DE10052903A1

DE10052903A1 - Abbildungssystem mit Strahlungsfilter zur Röntgenabbildung

Info

Publication number: DE10052903A1
Application number: DE10052903A
Authority: DE
Inventors: Douglas Albagli
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1999-11-01
Filing date: 2000-10-25
Publication date: 2001-05-03
Also published as: JP4549513B2; JP2001190531A; US6418193B1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Abbildungssystem (10) mit einem Strahlungsspektralfilter (14), um die Qualität der erhaltenen Bilder zu verbessern, ohne die Strahlungsdosis auf einen Patienten zu erhöhen, sowie ein Verfahren zur Verbesserung der Bildqualität unter Verwendung einer solchen Filterung. Der Strahlungsfilter (14) besteht aus einem Material hoher Ordnungszahl, um aus dem Strahlungsbündel Röntgenstrahlen niedriger Energie und hoher Energie herauszufiltern, bevor das Bündel durch das abzubildende Objekt (16) hindurchgeht.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Röntgenabbildungs system, das eine Vorrichtung zur Filterung von Röntgen strahlen aufweist, und insbesondere auf ein System, das einen Spektralfilter zum Filtern von Röntgenstrahlen einsetzt, die von einer Austrittsöffnung einer bei Abbildungssystemen verwendeten Röntgenröhre stammen.

Die Filterung von Röntgenstrahlen bzw. Röntgenfilterung ist ein Schritt, der bei Röntgensystemen wie beispiels weise medizinischen Abbildungssystemen deswegen zum Einsatz gekommen ist, um die erhaltenen Bilder zu verbes sern. Bei der Konstruktion von Röntgenspektralfiltern sind Materialien wie Aluminium und Kupfer zum Einsatz gekommen und sind für Niedrigenergieanwendungen wie Mammographie Filter aus Rhodium und Molybdän verwendet worden. Die Fähigkeit eines Filters Röntgenstrahlen zu absorbieren wird von dem verwendeten Material und der Dicke des Filters beeinflusst. Die Spektralfilterung durch solche Röntgenfilter wird vorgenommen, um die Qualität des erhaltenen Bildes zu verbessern. Die zur Verbesserung der Bildqualität dienende Filterung der Röntgenstrahlen zielte bislang im Wesentlichen ausschließlich darauf ab, Röntgenstrahlen niedriger Energie daran zu hindern, den Patienten und/oder den Detektor zu erreichen.

Das Hauptziel bei einer Röntgenspektralfilterung ist es, zur Verbesserung des durch die Abbildungsvorrichtung erhaltenen Bildes beizutragen, ohne das der Abbildung unterzogene Objekt zu beeinträchtigen. Die Bildqualität kann durch zahlreiche Aspekte des Gesamtabbildungssystems beeinflusst werden. Das von der Erfindung zu lösende Problem ist, durch Spektralfilterung der Röntgenröhre die Qualität eines bei einem Abbildungsvorgang erhaltenen Bildes zu verbessern, während die Röntgenbestrahlungsdosis auf den Patienten verringert wird.

Erfindungsgemäß ist ein Röntgenabbildungssystem vorge sehen, das eine Röntgenquelle, einen Röntgendetektor und mindestens einen Spektralstrahlungsfilter aufweist, wobei sich der Spektralstrahlungsfilter zwischen der Quelle und dem abzubildenden Objekt befindet.

Es folgt eine ausführliche Beschreibung der Erfindung anhand der beigefügten Zeichnungen. Es zeigen:

Fig. 1 eine im wesentlichen schematische Ansicht eines Röntgenabbildungssystems, bei dem vorzugsweise der erfindungsgemäße Spektralfilter zum Einsatz kommt;

Fig. 2 eine Abbildung, die veranschaulicht, wie viele Röntgenstrahlen in einem Bereich von Röntgenenergien erforderlich sind, um eine Bestrahlungsdosis von 1 µR zu erzeugen;

Fig. 3 eine Abbildung, in der in Übereinstimmung mit der Erfindung für eine digitale Abbildungsvorrichtung relative Umwandlungsfaktoren (CF) als Funktion der Röntgenenergie aufgetragen sind;

Fig. 4 eine Abbildung, die in Übereinstimmung mit der Erfindung für verschiedene für eine digitale Abbildungs vorrichtung durchgeführte Simulationen das relative Kontrastverhältnis (rCNR) als Funktion der Röntgenstrahl energie darstellt;

Fig. 5 eine Abbildung, die die sich aus einer Veränderung des Bildhintergrunds ergebende Änderung des relativen Kontrastverhältnisses (rCNR) als Funktion der Röntgen energie darstellt;

Fig. 6 eine Abbildung, die unterteilt in Bereiche, die wirksam zur Erzielung hochqualitativer Bildern beitragen, und Bereiche, die nicht wirksam dazu beitragen, die relativen Kontrastverhältnisse (rCNR) und Umwandlungs faktoren (CF) pro Bestrahlungsdosiseinheit als Funktion der Röntgenenergie darstellen.

Fig. 7 eine Abbildung, die das Röntgenspektrum von auf das abzubildende Objekt fallenden Energien unter Verwendung eines 2,4 mm dicken Aluminiumfilters für drei unterschied liche Röntgenenergieniveaus darstellt;

Fig. 8 eine Abbildung, die die relative Röntgenstrahl durchlässigkeit von Filtern darstellt, die aus verschie denen Materialien bestehen und/oder verschiedene Dicken haben;

Fig. 9 eine Abbildung, die bei einer Einstellung mit einem 75 kVp Strahlenbündel die Röntgenenergiebereiche, die bei Verwendung eines Thuliumfilters gefiltert werden, im Vergleich zu einem Aluminiumfilter darstellt;

Fig. 10 eine Abbildung, die bei einer Einstellung mit einem 90 kVp Strahlenbündel die Röntgenenergiebereiche, die bei Verwendung eines Thuliumfilters gefiltert werden, im Vergleich zu einem Aluminiumfilter darstellt; und

Fig. 11 eine Abbildung, die bei einer Einstellung mit einem 120 kVp Strahlenbündel die Röntgenenergiebereiche, die bei Verwendung eines Goldfilters gefiltert werden, im Vergleich zu einem Aluminiumfilter darstellt.

Die Erfindung betrifft einen Spektralstrahlungsfilter bei dem die Auswahl eines geeigneten Konstruktionsmaterial und einer geeigneten Dicke derart getroffen ist, dass der Spektralfilter Anteile aus den Röntgenspektren heraus filtert, die nicht wirksam zur Erzeugung eines hoch qualitativen Bildes beitragen. Der Begriff "Spektral strahlungsfilter" bezieht sich dabei auf einen wie hierin beschriebenen Filter, der für eine Strahlungsabschwächung in ausgewählten Energiebereichen sorgt, um in dem Abbildungssystem den Signalpegel (CF) oder wahlweise das Kontrastverhältnis (CNR) am Röntgendetektor oder wahlweise beide zu erhöhen. Bei medizinischen Abbildungssystemen muss bei der angestrebten Spektralfilterung außerdem in Betracht gezogen werden, dass die Röntgendosis, die der Patient ausgesetzt wird, vorzugsweise minimiert wird.

Die Erfindung basiert auf der Feststellung, dass innerhalb des Röntgenenergiespektrums, das von der Röntgenquelle ausgegeben und von dem Röntgendetektor erfasst wird, bestimmte Röntgenenergien vorteilhafter als andere sind, um hohe Signalpegel und Kontrastverhältnisse zu erzielen, und dass durch Abschwächung der weniger nützlichen Röntgenenergien ein verbessertes Bild erhalten und die Patientenbestrahlungsdosis auf ein Minimum beschränkt wird. Bei einem Ausführungsbeispiel der Erfindung ist der Röntgenspektralfilter aus einem Material aufgebaut, das eine hohe Atomzahl (Z) von beispielsweise Z = 58 oder mehr hat, wenn die aus der Austrittsöffnung der Röntgenröhre austretenden Röntgenspektren in einem Bereich von 50 bis 160 kVp liegen, der typisch für medizinische Hochenergie abbildungen ist. Bei einem Ausführungsbeispiel liegt die Dicke des Spektralfilters in einem Bereich zwischen etwa 40 µm und etwa 300 µm, wobei der Filter aus einem Material mit Z < 64 besteht.

Ein Spektralfilter aus einem Material hoher Ordnungszahl kann in dem vorgeschriebenen Dickenbereich Röntgenstrahlen wirksam in Spektralbereichen ausfiltern, die sich während der Entwicklung der Erfindung als von geringem Beitrag zu hochqualitativen Bildern herausgestellt haben. Die Verwen dung derartiger Spektralfilter führt für eine gegebene Bestrahlungsdosiseinheit zu einer Verbesserung des Kontrastverhältnisses (CNR) und zu einer Erhöhung des Signalpegels (CF). Es kann daher ein hochqualitatives Bild erzielt werden, während gleichzeitig die auf den Patienten gegebene Bestrahlungsdosis verringert wird.

Fig. 1 stellt in im Wesentlichen schematischer Form ein allgemein mit der Zahl 10 bezeichnetes Röntgenstrahl abbildungssystem dar, das zur Zustandsuntersuchung des Innenaufbaus eines Objekts 16 verwendet wird. Das Objekt 16 kann beispielsweise bei einem medizinischen Diagnose vorgang ein menschlicher Patient sein. Die Röntgenquelle 12 ist vorzugsweise eine Röntgenröhre 12 oder ein Röntgen generator, wobei die bei einer medizinischen Hochenergie abbildung verwendeten Röntgenspektren gewöhnlich in einem Bereich von 50-160 kVp liegen. Dieser Bereich ist manch mal auf etwa 80 kVp bis 120 kVp eingeengt. Zwischen der Austrittsöffnung der Röntgenröhre 12 und dem abzubildenden Objekt 16 befindet sich ein Spektralstrahlungsfilter 14. Der Filter liegt vorzugsweise in unmittelbarer Nähe der Austrittsöffnung der Röntgenröhre 12 (z. B. in einem Bereich zwischen 0 und 20 cm bzw. 8 Inch), damit der Filter so klein wie möglich konstruiert werden kann und dennoch im wesentlichen sämtliche von einem Austritts fenster der Röntgenröhre stammende Röntgenstrahlung (z. B. 90% oder mehr) abfangen kann, ohne eine Fläche aufzu weisen, die größere Probleme hinsichtlich erhöhter Kosten oder Umbau des Röntgengeräts aufwirft. Darüber hinaus verringert die Anordnung des Filters in unmittelbarer Nähe zu der Röntgenröhre die Streuwirkungen solcher Filter bei dem Röntgenbild. Bei einem Ausführungsbeispiel der Erfindung hat der Filter 14 eine Seitenfläche von etwa 6,5 cm² bzw. 1,0 Inch². Der Spektralstrahlungsfilter 14 umfasst mindestens eine Primärfiltermaterialschicht 1 aus einem ersten Röntgenstrahlen abschwächenden Material (z. B. vorzugsweise aus einer dünnen Schicht wie etwa einem Blatt oder einer Folie metallischen Materials hergestellt) und kann, wie nachstehend in alternativen Ausführungs beispielen beschrieben ist, eine Vielzahl von Filter materialschichten wie etwa eine Sekundärfiltermaterial schicht 2 und eine Tertiärfiltermaterialschicht 3 umfassen, wie in Fig. 1 gezeigt ist.

Bei einigen Röntgensystemen kann das System 10 außerdem einen Vorfilter 13 umfassen, der mit der Röntgenröhren anordnung 12 eine Einheit bildet. Dieser Vorfilter umfasst dann typischerweise ein Material mit niedriger Ordnungs zahl (z. B. Beryllium (Z = 3)) und nimmt eine Anfangs filterung der Röntgenstrahlen niedriger Energie vor.

Der Filter 14 ist dazu vorgesehen, Röntgenstrahlen mit bestimmten Energieniveaus zu behindern oder abzuschwächen, die als schädlich oder als nicht von bedeutendem Beitrag zu einer höheren Bildqualität des untersuchten Objekts erkannt wurden. Das gefilterte Strahlungsbündel geht durch das Objekt 16 hindurch und wird vorzugsweise von einem Strahlungsdetektor 18 wie etwa einem Bildverstärker oder Festzustandsstrahlungsdetektor aufgenommen. Der Strahlungsdetektor erzeugt ein Ausgangssignal, das weiter verarbeitet wird, um ein gewünschtes, durch die Bedien person verwendbares Bild zu erzeugen. Bei einem Ausführungsbeispiel wird das Ausgangssignal von einem Bildprozessor 20 verarbeitet, um ein elektronisches Signal zu erzeugen, dass auf einem Bildschirm 22 angezeigt werden kann.

Während der Entwicklung des erfindungsgemäßen Röntgen abbildungssystems 10 wurde festgestellt, dass ein Aspekt des Systems, der sich zur Verbesserung des Leistungs vermögens der Abbildungsvorrichtung ändern oder abwandeln lässt, die Spektralfilterung des aus dem Röntgengenerator austretenden Röntgenstrahlenbündels ist. Ein verbessertes Leistungsvermögen lässt sich anhand einer Zunahme des Signalpegels an der Abbildungsvorrichtung nachweisen, wobei die Zunahme tendenziell die Wirkung elektrischen Rauschens verringert. Angesichts der Tatsache, dass die angestrebte Hauptverwendung der Röntgenstrahlabbildungs vorrichtung die Zustandsanalyse von menschlichen Patienten ist, sollte eine solche Zunahme des Signalpegels wünschenswerterweise nicht auf Kosten einer erhöhten Bestrahlungsdosis des Patienten geschehen.

Um das gewünschte Ergebnis zu erreichen, geht der Ansatz dahin, einen Spektralfilter auf der Erkenntnis dessen zu konstruieren, dass bestimmte Röntgenenergien innerhalb des von einer Röntgenquelle erzeugten Gesamtspektrums an Röntgenenergien in größerem Umfang als andere Röntgen energien zu einem verbessertem Abbildungsvermögen bei tragen. Die Spektralfilter filtern daher wunschgemäß Röntgenstrahlen aus, die (hinsichtlich ihres Beitrags zur Bildqualität) suboptimal sind, während den Röntgenstrahlen optimalerer Energien erlaubt ist, durch den Szintillator hindurchzugehen. Bei einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird das Ziel dadurch erreicht, dass ein Spektralfilter aus einem Material konstruiert wird, dass eine hohe Ordnungszahl (Z) (der Begriff "hohe Ordnungs zahl" bezieht sich hierbei auf ein Material mit einem Z-Wert von mindestens 58) und wünschenswerterweise eine Ordnungszahl von Z ≧ 65 aufweist.

Fig. 2 zeigt eine Abbildung, die die Anzahl der Röntgen strahlen bei verschiedenen gegebenen Energien darstellt, die zur Erzeugung einer Bestrahlungsdosis von 1,0 µR (Mikroröntgen) benötigt wird. Diese Abbildung zeigt den Zusammenhang zwischen dem Röntgenfluss und der Aussetzung des Patienten mit Strahlung. Fig. 3 zeigt eine Auftragung eines relativen "Umwandlungsfaktors" der Röntgenstrahlen als Funktion der Röntgenenergie. Der "Umwandlungsfaktor" ist der Signalpegel, der in einem gegebenen Bilddetektor durch einen einzelnen Röntgenstrahl für einen bestimmten Detektor (zu Zwecken der Veranschaulichung beispielsweise eine Festzustandsabbildungsvorrichtung) erzeugt wird. Die eingetragene durchgezogene Linie ist ein Maß des relativen Umwandlungsfaktors bezüglich der Elektroneneinheiten pro auffallendem Röntgenstrahl, wenn ein (420 µm dicker) CsI- Szintillator eingesetzt wird. In der gleichen Abbildung ist darüber hinaus als unterbrochene Linie der relative Umwandlungsfaktor als Funktion der auf den Patienten wirkenden Energie pro Milliröntgen (mR) eingetragen.

Der Abstand zwischen der durchgezogenen Linie und der unterbrochen Linie in Fig. 3 gibt einen Anhaltspunkt für die relative Wirksamkeit von Röntgenstrahlen bestimmter, in der in der Abbildung gezeigter Energien, indem er eine Prozentzahl des Umwandlungsfaktors (bezogen auf den Signalpegel in dem Detektor) auf der Basis "pro Röntgen strahl" (durchgezogene Linie) und "pro Bestrahlungsdosis" (mR)(unterbrochene Linie) angibt. So lässt sich in Fig. 3 erkennen, dass Röntgenstrahlen mit Energien von etwa 40 keV bis etwa 95 keV die Wirkung haben, den Signalpegel in dem Detektor bezogen auf die Patientenbestrahlungsdosis zu maximieren, da die Werte des Umwandlungsfaktors (CF) auf "pro Bestrahlungsdosis"-Basis dicht an den Umwand lungsfaktorwerten auf "pro Röntgenstrahl"-Basis liegen. Im Gegensatz dazu lässt sich beispielsweise erkennen, dass Röntgenstrahlen mit einer Energie von 27 keV auf "pro Röntgenstrahl"-Basis nur zu etwa 60% des Umwandlungs faktors eines Röntgenstrahls mit 60 keV führen und auf Basis von "pro Bestrahlungsdosis" (mR) zu nur 20% des Umwandlungsfaktors eines Röntgenstrahls mit 60 keV führen.

Die Fähigkeit, in einem Bild ein Objekt von Interesse zu erkennen, ist mit dem Kontrast zwischen dem Objekt und dem Rauschen in dem Bild verknüpft. Daher sollte neben dem Bemühen, bei konstanten oder verringerten Dosen erhöhte Signalpegel zu erzielen, der in einem gegebenen Bild erzeugte Kontrast und genauer das Kontrastverhältnis so hoch wie praktisch möglich gehalten werden.

Bei der Entwicklung der Erfindung wurde der Wert für das relative Kontrastverhältnis (rCNR) dadurch erhalten, dass das Kontrastverhältnis eines den CsI-Szintillator verwen denden Detektors gegenüber einem idealen Detektor normalisiert wurde. Dieser Wert ergibt einen nützlichen Anhaltspunkt zum Vergleich der Wirksamkeit verschiedener Röntgenspektren und wird vorzugsweise wie folgt ausge drückt:

wobei C ein Kontrastwert ist, der durch einen Hintergrund signalpegel und einen Signalpegel des Hintergrunds kombiniert mit dem der Abbildung unterzogenen Objekt bestimmt ist, und S_N ein Signalrauschabstand ist, der durch die Quadratwurzel der Anzahl absorbierter Röntgenstrahlen bestimmt ist. Gleichung (1) gibt an, dass die Anzahl der absorbierten Röntgenstrahlen gleich dem Produkt eines auf den Detektor treffenden Röntgenflusses (X_TB) und des Absorptionsanteils (QDE) des Szintillators ist, der bei diesem bevorzugtem Ausführungsbeispiel aus CsI besteht.

Um die Röntgenenergien in dem Röntgenspektrum zu bestim men, die die besten relativen Kontrastverhältnisse (rCNR) erzeugen, wurden mit vier verschiedenen Objekten und drei verschiedenen Hintergründen Simulationen durchgeführt. Die eingesetzten Objekte waren Stahlführungsdraht, jodhaltige Kontrastflüssigkeit, Knochen und Weichgewebe (das in der Figur durch die mit "Dichteänderung" bezeichnete Kurve dargestellt wird, da diese Kurve LUCITE® (allgemein als Polymethylmethacrylat oder PMMA bekannt) entspricht, einem für Weichgewebe mit leicht unterschiedlichen Dichten repräsentativen Material). Die Hintergründe, die so gewählt wurden, dass sie dünne, normale und schwere Patienten simulierten (diese Begriffe finden im Abbil dungsbereich allgemeine Verwendung), waren LUCITE®-Tafeln mit jeweils 20 cm, 25 cm und 30 cm Dicke. LUCITE® ist ein registriertes Markenzeichen von ICI Acrylics, Inc. in Wilmington, Missouri. Bei dieser Simulation wurden die Dicken der vier Objekte so eingestellt, dass sich für Knochen und Weichgewebe ein Kontrast von 5% und für Stahl und Jod von 10% ergab.

Fig. 4 stellt das relative Kontrastverhältnis (rCNR) als Funktion der Röntgenenergie für die vier Objekte unter Verwendung der 25 cm dicken Hintergrundtafel dar. Bei dieser Simulation wurde bei jedem Energiepegel der Röntgenfluss so eingestellt, dass die gleiche Bestrahlung auf den Patienten traf. Die in Fig. 4 gezeigten Ergebnisse stellen daher einen Vergleich des relativen Kontrast verhältnisses (rCNR) auf Basis von "pro Bestrahlungsdosis" (pro mR) dar. Fig. 5 veranschaulicht der Wirkung der Hintergrunddicke (unter Simulation leichterer und schwerer Patienten) auf die Ergebnisse.

Bei niedrigen Röntgenenergien ist das relative Kontrast verhältnis (rCNR) klein, weil weniger Röntgenstrahlen auf das abzubildende Objekt treffen, da infolge von Absorption weniger Röntgenstrahlen durch den Patienten hindurchgehen. Das relative Kontrastverhältnis ist auch bei höheren Energien klein, da bei Verwendung höherer Röntgenenergien der Kontrast zwischen Objekt und Hintergrund abnimmt.

Die in den Fig. 3 bis 5 gezeigten Daten lassen den Schluss zu, dass eine Maximierung des Signalpegels und eine Minimierung der Patientenbestrahlungsdosis vorzugs weise mit einem monoenergetischen Bündel aus Röntgen strahlen mit etwa 60 keV erzielt wird. Darüber hinaus lassen die Fig. 4 und 5 erkennen, dass sich das Kontrastverhältnis auf "pro Bestrahlungsdosis"-Basis bei Verwendung von Röntgenstrahlen mit Energien in einem Bereich von 40-60 keV maximieren lässt. Bei den Simu lationsobjekten lässt sich das Kontrastverhältnis (rCNR) genauer gesagt für Stahl- und Jodobjekte bei einer Röntgenenergie von etwa 40 keV, für Knochen bei etwa 50 keV und für die Abbildung von Gewebedichteänderungen bei etwa 60 keV maximieren.

Durch solche Simulationen lässt sich in vielen Fällen eine bestimmte Röntgenenergie als optimale Energie zur Verwen dung mit einem bestimmten Objekt und einem bestimmten Hintergrund identifizieren. Bei der medizinischen Abbil dung ist es jedoch in der Praxis unmöglich, eine Abbil dungsvorrichtung bereitzustellen, die dazu in der Lage ist, für jeden einzelnen Patienten und für jeden einzelnen im Interesse stehenden Bereich am Patienten die präzise Röntgenenergie zur Verfügung zu stellen. Bei einem Ausfüh rungsbeispiel der Erfindung wird daher ein Bereich nützlicher oder besonders vorteilhafter Röntgenenergien von Röntgenenergien getrennt, die beim Abbildungsvorgang von höheren Signalpegeln und höheren Werten für das relative Kontrastverhältnis wegführen oder nicht wesent lich dazu beitragen.

In Fig. 6 ist das angegebene Energiespektrum von 20 keV bis 100 keV in vier verschiedene Bereiche unterteilt. Bereich 1, der Röntgenenergien von 35 bis 60 keV umfasst, ist so gewählt, dass er dem idealem Bereich für Röntgen energien entspricht, um das relative Kontrastverhältnis (rCNR) und den Signalpegel zu maximieren, während die Patientenbestrahlungsdosis auf einem angemessenem Niveau gehalten wird. Ein zweiter, mit Bereich 2 bezeichneter Bereich mit Röntgenenergien im Bereich von 60-80 keV ergibt ein gutes relatives Kontrastverhältnis (rCNR) für eine Knochenprobe und für Gewebedichteschwankungen sowie einen maximalen Signalpegel für diese Objekte. Aufgrund von Leistungsgrenzen der Röntgenröhre wird dieser Energie bereich gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung insbesondere für schwere Patienten als nützlich erachtet.

Bei der Entwicklung der Erfindung wurde festgestellt, dass die mit Bereich 3 und 4 bezeichneten Bereiche (oberhalb von 80 keV beziehungsweise unterhalb von 35 keV) der Qualität des erhaltenen Bildes nicht zuträglich sind und dass daher das Herausfiltern dieser Röntgenenergien die Qualität des erhaltenen Bilds verbessert. Die hohen Röntgenenergien im Bereich 3 (am "oberen Ende" des von der Quelle abgegebenen Röntgenspektrums) ergeben ein niedrigeres relatives Kontrastverhältnis (rCNR) und niedrigere Signalpegel (relativer Umwandlungsfaktor oder rCF) und werden daher vorzugsweise herausgefiltert. Die niedrigen Röntgenenergien im Bereich 4 (dem "unterem Ende" des von der Quelle abgegebenen Röntgenspektrums) tragen nur wenig zu rCNR und rCF bei, während sie erheblich zu einer Erhöhung der Belastung des Patienten mit Strahlung beitragen. Die Röntgenstrahlen des Bereichs 4 werden daher ebenfalls vorzugsweise ausgefiltert.

Fig. 7 zeigt eine Darstellung eines typischen Röntgen spektrums für ein derzeit im Einsatz befindliches typisches Abbildungssystem, das als Anfangsfiltermedium einen (2,4 mm dicken) Aluminiumfilter nutzt. Die Abbildung zeigt die gleichen Gruppierungsbereiche der Röntgen energien, wie sie in Fig. 6 entwickelt und dargestellt sind. In Fig. 7 ist zu erkennen, dass trotz Verwendung eines Anfangsfiltermediums zwischen 40 und 54% der Röntgenbestrahlungsdosis des Patienten von Röntgenenergien in den als Bereich 3 und 4 identifizierten Bereichen stammt, die wie festgestellt die Qualität des Bilds beein trächtigen oder kaum zu einer Verbesserung dessen bei tragen. Die drei separaten Kurven in Fig. 7 entsprechen den Bestrahlungsdosen bei drei verschiedenen kVp-Niveaus (75 kVp, 90 kVp, 120 kVp), die gewöhnlich für Patienten mit unterschiedlichen Größen oder Konstitutionen einge setzt werden.

Um das Röntgenspektrum bei der Erfindung auf die Energien der gewünschten Bereiche 1 und 2, d. h. auf nominell etwa 35 keV bis etwa 80 keV, zu beschränken (siehe Fig. 6), geht der Ansatz dahin, einen Spektralfilter bereitzu stellen, der aus einem Material einer Gruppe speziell ausgewählter Materialien besteht. Damit bei einer hand habbaren Anzahl von Filtern ein breitestmöglicher Bereich an Patientengrößen Berücksichtigung findet, werden darüber hinaus die Dicken der Filter so gewählt, dass die Filterung innerhalb praktischer Grenzen optimiert wird.

Die Röntgenstrahlabschwächung eines Filters ist eine Funktion der auffallenden Röntgenenergie, der Dicke des Filters, seiner Dichte und der Elementzusammensetzung des Filters. Bislang zielte die Filterung von auffallenden Röntgenstrahlen ausschließlich darauf ab, Röntgenstrahlen niedriger Energie, wie beispielsweise diejenigen in Bereich 4 in Fig. 6, herauszufiltern. Das Verhalten von verschiedenen vielversprechenden Filtermaterialen zur Filterung dieser niedrigen Röntgenenergien hat sich während der Entwicklung der Erfindung als abhängig von der Filterdicke erwiesen, wobei durch eine Dickenänderung der aus den verschiedenen Materialien bestehenden Filter die jeweiligen Röntgenstrahlabschwächungswerte der Filter angepasst werden können. Dies lässt sich in Fig. 8 erkennen, die die Röntgenabschwächung von Filtern aus Aluminium (Z = 13; 6500 µm dick), Kupfer (Z = 29; 169 µm dick), Molybdän (Z = 42; 67,7 µm dick), Terbium (Z = 65; 150 µm dick), Wolfram (Z = 74; 43,9 µm dick) und Blei (Z = 82; 56,4 µm dick) darstellt.

Während der Entwicklung der erfindungsgemäßen Filter wurde festgestellt, dass das Verhalten der Materialien am oberen Ende der Röntgenenergien, die herausgefiltert oder abge schwächt werden sollen, einen größeren Unterschied in Hinblick darauf ergibt, welche Materialien eine optimale Filterkombination für sowohl Röntgenstrahlen niedriger Energie (Bereich 4) als auch hoher Energie (Bereich 3) darstellen. Genauer gesagt wurde erkannt, dass sich auf eine solche optimale Weise Materialien mit hoher Atomzahl (Z ≧ 58) und insbesondere Materialien mit noch höherer Ordnungszahl (2 < 64) verhalten. Dieses Verhalten beruht weder auf die üblicherweise betrachteten Faktoren wie Dicke und Dichte der Filter noch auf der auftreffenden Röntgenenergie, sondern stattdessen auf vorteilhaften quantenmechanischen Effekten, die bei Materialien mit hoher Ordnungszahl beobachtet werden, bei denen die Zunahme der Röntgenabsorption bei einigen wenigen gut definierten Energien diskontinuierlich ist.

In Fig. 8 ist zu erkennen, dass Aluminium, das zuvor zur Anfangsfilterung von Röntgenstrahlen einer Röntgenquelle eingesetzt wurde, eine verhältnismäßig schwach ausgeprägte Vorzugsbehandlung der Röntgenstrahlen im Bereich 1 (wünschenswert) gegenüber Bereich 4 (nicht wünschenswert) aufweist. Die verhältnismäßig starke Abflachung der Kurve für den Aluminiumfilter beruht auf Comptonstreuungs effekten, die bei Materialien mit höherer Ordnungszahl nur bei höheren Energien auftreten. Wie in Fig. 8 zu erkennen ist, sorgt Kupfer in den Bereichen 1 und 4 für eine stärkere Vorzugsbehandlung der Röntgenstrahlen.

Darüber hinaus ist in Fig. 8 dargestellt, dass die Materialien mit höherer Ordnungszahl bei material spezifischen Energien einen diskontinuierlichen Abfall der Röntgenstrahldurchlässigkeit (Zunahme der Abschwächung) zeigen, der verglichen mit Kupfer oder Molybdän zu einer stärkeren Abschwächung im Bereich 3 führt. Die Materialien sind daher dazu imstande, eine zufriedenstellende relative Abschwächung der Röntgenstrahlen im Bereich 4 bis 1 zu erzielen und außerdem bevorzugt den Bereich 3 und in gewissem Umfang den Bereich 2 abzuschwächen.

Die diskontinuierliche Zunahme der Absorption, die bei Materialien mit hoher Ordnungszahl beobachtet wird, beruht auf der Quantennatur der Elektronenorbitale und den gut definierten Energien, die den L- und K-Schalen des Atoms des jeweiligen Elements entsprechen. In Fig. 8 sind die K- Kanteneffekte für Terbium (K-Kante = 52 keV), Wolfram (K- Kante = 69,5 keV) und Blei (K-Kante = 88 keV) zu erkennen.

Die nachstehende Tabelle I zeigt die K-Kantenenergien für mehrere im Interesse stehende Materialien mit hoher Ordnungszahl sowie ihre möglichen Optimalverwendungen.

TABELLE I

Würde allein der Wunsch berücksichtigt werden, das gesamte Röntgenspektrum des Bereichs 1 (Fig. 6, 35-60 keV) zur Verfügung zu stellen, wurde der ideale Filter aus Thulium (Z = 69) bestehen, einem Seltenerdmetall mit einer K-Kante bei 59,4 keV. Die Verwendung von Thulium oder einem Material höherer Ordnungszahl hat den zusätzlichen Vorteil, die charakteristischen Kα-Röntgenstrahlen (bei 58,0 und 59,3 keV) von einem Wolframtarget nur schwach zu filtern (siehe Fig. 7).

Andere Überlegungen können dazu führen, dass beim Aufbau des Röntgenspektralfilters ein anderes Materials bevorzugt wird oder dass wahlweise eine kleine handhabbare Anzahl an austauschbaren Spektralfiltern verschiedener Materialien bereitgestellt wird. Wenn zum Beispiel dünne und mäßig große Patienten einer Röntgenabbildung unterzogen werden, kann der Kontrast für Stahl und Jod erhöht werden, indem Terbium (Z = 65, K-Kante = 52,0 keV) als das Material eingesetzt wird, aus dem der Filter besteht. Bei der Abbildung größerer Patienten ist der Signalpegel gewöhn lich von größerem Interesse und sind zur Erhöhung des Signalpegels Röntgenstrahlen im Bereich 2 (60-80 keV) des Spektrums nützlich. Daher ist möglicherweise ein Filter material vorzuziehen, dass diese Röntgenstrahlen nicht abschwächt. In diesem Fall können Gold (Z = 79, K-Kante = 80 keV), Blei (Z = 82, K-Kante = 88 keV) und Bismut (Z = 83, K-Kante = 90,5 keV) bevorzugte Materialien sein, aus denen der Filter aufgebaut ist.

Es besten außerdem Einschränkungen bei der Flexibilität, die Grenzen für den Bereich 2 und Bereich 3 einzustellen, die in Fig. 6 mit 60 keV und 80 keV angegeben sind, und zwar insbesondere in Abhängigkeit davon, welche Abbil dungsparameter zu maximieren sind. Möglicherweise sind daher erfindungsgemäß andere Materialien mit hoher Ordnungszahl wie etwa Lutetium, Tantal und Wolfram als Materialien vorzuziehen, um beim Aufbau des Spektral filters verwendet zu werden.

Bei der Verwendung von Materialien mit hoher Ordnungszahl als Spektralfilter besteht die Möglichkeit, dass es zur Röntgenfluoreszenz kommt, da oberhalb der Energie der K- Kante des Filtermaterials Röntgenstrahlen absorbiert werden. In diesem Fall kann ein Sekundärröntgenstrahl mit etwas geringerer Energie auftreten. Infolge der geringen Wahrscheinlichkeit, dass ein solcher Sekundärröntgenstrahl auf die Abbildungsvorrichtung trifft, wird im Allgemeinen davon ausgegangen, dass die negative Wirkung einer solchen Fluoreszenz keinen messbaren nachteiligen Einfluss auf das Bild hat, was insbesondere für größere Patienten zutrifft.

Die Fluoreszenzwirkung kann weiter minimiert werden, indem angrenzend an die Primärstrahlungsfiltermaterialschicht 1 in dem Strahlungsfilter 14 zusätzliche Strahlungsfilter gesetzt werden. So erzeugt ein Bleifilter (Z = 82) beispielsweise hauptsächlich bei 72,8 keV und 75,0 keV Fluoreszenzröntgenstrahlen. Bei Hinzufügung mindestens einer Sekundärstrahlungsfiltermaterialschicht 2 (d. h. einer Schicht mit einem Material mit etwas niedrigerem Z- Wert, das so neben den Bleifilter gesetzt wird, dass es zwischen dem Bleifilter und dem abzubildenden Objekt angeordnet ist), sorgt die Sekundärfiltermaterialschicht 2 für eine bevorzugte Absorption der durch die Fluoreszenz bedingten Röntgenstrahlen und verbessert dadurch die Bildqualität. Das Material des Sekundärstrahlungsfilters hat typischerweise eine K-Kante direkt unterhalb der Energie der Fluoreszenzröntgenstrahlen (z. B. Wolfram, Z = 54, K-Kante = 69,5 keV). Bezogen auf den angesprochenen Bereich der Primärfiltermaterialien hat die Ordnungszahl des Sekundärstrahlungsfiltermaterials einen um mindestens 6 oder 7 kleineren Wert als die Ordnungszahl des Primär filtermaterials. So sollte eine Primärfiltermaterial schicht 1 aus Bismut (Z = 83) beispielsweise mit einer Sekundärstrahlungsfiltermaterialschicht aus einem Material mit einem Z-Wert von weniger als 76 gepaart werden; ein Primärfilter aus Gold (Z = 79) sollte mit einem Sekundär filter mit einem Z-Wert von weniger als 72 gepaart werden; und ein Primärfilter aus Wolfram (Z = 74) sollte mit einem Sekundärfilter aus einem Material mit einem Z-Wert von weniger als 68 gepaart werden. Die Dicke des Sekundär filters hat typischerweise einen Wert, der in einem Bereich zwischen etwa 10% und 50% der Dicke des Primär filters liegt. Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel kann auf ähnliche Weise ein zusätzlicher Strahlungsfilter (z. B. ein Tertiärstrahlungsfilter 3) mit der Sekundärstrahlungs filtermaterialschicht gekoppelt werden, wobei die Primär-, Sekundär- und Tertiärfiltermaterialschicht so angeordnet sind, dass der Filter aus dem Material mit dem höchsten Z- Wert am nächsten an der Röntgenquelle liegt und der Filter aus dem Material mit dem niedrigsten Z-Wert am weitesten von der Röntgenquelle entfernt liegt. Ein Beispiel dafür wäre eine Filteranordnung mit Materialien in der Reihen folge Blei, Wolfram und Terbium (wobei der Bleifilter am nächsten an der Strahlungsquelle liegt).

In derzeitigen Röntgenabbildungssystemen, die einen 2,4 mm dicken Aluminiumfilter einsetzen, ist es auch bei schweren Patienten nicht möglich, die verfügbaren Röntgenröhren bei ihrer Maximalnennleistung (von derzeit 900 W) zu verwen den. Bei Röntgenröhren mit 1500 W Nennleistung sind Aluminiumfilter sogar noch weniger angemessen. Bei der Konstruktion des Spektralfilters erlaubt die Verwendung eines Materials mit hoher Ordnungszahl wie zuvor erwähnt die Nutzung einer stärkeren Leistung, wodurch ein besseres Kontrastverhältnis und ein höherer Signalpegel erhalten werden, während gleichzeitig die auf den Patienten wirkende Dosis konstant gehalten wird. Eine anschauliche Darstellung der verbesserten Ergebnisse ist nachstehend in Tabelle II gezeigt und ist außerdem aus den Fig. 9 bis 11 ersichtlich.

Tabelle II zeigt zwei Beispiele für die Verwendung eines Thuliumfilters bei dünnen und mittelgroßen Patienten sowie ein Beispiel für die Verwendung eines Goldfilters bei schweren Patienten. Die in der Tabelle angegebenen Ergeb nisse für das relative Kontrastverhältnis (rCNR) und das relative Signal geben die Verbesserung gegenüber einem 2,4 mm dickem Aluminiumspektralfilter an. (Ein Ergebnis von 1,21 steht z. B. für eine 21% Verbesserung gegenüber dem Wert, der bei Verwendung eines 2,4 mm dicken Aluminiumfilters erhalten wird.) Es ist zu beachten, dass neben den bei diesen Beispielen eingesetzten Thulium- und Goldfiltern die Röntgenröhre einen 1,0 mm dicken Aluminiumvorfilter enthielt. In den folgenden den Thulium filter einsetzenden Beispielen beträgt die Dicke für das Thulium bei mittlerer Dosis 194 µm und bei geringer Dosis 298,5 µm. Die Goldfilter waren bei mittlerer und geringer Dosis jeweils 39,5 µm und 91 µm dick.

Für den Fall, dass ein dünner Patient abgebildet wird (20 cm dickes LUCITE, 75 kVp), ist zu erkennen, dass sich bei niedrigerer Dosis (0,84) das Kontrastverhältnis (rCNR) um 21 bis 31% verbessert und der Signalpergel um etwa 81% steigt. Wie sich aus der Tabelle bestimmen lässt, ist es, wenn die Durchführung einer Fluoressenzabbildung mit geringer Dosis gewünscht ist, bei den erfindungsgemäßen Filtern vorzuziehen, den Röntgenröhrenstrom und die Röntgenröhrenleistung beizubehalten und die Dicke des Filters selbst zu erhöhen, um die Bestrahlungsdosis auf den Patienten zu verringern. Wenn herkömmliche Filtermaterialien eingesetzt werden, kann dies dem Bedürfnis entgegenstehen, den Röntgenröhrenstrom und die Röntgenröhrenleistung zu verringern. Im Fall der Simulation eines dünnen Patienten erhöhte sich der rCNR- Wert zwischen 24% und 41% gegenüber dem für einen 2,4 mm dicken Aluminiumfilter erhaltenen Wert und erhöhte sich das Signal um 215%, während für lediglich 84% der Dosis gesorgt wurde, die sich bei Verwendung des Aluminium filters ergibt. Eine ähnlich hohe vorteilhafte Zunahme des Kontrastverhältnisses und des Signalpegels wurden auch bei der Simulation für mittelgroße und schwere Patienten erhalten.

Aus den in der Tabelle II und in den Fig. 9 bis 11 dargestellten Simulationsergebnissen lässt sich ableiten, dass die Spektralfilter hoher Ordnungszahl statt zur Verbesserung der Bildqualität unter derzeit üblichen Patientenbestrahlungsdosen auch dazu verwendet werden können, die Bestrahlungsdosen zu verringern, während die Bildqualität beibehalten wird, die mit herkömmlichen Filtern in herkömmlichen Systemen erzielt wird.

Die erfindungsgemäßen Spektralfilter werden vorzugsweise in Form einer dünnen aus dem gewünschten Filtermaterial bestehenden Metallfolie bereitgestellt, die innerhalb eines Rahmens oder Trägers untergebracht ist. Wahlweise kann der Filter auch in Form einer Lage aus Oxidpulver des gewünschten Filtermaterials bereitgestellt werden, die in einer Rahmenstruktur eingekapselt oder eingeschlossen ist.

Damit im Wesentlichen die gesamte von der Röntgenröhre stammende Röntgenstrahlung abgefangen wird, sollte der Filter 14 kann im Allgemeinen eine Seitenfläche von etwa 6,5 cm² bzw. 1 Inch² aufweisen. Anstelle von Aluminium können als Vorfilter 13 wahlweise auch Kupfer oder andere verhältnismäßig kostengünstige Materialien mit kleinerem Z-Wert verwendet werden. Darüber hinaus wird der Spektral filter 14 so nahe wie praktisch möglich an das Röntgen fenster positioniert, da dies eine möglichst kleine Gestaltung des Filters erlaubt.

Das Abbildungssystem kann darüber hinaus mit einer Viel zahl von Strahlungsspektralfiltern 14 versehen sein, die aus Materialien mit unterschiedlichem Z-Wert und/oder unterschiedlicher Dicke aufgebaut sind, die so gewählt sind, dass für einen weiten Bereich an Patientengrößen bei geringeren Bestrahlungsdosen für ein verbessertes Abbil dungsvermögen gesorgt ist. Das Abbildungssystem 10 kann beispielsweise mit einem Satz von sechs Filtern versehen sein, wie er vorstehend in Tabelle II dargestellt ist.

Es ist zu beachten, dass die Beschreibung der Erfindung unter Bezugnahme auf besondere Ausführungsbeispiele erfolgte und dass die Erfindung nicht auf diese Ausfüh rungsbeispiele beschränkt ist. Auch wenn Beispiele für digitale Strahlungsbilder gegeben wurden, kann die Erfindung beispielsweise auch auf ähnliche Weise bei nicht digitalen Abbildungsvorrichtungen Umsetzung finden. Wie für den Fachmann ersichtlich ist, sind bestimmte hierin aufgeführte Angaben zur Leistungsfähigkeit (z. B. Röntgen emissions- und Röntgenabsorptionsinformationen) vom verwendeten Detektortyp abhängig, während sich einige Angaben (z. B. CNR) auf den verwendeten Szintillator und einige Angaben (z. B. CF und seine Funktion bei der Unter drückung von elektrischem Rauschen) auf den verwendeten besonderen Detektor beziehen. Dem Fachmann ist daher ersichtlich, dass innerhalb des Schutzumfangs der Erfindung weitere Abwandlungen der hierin besprochenen Ausführungsbeispiele möglich sind.

Claims

1. Abbildungssystem (10), mit:
einer Strahlungsquelle (12), die einen Röntgen generator zur Abgabe eines Bündels Durchdringungs strahlung zu einem abzubildendem Objekt (16) umfasst;
mindestens einem Spektralstrahlungsfilter (14), der zwischen der Strahlungsquelle und dem abzubildenden Objekt (16) positioniert ist, wobei der Spektral strahlungsfilter (14) in dem Weg des Bündels Durch dringungsstrahlung positioniert ist und seine Größe so ausgelegt ist, dass er im Wesentlichen sämtliche Röntgen strahlen in dem Strahlungsbündel abfängt, wobei
der mindestens eine Spektralstrahlungsfilter (14) ein Material mit einer Ordnungszahl (Z) von mindestens 58 umfasst und der Strahlungsfilter darüber hinaus dahin gehend eingerichtet ist, beim Hindurchgehen durch ihn Röntgenstrahlen abzuschwächen, die Energien am unteren Ende und am oberen Ende eines von dem Röntgengenerator abgegebenen Röntgenspektrums aufweisen; und
einem Strahlungsdetektor (18), der so positioniert ist, dass er die durch den Strahlungsfilter (14) und durch das Objekt gehenden Röntgenstrahlen aufnimmt.

2. Abbildungssystem nach Anspruch 1, wobei der Strahlungsfilter (14) ein Material mit einer Ordnungszahl (Z) in einem Bereich von etwa 58 bis etwa 83 umfasst.

3. Abbildungssystem nach Anspruch 2, wobei der Strahlungsfilter (14) ein Material mit einer Ordnungszahl (Z) von mindestens 65 umfasst.

4. Abbildungssystem nach Anspruch 2, wobei das Material des Strahlungsfilters (14) aus der aus Thulium (Tm), Blei (Pb) und Gold (Au) bestehenden Gruppe ausgewählt ist.

5. Abbildungssystem nach Anspruch 2, wobei die Energie am unteren Ende des Röntgenspektrums weniger als etwa 35 keV und die Energie am oberen Ende des Röntgenspektrums mehr als etwa 80 keV beträgt.

6. Abbildungssystem nach Anspruch 1, wobei der Spektral strahlungsfilter (14) eine Vielzahl von Filtermaterial schichten (1, 2, 3) umfasst.

7. Abbildungssystem nach Anspruch 6, wobei jede der Filtermaterialschichten (1, 2, 3) ein Material jeweiliger Ordnungszahl umfasst und die Filtermaterialien derart angeordnet sind, dass Materialien mit einer Ordnungszahl, die höher als die Ordnungszahl eines anderen Filter materials ist, näher zu der Strahlungsquelle (12) hin angeordnet sind.

8. Abbildungssystem nach Anspruch 6, wobei jede Filter materialschicht (1, 2, 3) eine jeweilige Ordnungszahl (Z) aufweist, die sich von der einer angrenzenden Schicht um einen Wert von mindestens 6 unterscheidet.

9. Abbildungssystem nach Anspruch 1, wobei der mindestens eine Strahlungsfilter (14) eine Vielzahl von austausch baren Strahlungsfiltern (14) umfasst, wobei zumindest ein erster Filter der Vielzahl von Filtern zur Verwendung mit Objekten einer ersten Größe ein erstes ausgewähltes Material umfasst und eine erste ausgewählte Dicke aufweist und wobei zumindest ein zweiter Filter der Vielzahl von Filtern ein zweites Material umfasst, das von dem ersten ausgewählten Material verschieden ist.

10. Abbildungssystem nach Anspruch 1, wobei der mindestens eine Strahlungsfilter (14) eine Vielzahl von austauschbaren Strahlungsfiltern (14) umfasst, wobei zumindest ein erster Filter der Vielzahl von Filtern zur Verwendung mit Objekten einer ersten Größe ein erstes ausgewähltes Material mit einer ersten ausgewählten Dicke umfasst und wobei zumindest ein zweiter Filter der Viel zahl von Filtern zur Verwendung mit Objekten einer zweiten Größe das erste ausgewählte Material mit einer zweiten ausgewählten Dicke umfasst.

11. Strahlungsfilter (14) zur Verwendung in einem medizinischen Hochenergieabbildungssystem, mit einem Material, das eine Ordnungszahl (Z) in einem Bereich zwischen etwa 58 und etwa 83 aufweist.

12. Strahlungsfilter (14) nach Anspruch 11, wobei das Material eine Ordnungszahl von mindestens 65 aufweist.

13. Strahlungsfilter (14) nach Anspruch 12, wobei das Material Thulium ist.

14. Strahlungsfilter (14) nach Anspruch 12, wobei das Material Gold ist.

15. Strahlungsfilter (14) nach Anspruch 12, wobei das Material Blei ist.

16. Verfahren zur Verbesserung der Bildqualität bei einem medizinischen Hochenergieröntgenabbildungssystem unter gleichzeitiger Begrenzung der Bestrahlungsdosis auf einen Patienten, mit den Schritten:
Abgeben eines Bündels Durchdringungsstrahlung von einer Strahlungsquelle zu einem abzubildenden Objekt (16);
Herausfiltern von Röntgenstrahlen mit Energien unterhalb eines vorbestimmten Röntgenenergieniveaus und von Röntgenstrahlen mit Energien oberhalb eines vorbestimmten Röntgenenergieniveaus, bevor das Bündel Durchdringungsstrahlung das Objekt (16) erreicht;
Erfassen der durch das Objekt (16) hindurchgehenden Röntgenstrahlen;
Erzeugen von für die erfassten Röntgenstrahlen repräsentativen Signalen; und
Erzeugen und Anzeigen eines Bildes (20, 22) anhand der erzeugten Signale.

17. Verfahren nach Anspruch 16, wobei der Schritt Heraus filtern von Röntgenstrahlen das Positionieren eines Strahlungsfilters (14) zwischen einer Position, an der das Bündel Durchdringungsstrahlung abgegeben wird, und einer Position, an der das Objekt (16) gelegen ist, umfasst und wobei der Filter ein Material mit einer Ordnungszahl (Z) von mindestens 58 umfasst.

18. Verfahren nach Anspruch 17, wobei der Strahlungs filter (14) ein Material mit einer Ordnungszahl in einem Bereich zwischen etwa 58 und etwa 83 umfasst.

19. Verfahren nach Anspruch 18, wobei der Strahlungs filter (14) ein Material mit einer Ordnungszahl von mindestens 65 umfasst.