer Datengruppe über die Projektionsbild­ daten bei im wesentlichen gelöschten Informationen über das weiche Gewebe ist eine Einrichtung vorgesehen. Darüber hinaus ist eine Einrichtung zur Subtraktion von die Meß­ werte in jedem Spektrum vor und nach der Verabreichung des jodierten Kontrastmittels darstellenden Datengruppen zur Herstellung von Bildinformationen vorgesehen, die im wesentlichen nur den Jodgehalt darstellen, wobei die Bewegungen des weichen Gewebes und der Knochen gelöscht sind.

Im folgenden wird die Erfindung anhand der in den Zeichnungen dargestellten Ausführungsbeispiele er­ läutert. Es zeigt

Fig. 1 ein Blockschema einer Ausführungsform der Erfindung bei Benutzung einer sequentiellen Veränderung der Strahlungsquellenenergie und

Fig. 2 ein Blockschema einer Ausführungsform der Erfindung mit Verwendung eines energieselektiven De­ tektorsystems.

In Fig. 1 ist schematisch ein Körperteil oder Bereich 10 mit einem Blutgefäß 11 angedeutet, von dem ein Ab­ bild hergestellt werden soll. Bisher wurden hierzu Bilder vor und nach der intravenösen Einführung eines jodhaltigen Kontrastmittels 26 mittels einer Spritze 2 aufgenommen und voneinander subtrahiert. Diese Bilder waren häufig durch Bewegungseinflüsse infolge unwill­ kürlicher Bewegungen des weichen Gewebes, die zwischen den beiden Bildern auftraten, verzerrt.

Gemäß der Erfindung wird vor der Einführung des Kon­ trastmittels 26 die Röntgenstrahlen erzeugenden Röntgen­ quelle 12 dazu benutzt, Bilder mit Spektren hoher und niedriger Energie herzustellen. Dies geschieht durch sequentielles Verändern der Energiequelle. Der Schalter 3 dient dazu, die Anodenspannung an der Röntgenstrah­ lungsquelle 12 zwischen einem hohen und einem niedrigen Spannungswert umzuschalten. Diese Spannungen können etwa 130 keV und 80 keV betragen. Wahlweise kann statt dessen die Energiequelle dadurch verändert werden, daß eine Röntgenstrahlfiltrierung eingesetzt wird. Der Aktivator 6 kann dazu verwendet werden, ein Filter 4 oder ein Fil­ ter 5 vor die Röntgenquelle 12 zu schieben. Das Filter 4 kann zur Bildung eines niedrigeren Energiespektrums dienen, beispielsweise indem ein Gadolinium-Filter­ material mit einer k-Kante verwendet wird, wogegen das Filter 5 zur Bildung einer Quelle höherer Energie die­ nen kann, beispielsweise indem ein Kupferfiltermaterial verwendet wird, das eine Strahlhärtung ergibt. Zur Er­ zielung optimaler Spektren können sowohl Spannungsum­ schaltung als auch Filteraustausch verwendet werden, um ein niedriges Energiespektrum von etwa 40 bis 70 keV und ein hohes Energiespektrum von etwa 70 bis 120 keV zu erhalten.

Jedes Energiespektrum wird sequentiell durch einen Be­ reich des Körpers 10 auf den Bildverstärker 13 proji­ ziert. Das resultierende Lichtabbild wird unter Ver­ wendung einer Linse 14 auf die Fernsehkamera 15 ge­ worfen. Die einem jeden Energiespektrum entsprechenden Projektionsmessungen werden dann in Speichersystemen 17 und 18 aufgenommen, wobei z. B. das Bild mit höherer Energie auf den Speicher 17 und das Bild mit niedriger Energie auf den Speicher 18 gespeichert wird. Es sind dies im allgemeinen digitale Speichersysteme. Daher muß das Ausgangssignal der Fernsehkamera 15 einem (nicht dar­ gestellten) Analog/Digitalwandler zugeführt und danach an den Schalter 16 gelegt werden. Durch den Schalter wird das Digitalsignal an den Speicher 17 gelegt, wenn die Quelle hoher Energie benutzt wird, und an den Spei­ cher 18, wenn die Quelle niedriger Energie benutzt wird.

Nach dem schon erwähnten US-Patent 38 48 130 können die bei jedem Energiespektrum gespeicherten Meßwerte verarbeitet werden, um eine selektive Materialabbil­ dung zu liefern. Durch Verwendung der beiden Messungen wird es möglich, eine begrenzte Klasse oder Gruppe von Materialien auszuwählen. Hier sorgt der Prozessor 19 dafür, daß die Weichgewebekomponenten im wesent­ lichen gelöscht werden, so daß der verarbeitete Datenwert hauptsächlich die Information von Knochen enthält. Die Löschung des weichen Gewebes erfolgt deshalb, weil sie die Quelle von Auswirkungen unwillkürlicher Bewe­ gungen wie Schlucken, Atmen, Herzschlag, pulsierende Blutgefäße, Peristaltik u. dgl. darstellt. Wenn ein Pa­ tient gebeten wird, während einer intravenösen Injek­ tion stillzuhalten, so kann er im allgemeinen sein Knochengerüst in unveränderter Lage beibehalten. Daher ist die Knochenbewegung unproblematisch.

Der zuerst verarbeitete Datenset aus dem Prozessor 19 wird gespeichert, beispielsweise in einem Digital­ speicher 20, wobei ein Umschalter 25 vorgesehen ist. Im Anschluß an die intravenöse Einführung eines Kon­ trastmittels 26, gewöhnlich eines jodierten Materials, unter Verwendung einer Spritze 2 wird eine angemessene Zeit verstreichen gelassen, bis das Jod das abzubil­ dende Gefäß 11 erreicht. Es kann dies beispielsweise die Aorta oder die Halsschlagader-Arterie sein. Der gesamte duale Energieabbildungsprozeß wird dann unter Verwendung der beiden Energiequellen wiederholt, dies­ mal bei Anwesenheit des jodhaltigen Kontrastmittels. Der Prozessor 19 nimmt wiederum die beiden Messungs­ gruppen auf und erzeugt einen verarbeiteten Datenset, wobei das weiche Gewebe im wesentlichen ausgelöscht ist, so daß eine Bewegung weicher Gewebeteile keine Stör­ bilder verursachen kann. Der zweite Datenset enthält sowohl die Knochen- als auch die Jodbildinformation. Der zweite Datenset wird über den Umschalter 25 in dem Digitalspeicher 21 aufgenommen.

Die Speicher 20 und 21 enthalten im wesentlichen Knochenbilder ohne und mit der Bildinformation des jodierten Kontrastmittels. Die Differenzstufe 22 kann einfach ein Subtrahierwerk sein, mit dem der Datenset in dem Speicher 20 von dem Datenset in dem Speicher 21 abgezogen wird, um ein isoliertes Bild des jodierten Kontrastmittels in dem Gefäß 24 auf dem Wiedergabe­ bildschirm oder Monitor 23 herzustellen. Da das Knochen­ bild in beiden Datensets das gleiche ist, besteht die Differenz aus dem Jod allein. Das resultierende Bild ist also immun gegen Bewegungen weichen Gewebes, da die Energieinformation dazu benutzt wird, das Weichgewebe vor der endgültigen Subtraktion auszulöschen.

Die Differenzstufe 19 entspricht vorzugsweise dem Vor­ schlag des schon erwähnten US-Patentes 40 29 963 sowie dem Inhalt der erwähnten Arbeit von R. E. Alvarez. Hier werden die Meßdaten unter Verwendung nicht-linearer Funktionen bei den beiden Energiespektren zu zwei ener­ gieunabhängigen Datensets umgewandelt. Diese können die Compton-Streukomponente und die fotoelektrische Kompo­ nente oder, wahlweise statt dessen, zwei spezielle Ma­ terialkomponenten wie z. B. Aluminium und Kunststoff als Eichmaterialien sein. Eine linear gewichtete Summe dieser beiden energieunabhängigen Komponenten kann beispielsweise verwendet werden, um ein beliebiges Material auszulöschen. Für dieses System werden die richtigen Gewichte benutzt, um das Weichgewebe aus­ zulöschen.

Was die in dem Prozessor 19 verwendeten nicht-linea­ ren Funktionen angeht, so werden bei dem erwähnten Material die Logarithmen (logs) der Meßwerte gebildet. Diese Logarithmen werden dann auf eine polynome nicht- lineare Gleichung angewendet, um die Linienintegrale der beiden gewünschten Basiskomponenten zu extrahie­ ren. Wenn z. B. monoenergetische Röntgenstrahlen bei verschiedenen Energien benutzt wurden, so würde nur der Logarithmus plus linearer Verarbeitung erforderlich sein, um die gewünschten Linienintegrale zu bilden. Die nicht-linearen Polynome korrigieren die durch Strahl­ härtung verursachten Nicht-Linearitäten.

Bei dem System von Fig. 1 werden die Energiemessungen nacheinander aufgenommen. Obgleich diese rasch aufge­ nommen werden, besteht die Möglichkeit einer Bewegung des Körpers zwischen den beiden Messungen. Bei Fig. 2 werden diese Messungen gleichzeitig aufgenommen, wobei der besondere, energiediskriminierende Detektor 30 benutzt wird. Die Energiequelle 12, eine Breitbandröntgen­ strahlenergiequelle üblicher Art, umfaßt das für diagnostische Zwecke brauchbare Energiespektrum. Die übertragene oder durchgelassene Strahlung wird durch den Körper 10 auf die Detektorgruppe 30 projiziert.

Jedes Element der Gruppe besteht aus einem vorderen und einem hinteren Teil. Wie in dem US-Patent 40 29 963 beschrieben, wirken die Röntgenstrahlen niedrigerer Energie zunächst in dem vorderen Teil des Detektors zusammen, während die Röntgenstrahlen höherer Energie zunächst in dem hinteren Teil des Detektors zusammen­ wirken. Das Detektormaterial kann ein Scintillator sein wie Natriumjodid. In diesem Fall werden Fotodetektoren zur Messung des Lichtaustritts am vorderen und hinteren Teil benutzt. Statt dessen kann das Detektormaterial auch ein Hochdruckgas sein wie z. B. Xenon. In diesem Fall werden isolierte Drähte benutzt, im die Ladung in dem vorderen und dem hinteren Teil einzeln zu sammeln. Zur Veranschaulichung sind drei Drähte gezeigt, welche Meßsignale niedriger Energie aus den vorderen Hälften und Meßsignale hoher Energie aus den hinteren Hälften sammeln. Die vorderen Detektorelemente 31, 32 und 33 haben ihre Niedrigenergiemessungen in dem Digi­ talspeicher 18 gespeichert, wie auch bei dem System von Fig. 1. In ähnlicher Weise haben die hinteren Detek­ torelemente 34, 35 und 36 ihre Hochenergiemeßwerte in dem Digitalspeicher 17 gespeichert. Wenngleich nicht alle Verbindungen gezeigt sind, so sind doch der An­ schaulichkeit halber die vorderen Detektoren 37, 38 und 39 mit dem Speicher 18 in die hinteren Detektoren 40, 41 und 42 mit dem Speicher 17 verbunden. Diese Messungen werden in der Differenzstufe 19 genau wie bei dem System von Fig. 1 verarbeitet, wobei der Restteil des Systems derselbe und daher nicht dargestellt ist. Jedoch werden bei Fig. 2 die Hoch- und Niedrigenergiemeß­ signale bei Verwendung energieselektiver Detektoren gleichzeitig gebildet. Wie vorher werden diese Messungen jedesmal vor und nach der Einführung des Kontrastmittels durchgeführt.

Die Gruppe 30 könnte eine zweidimensionale Gruppe sein welche das gesamte Bild umfaßt. Aus Wirtschaftlichkeits­ gründen ist es jedoch vorzuziehen, nur eine in einer Linie angeordnete Gruppe zu benutzen. Diese Liniengruppe wird entlang der Bildebene in bezug auf den Körper 10 abgetastet, um einen vollständigen Bildmeßsatz zu er­ zeugen. Statt dessen kann der Detektor auch ortsfest sein und der Patient 10 abgetastet werden, wie es bei handelsüblichen Systemen, z. B. dem GE Scoutview-System, geschieht.

Wenn eine längs einer Linie abgetastete Gruppe benutzt wird, ist es vorteilhaft, einen Strahlensammler zwischen der Röntgenquelle 12 und dem Patienten 10 vorzusehen, um die Strahlung auf die detektierte Linie zu begren­ zen. Dadurch wird nicht nur die Dosierung reduziert, sondern auch die empfangene Streustrahlung sehr klein­ gehalten. Es ist jedoch darauf hinzuweisen, daß dieses System eine ihm eigene Immunität gegenüber den Auswir­ kungen der Streuung aufweist. Da die vor und nach der Kontrastmitteleinführung aufgenommenen Daten subtrahiert werden, wird der größte Teil der Streukomponenten ausge­ löscht. Daher hat das System von Fig. 1, das keinen Ein­ linienkollimator aufweist, sondern das gesamte Volumen gleichzeitig abbildet, ebenfalls eine hohe Immunität gegenüber Auswirkungen der Streuung.

Die hier beschriebenen Ausführungsmöglichkeiten betref­ fen zwei Energiemessungen, nämlich jeweils vor und nach der Einführung eines Kontrastmittels. Die Erfindung ist jedoch offensichtlich noch von umfassender Bedeutung. Es kann oft erwünscht sein, eine Vielfalt von Materialien auszulöschen, die eine Bewegung während der Zeitspanne vor und nach der Kontrastmittelzuführung ausführen können. Es können daher eine Vielzahl von Energie­ messungen, wie in dem US-Patent 38 48 130 beschrieben, ausgeführt werden, um die erforderliche Selektivität vor und nach der Einführung des Kontrastmittels zu er­ halten. Wenngleich bei den hier beschriebenen Aus­ führungsbeispielen jodierte Kontrastmittel als Beispiel für Gefäßabbildung benutzt werden, können dennoch auch andere benutzt werden, wie z. B. Barium, Xenon, Tantal usw.

Claims (5)

1. Vorrichtung zur Erstellung von Subtraktions-Röntgen­ bildern eines in einen Körper (10) eingeführten Kon­ trastmittels (26), mit einer Röntgenquelle (12), ei­ ner Vorrichtung (13-16) zum Erfassen des Röntgenpro­ jektionsbildes, einer Vorrichtung zur Verarbeitung des Röntgenprojektionsbildes zwecks Erzeugung eines Datensatzes mit zwei Speichern (20, 21), denen das Röntgenprojektionsbild vor und nach Einführung des Kontrastmittels (26) zuführbar ist und einer Diffe­ renzstufe (22) zur Erstellung von Subtraktionsbildern, und einer Vorrichtung (23) zur Wiedergabe der Bildin­ formation, dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenquelle (12) eine Vorrichtung (3, 4, 5, 6) zur Änderung des Energiespektrums aufweist, und daß zwei zusätzliche Speichereinrichtungen (17, 18) zur Abspeicherung der Meßwerte von Röntgenprojektions­ bildern, die nacheinander bei zwei verschiedenen Bereichen des Röntgenstrahlenenergiespektrums, von denen der eine etwa 40 bis 70 keV und der andere etwa 70 bis 180 keV umfaßt, erfaßt werden, und eine Differenzstufe (19) zur Erstellung eines Subtraktions­ bildes aus den zusätzlichen Speichereinrichtungen (17, 18) vorgesehen ist.

2. Vorrichtung zur Erstellung von Subtraktions-Röntgen­ bildern eines in einen Körper (10) eingeführten Kon­ trastmittels (26), mit einer Röntgenquelle (12), ei­ ner Vorrichtung (13-16) zum Erfassen des Röntgenpro­ jektionsbildes, einer Vorrichtung zur Verarbeitung des Röntgenprojektionsbildes zwecks Erzeugung eines Datensatzes mit zwei Speichern (20, 21), denen das Röntgenprojektionsbild vor und nach Einführung des Kontrastmittels (26) zuführbar ist und einer Diffe­ renzstufe (22) zur Erstellung von Subtraktionsbil­ dern, und einer Vorrichtung (23) zur Wiedergabe der Bildinformation, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung (30) zum Erfassen des Röntgenpro­ jektionsbildes energieselektiv ausgebildet ist und für jedes Röntgenstrahlenenergiespektrum getrennte Ausgangssignale liefert, das zwei zusätzliche Spei­ chereinrichtungen (17, 18) zur Abspeicherung der Meß­ werte von Röntgenprojektionsbildern, die die nachein­ ander bei zwei verschiedenen Bereichen des Röntgen­ strahlenenergiespektrums, von denen der eine etwa 40 bis 70 keV und der andere 70 bis 120 keV umfaßt, erfaßt werden und von denen jeweils einem die Aus­ gangssignale zu einem Energiespektrum und dem anderen die Ausgangssignale des anderen Energiespektrums zugeführt werden, und eine Differenzstufe (19) zur Erstellung eines Subtraktionsbildes aus den zusätz­ lichen Speichereinrichtungen (17, 18) vorgesehen ist.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung zur Änderung des Energiespektrums aus einem Schalter (3) zum Umschalten der Anoden­ spannung an der Röntgenquelle (12) zwischen einem hohen und einem niedrigen Spannungswert besteht.

4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung zur Änderung des Energiespektrums aus durch einen Aktivator (6) vor die Röntgenquelle (12) schiebbaren Filtern (4, 5) besteht.

5. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung zum Erfassen des Röntgenprojek­ tionsbilder aus einem energiediskriminierenden De­ tektor (30) besteht, dessen Elemente aus jeweils einem vorderen Teil (31, 32, 33, 34, 35, 36, 37, 38, 39) zur Messung der Niedrigenergiewerte und einem hinteren Teil (34, 35, 36, 37, 38, 39, 40, 41, 42) zur Messung der Hochenergiewerte aufweisen.