DE19955848A1 - Verfahren zur röntgenologischen Abbildung von Untersuchungsobjekten mit geringen Dichteunterschieden sowie röntgenoptische Systeme - Google Patents
Verfahren zur röntgenologischen Abbildung von Untersuchungsobjekten mit geringen Dichteunterschieden sowie röntgenoptische SystemeInfo
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Abstract
Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur röntgenologischen Abbildung von Untersuchungsobjekten mit geringen Dichteunterschieden sowie röntgenoptische Systeme. DOLLAR A Mit dem Verfahren soll die Dosisbelastung bei bleibend guter Bildauflösung verringert werden. DOLLAR A Nach dem Verfahren werden Monochromatorkristalle mit einer Breite der Rockingkurve in der Größenordnung der Strahldivergenz verwendet und das Untersuchungsobjekt wird mit einer fächerförmigen, der Breite des Untersuchungsobjekts angepaßten Strahlung durchstrahlt und mittels Objektscan durch Drehung der gesamten monochromatischen Strahlungsquelle, d. h. Röntgenstrahlungsquelle, Monochromatorkristalle und Kollimator, um eine durch den Kollimatorspalt gehende Drehachse abgebildet. DOLLAR A Das Verfahren eignet sich insbesondere für die Röntgenmammographie.
Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur
röntgenologischen Abbildung von Untersuchungsobjekten
mit geringen Dichteunterschieden unter Verwendung einer
Strahlungsquelle, deren Strahlung mittels
Monochromatorkristallen monochromatisiert und
kollimiert wird, und einem Röntgendetektor,
insbesondere zur Röntgenmammographie. Sie betrifft
weiter röntgenoptische Systeme zur Abbildung von
Untersuchungsobjekten mittels monochromatischer
Strahlung.
Bekannte medizinische Röntgenröhren emittieren ein
breites Röntgenbremsspektrum mit den entsprechenden
charakteristischen Linien. Im Gesamtspektrum sind
Quantenenergien vorhanden, sie sehr weit von der
optimalen Energie für die Röntgenaufnahme entfernt sind
und nicht nur die Bildqualität verschlechtern, sondern
auch den Patienten mit einer unerwünscht hohen Dosis
belasten. Ein Modifizierung des emittierten Spektrums,
bei der die niederenergetischen und hochenergetischen
Spektralanteile unterdrückt werden, ist mit Hilfe eines
üblichen Kantenfilters nur teilweise möglich.
Zu den Besonderheiten bei der Bildaufnahme von
Untersuchungsobjekten mit geringen Dichteunterschieden,
also z. B. der Bildaufnahme von Weichteilgewebe bei der
Mammographie, gehört außerdem die Notwendigkeit, diese
sehr geringen Dichteunterschiede deutlich abzubilden.
Deshalb sind die Anforderungen an die Qualität der
Bildgebung in der Mammographie sehr hoch. Dieser Faktor
führte bereits zur Entwicklung von speziellen
Mammographie-Röntgenröhren.
Der Bildkontrast und die absorbierte Dosis hängen von
der Energie der Röntgenquanten ab. Ein hoher
Bildkontrast wird in einem Bereich geringer Energien
erreicht, wo sowohl die Unterschiede in der
Röntgenabsorption für das Grundgewebe und die
interessierenden Details als auch die Gesamtabsorption
relativ hoch sind. Daher wird eine gute Bildqualität
meist nur unter den Bedingungen einer hohen
Dosisbelastung erreicht. Im höheren Energiebereich ist
die Dosisbelastung deutlich geringer, aber auch der
Kontrast schlechter. Die entstehende Streustrahlung
verschlechtert ebenfalls die Bildqualität. Eine
Kompromißlösung - angemessene Bildqualität bei
moderater Dosisbelastung - liegt somit in einem
mittleren Energiebereich. Dabei ist die Einschränkung
der Quantenenergien für die Erreichung optimaler
Röntgenaufnahmebedingungen von besonderer Bedeutung.
Für mammographische Untersuchungen sind Energiewerte
von 17-20 keV am besten geeignet, so daß
Röntgenröhren mit einer Molybdänanode (Mo) eingesetzt
werden, da mit Molybdän eine starke Kα-Linie bei
E = 17,4 kev emittiert wird. Photonen mit Energien im
Bereich 10-16 keV werden im Untersuchungsobjekt fast
vollständig absorbiert und leisten keinen Beitrag zur
Bildgebung, sondern nur zur Dosisbelastung. Photonen
mit Energien im Bereich 20-30 keV führen dagegen nur
zur Bildverschlechterung.
Gegenwärtig werden üblicherweise Röhren mit einem
Molybdän-Filter eingesetzt. Das Strahlungsspektrum
einer solchen Röntgenröhre besteht aus zwei starken
charakteristische Mo K-Linien (Kα-Linie mit E = 17,4
keV und Kβ-Linie mit E = 19,6 keV) und einem
Spektralband des kontinuierlichen Spektrums im Bereich
zwischen 15 und 20 keV. Der Molybdän-Filter wird zur
Unterdrückung des niederenergetischen Anteils des
Spektrums und zur Intensitätsdämpfung im
hochenergetischen Spektralbereich eingesetzt. Der
Molybdän-Absorptionsfilter kann aber das Problem der
Herausfilterung unerwünschter Spektralbereiche nur
teilweise lösen.
Es sind deshalb Lösungen bekannt geworden, bei denen
monochromatisierte Strahlung verwendet wird.
So ist aus US-A 5,596,620 ein Röntgengerät zur
Mammographie bekannt, bei dem die mit einer üblichen
Röntgenröhre erzeugte Strahlung an einem
Siliziumkristall gebeugt wird, wobei weitgehend
monochromatische Strahlung entsteht. Da der Strahl
nicht die gesamte Höhe des Untersuchungsobjekts erfaßt,
wird die gesamte Apparatur während einer Untersuchung
schrittweise transversal verschoben und bei jedem
Schritt eine Aufnahme gemacht, die dann mosaikartig zu
einem Gesamtbild zusammengesetzt wird. Aufgrund der mit
Siliziumkristallen erreichbaren geringen Integral
intensität sowie aufgrund der Breite der Rockingkurve
deutlich geringeren Strahlungswinkels muß jedoch mit
einer entsprechend hohen Strahlungsdosis und einer
Vielzahl von Einzelaufnahmen gearbeitet werden.
Aus US-A 5,787,146 ist eine weitere Apparatur bekannt,
bei der ebenfalls Silizium oder Lithiumfluorid und eine
ähnliche Aufnahmetechnik verwendet wird.
Schließlich ist aus Gambaccini et al., Narrow energy
band X-Rays via mosaic crystal for mammography
application, Nuclear Instruments & Methods in Physics
Research, A 365 (1995), 248-254 eine Anordnung
bekannt, dort zu Versuchszwecken, bei der zur
Monochromatisierung ein Graphitkristall herangezogen
wird. Hier wird mit einer einzigen, ungescannten
Aufnahme gearbeitet.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein
Verfahren und danach arbeitende röntgenoptische Systeme
anzugeben, mit denen bei deutlich geringerem
Zeitaufwand für die Abbildung auch bei geringer
Dosisbelastung eine gute Bildauflösung bei der
Abbildung von Untersuchungsobjekten mit geringen
Dichteunterschieden ermöglicht wird.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die
Merkmale im kennzeichnenden Teil der Ansprüche 1, 5, 11
und 15 im Zusammenwirken mit den Merkmalen im
Oberbegriff. Zweckmäßige Ausgestaltungen der Erfindung
sind in den Unteransprüchen enthalten.
Danach werden Monochromatorkristalle mit einer Breite
der Rockingkurve in der Größenordnung der
Strahldivergenz verwendet und das Untersuchungsobjekt
wird mit einer fächerförmigen, der Breite des
Untersuchungsobjekts angepaßten Strahlung durchstrahlt
und mittels Objektscan durch Drehung der gesamten
monochromatischen Strahlungsquelle, d. h.
Röntgenstrahlungsquelle, Monochromatorkristalle und
Kollimator, um eine durch den Kollimatorspalt gehende
Drehachse abgebildet.
Bevorzugt wird der Röntgenstrahl mittels HOPG
(Graphitkristalle) erzeugt.
Die Wirkung beim Einsatz von Monochromatorkristallen
beruht auf dem Beugungseffekt. Für einen Einfallswinkel
Θ reflektiert der Kristall nur Photonen einer
bestimmten Energie, die der folgenden Braggschen
Gleichung entspricht:
2d sin Θ = λ,
wobei d die Periode des Kristalls und λ die Wellenlänge
der Strahlung ist. Die Anwendung von Kristallen
ermöglicht es sowohl die niederene rgetischen als auch
die hochenergetischen Anteile des Spektrums total zu
unterdrücken und eine relativ schmale Zone aus dem
Gesamtspektrum auszuschneiden. Die Breite δE dieser
ausgeschnittenen Zone ist die Energieauflösung und kann
nach folgender Formel abgeschätzt werden:
δE/E = δΘ/tanΘ.
Zwei Anteile leisten dabei Beiträge zur
Energieauflösung
Der erste Anteil wird durch die Kristalleigenschaften,
d. h. die charakteristische Breite der Reflexionskurve,
bestimmt. Der zweite Anteil ergibt sich aus der
geometrischen Anordnung. Der auf den Kristall
einfallende Strahl ist nicht genau parallel, sondern
hat eine bestimmte Divergenz. Die Gesamt
energieauflösung kann durch Abschätzung der Werte der
beiden Anteile bestimmt werden.
Wegen der relativ großen Divergenz (ca. 0,2 rad bzw.
ca. 12° in beiden Dimensionen) der Röntgenstrahlung
wird der Röntgenstrahl kollimiert. Die von der
Strahlungsquelle emittierte Strahlung fällt unter dem
Braggschen Winkel auf den Kristall. Dieser Winkel
beträgt ca. 6,1° für die Photonenenergie von
E = 17 keV. Der Kristall reflektiert monochromatisierte
Röntgenstrahlung in Richtung eines Kollimators. Der
Kollimator stellt einen schmalen Spalt dar, dessen
Breite der Quellengröße gleicht. Der Kollimator spielt
die Rolle einer imaginären Strahlungsquelle, die einen
monochromatischen, fächerförmigen Strahl ausstrahlt.
Die Breite des Strahls auf dem Untersuchungsobjekt
hängt von der Strahlenapertur Θ ab, die durch die
Eigenschaften des Kristalls bedingt ist.
Als Kristalle werden gemäß der Erfindung bevorzugt
Graphitkristalle eingesetzt. Diese besitzen wegen ihrer
Mosaizität eine hohe Integralrefle ktivität. Am besten
geeignet sind Graphitkristalle mit einer Mosaizität von
0,4-0,8°. Dabei können sowohl planare als auch
gebogene Kristalle eingesetzt werden. Die beiden
Varianten unterscheiden sich hauptsächlich durch die
Größe der Apertur Θ und damit durch die Breite der
bestrahlten Zone auf dem Untersuchungsobjekt. Gebogene
Kristalle können eine größere Apertur gewährleisten, da
sie besser fokussieren.
Die Apertur Θ ist durch die Kristalleigenschaften
bestimmt und hat etwa den Wert der doppelten Mosaizität
des Kristalls.
Das Untersuchungsobjekt wird mit dem fächerförmigen
Strahl abgerastert, um es vollständig abzubilden. Dies
wird durch die Drehung der Quelle mit dem Monochromator
und dem Spalt realisiert. Die Position der Drehachse
stimmt dabei zweckmäßig mit der Lage des
Kollimatorspaltes überein, damit die imaginäre Quelle
immer an der gleichen Stelle bleibt.
Die Bildqualität läßt sich durch Verwendung von
Röntgenkontrastmitteln weiter steigern.
Zur Lösung der Aufgabe ist auch ein röntgenoptisches
System geeignet, das eine im Strahlungsverlauf der
Röntgenstrahlungsquelle liegende, als Kollimator
wirkende Polykapillarstruktur mit einer großen Anzahl
von parallelen Kanälen aufweist, wobei die
Polykapillarstruktur strahlungseingangsseitig mit einer
dünnen Folie als Target für den Elektronenstrahl und
-ausgangsseitig mit einer dünnen Folie zur
Monochromatisierung der Röntgenstrahlung beschichtet
ist.
Die Erfindung soll nachstehend anhand eines
Ausführungsbeispiels näher erläutert werden. In den
zugehörigen Zeichnungen zeigen
Fig. 1 einen Aufbau eines röntgenoptischen Systems
zur Durchführung des Verfahrens,
Fig. 2 eine Variante des Systems mit einer drehbaren
Strahlungsquelle,
Fig. 3 die berechnete Intensitätsverteilung und
Fig. 4 die berechnete Energieverteilung an einem
Kristall mit der Mosaizität 0,4,
Fig. 5 die berechnete Intensitätsverteilung und
Fig. 6 die berechnete Energieverteilung an einem
Kristall mit der Mosaizität 0,8,
Fig. 7 eine Variante einer Mammographieanordnung mit
einem speziellen Kollimator.
Fig. 1 zeigt schematisch einen möglichen Aufbau einer
monochromatischen Röntgenquelle für die Mammographie.
Als Strahlungsquelle dient eine hier nur angedeutete
Röntgenröhre 1 mit einer Anode aus Molybdän. Der
effektive Anodenbrennfleck ist ca. 0,3 mm × 0,3 mm, was
den in der Mammographie üblichen Werten entspricht. Als
Monochromator wird ein gebogener Graphitkristall 2
verwendet. Der Graphitkristall 2 wird unter einem
Winkel Θ relativ zur Röntgenröhre 1 orientiert. Dieser
Winkel Θ entspricht dem Braggschen Winkel für die
Energie der Monochromatisierung. Er beträgt 6,1° für E
= 17 keV. Die Strahlung wird am Graphitkristall 2
reflektiert und trifft auf einen Schlitzkollimator 3.
Die Abstände F1 (Quelle-Kristall; und F2 (Kristall-
Kollimator) sind gleich F1 = F2 = 50 mm. Die Länge des
Graphitkristalls 2 beträgt L = 50 mm, die Breite hat den
Wert w = 15 mm, sein Krümmungsradius ist R = 480 mm. Die
Abmessungen des Schlitzkollimators 3 sind 0,3 mm × 30 mm.
Der Abstand D (Kollimator-Untersuchungsobjekt)
beträgt 400 mm.
Die durch ein Untersuchungsobjekt 4 durchgehende
Strahlung wird mit Hilfe eines hochempfindlichen
Röntgenfilmes 5 registriert. Der Abstand
Unersuchungsobjekt - Film ist minimal, so daß das
Untersuchungsobjekt 4 auf dem Film 1 : 1 abgebildet
wird. Der Einsatz eines Detektors mit einer örtlichen
Auflösung und die anschließende digitale
Bildverarbeitung sind ebenfalls möglich.
Die wichtigsten Parameter in der medizinischen
Bildaufnahmetechnik sind die Meßzeiten und die
absorbierte Dosis. Die Meßzeiten hängen von der
Strahlungsintensität ab. Der Wert des
Transmissionskoeffizienten durch einen 30 µm dicken
Molybdänfilter würde im Energiebereich 17-20 keV
zwischen 55% und 65% liegen. Der Reflexionskoeffizient
des Graphitkristalls 2 in diesem Energiebereich beträgt
im Maximum ca. 55%. Deshalb liegen die Werte des
Transmissionskoeffizienten eines Absorptionsfilters und
des Reflexionskoeffizienten eines Graphitkristalls 2 in
der gleichen Größenordnung.
Um das gesamte Untersuchungsobjekt 4 mit einem
fächerförmigen Strahl abzubilden, muß das
Untersuchungsobjekt 4, wie gesagt, mit diesem Strahl
gescant werden. Für einen solchen Scan mit einem
breiten Strahl (ca. 35 mm) ist der Zeitaufwand nur um
einen Faktor 3 im Vergleich zur allgemein üblichen
Methode (keine monochromatische Strahlung) größer.
Insgesamt sind die erforderlichen Untersuchungszeiten
um den Faktor 3-4 größer als im herkömmlichen
Verfahren. Da durch eine sehr gute Monochromatisierung
die Photonen, die nur die absorbierte Dosis und die
Streustrahlung erhöhen, unterdrückt werden, wird der
Zeitaufwand für eine Bildaufnahme hervorragender
Qualität eher geringer.
Eine geometrische Anordnung der verschiedenen Teile der
monochromatischen Strahlungsquelle zeigt Fig. 2. Durch
eine Drehung der Anlage wird das Untersuchungsobjekt 4
gescant. Die Drehachse 7 befindet sich dabei am Ort des
Schlitzkollimators 3, damit dieser als imaginäre Quelle
seine Position während des Scannens nicht ändert. Der
Drehwinkel beträgt ca. 12°.
Gebogene Kristalle können eine größere Apertur
gewährleisten, da diese besser fokussieren. Für einen
Abstand Strahlungsquelle-Kristall von 50 mm und einem
Braggschen Winkel von 6,1° beträgt der notwendige
Krümmungsradius 480 mm. Fig. 3 zeigt die berechnete
Intensitätsverteilung eines Kristalls mit der
Mosaizität 0,4 auf einer Probe für eine Kristallänge
von 50 mm. Die Breite der bestrahlten Zone auf der Probe
beträgt ca. 36 mm, d. h. ein deutlich größerer Wert als
die analoge Breite nach Reflexion an einem planaren
Kristall. Fig. 4 zeigt die berechnete Energieverteilung
auf der Probe nach der Monochromatisierung. Die
Energieverteilung wurde auf die Intensität des
Direktstrahls innerhalb einer 40 mm breiten Zone
normiert. Die Halbwertsbreite dieser Verteilung beträgt
ca. 630 eV, was einer Energieauflösung von ca. 3,5%
entspricht.
Die Fig. 5 und 6 zeigen entsprechende Intensitäts- und
Energieverteilungen auf der Probe nach Reflexion an
einem gebogenen Kristall mit einer Mosaizität von 0,8°.
Die Formen der Verteilungen sind für die beiden
Kristalle (Mosaizität 0,4° und 0,8°) fast gleich. Der
Kristall mit einer größeren Mosaizität liefert jedoch
eine größere Intensität, wobei sich die Energie
auflösung auf ca. 5,5% bzw. ca. 930 eV verschlechtert.
Die Ergebnisse der Berechnungen zeigen deutlich, daß
die Strahlenapertur Θ für einen gebogenen Kristall
ziemlich große Werte annehmen kann. In diesem Fall ist
die Breite der beleuchteten Zone auf dem
Untersuchungsobjekt auch sehr groß (bis ca. 35 mm).
Gegebenenfalls kann auch der hinter dem
Untersuchungsobjekt 4 befindliche Detektor in einem
definierten Winkel (Diffraktionswinkel) angeordnet
sein, wobei dann die Diffraktionsstrahlung ausgewertet
wird.
Für die Abbildung des gesamten Untersuchungsobjektes 4
kommt neben der Drehung der Anlage auch die
Vergrößerung des Kollimator-Objekt-Abstandes in Frage
(z. B. bis 800 mm weit). Auch durch Kristalle mit einer
komplizierten Form, z. B. elliptisch gebogene
Kristalle, ist eine Vergrößerung der Apertur möglich.
Diese wäre dann aber mit einer Senkung des
Monochromatisierungsgrades verbunden, so daß auch hier
Kompromißlösungen zu suchen sind.
Fig. 7 zeigt eine Möglichkeit zur Strahlkollimierung
mittels einer Polykapillarstruktur 6, die mit einer
großen Anzahl von parallelen Kanälen versehen ist. Die
Eingangsfläche der Struktur ist mit einer dünnen
Metallfolie 8 beschichtet. Diese Folie 8 wird als
Target für den Elektronenstrahl verwendet. Sie wirkt
als Anode und Kollimator, wodurch ein quasiparalleler
Röntgenstrahl mit geringem Querschnitt erzeugt wird,
mit dem dann die Mamma mit hoher Ortsauflösung
abgerastert werden kann.
Die Polykapillarstruktur 6 hat einen großen
Außendurchmesser und einen geringes Verhältnis von
Kanalinnendurchmesser zur Kanallänge. Der Durchmesser
des Röntgenstrahls stimmt etwa mit dem beleuchteten
Brennpunkt auf dem Target überein und ist durch den
Elektronenstrahlquerschnitt bestimrnt. Die Parallelität
des Röntgenstrahls wird durch das Verhältnis d/L
bestimmt, wobei d der Kanaldurchmesser und L die
Kanallänge ist.
Durch Ablenkung des Elektronenstrahls wird der
Röntgenstrahl über die Mamma geführt.
Zur Monochromatisierung wird die Ausgangsfläche der
Polykapillarstruktur 6 ebenfalls mit einer Folie 9
beschichtet. Beide Folien 8 und 9 können aus dem
gleichen Material, beispielsweise Molybdän, bestehen,
so daß die charakteristische K-Linie eine gute
Transmission durch die Folien 8 und 9 erfährt.
Eine zusätzliche Möglichkeit, den Anteil der
Streustrahlung, deren Anteil in Abhängigkeit von der
Mammadicke bis zu 50% betragen kann, zu verringern,
besteht in der Vergrößerung des Untersuchungsobjekt-
Detektor-Abstandes. Diese Methode ist sehr günstig,
wenn eine lokale Bildaufnahme für hochauflösende
Untersuchung erforderlich ist. Dann ermöglicht diese
Methode nicht nur die Unterdrückung der Streustrahlung,
sondern auch die Bildvergrößerung.
Das Verfahren läßt bei Anwendung in der Mammographie
eine Verbesserung des Kontrast-Dosis-Verhältnisses um
einen Faktor von 2 bis 3 erwarten.
Der Faktor läßt sich durch Verwendung von
Röntgenkontrastmitteln weiter steigern.
1
Röntgenröhre
2
Graphitkristall
3
Schlitzkollimator
4
Untersuchungsobjekt
5
Röntgenfilm
6
Polykapillarstruktur
7
Drehachse
8
Folie
9
Folie
Θ Winkel (Strahlenapertur)
F1 Abstand Quelle-Kristall
F2 Abstand Kristall-Kollimator
D Abstand Kollimator-Unersuchungsobjekt
L Länge des Kristalls
w Breite des Kristalls
Θ Winkel (Strahlenapertur)
F1 Abstand Quelle-Kristall
F2 Abstand Kristall-Kollimator
D Abstand Kollimator-Unersuchungsobjekt
L Länge des Kristalls
w Breite des Kristalls
Claims (9)
1. Verfahren zur röntgenologischen Abbildung von
Untersuchungsobjekten mit geringen Dichte
unterschieden unter Verwendung einer
Röntgenstrahlungsquelle, deren Strahlung mittels
Monochromatorkristallen monochromatisiert und
kollimiert wird, und einem Röntgendetektor,
insbesondere zur Röntgenmammographie,
dadurch gekennzeichnet, daß
Monochromatorkristalle mit einer Breite der
Rockingkurve in der Größenordnung der
Strahldivergenz verwendet werden und
das Untersuchungsobjekt mit einer fächerförmigen,
der Breite des Untersuchungsobjekts angepaßten
Strahlung durchstrahlt und mittels Objektscan durch
Drehung der gesamten monochromatischen
Strahlungsquelle, d. h. Röntgenstrahlungsquelle,
Monochromatorkristalle und Kollimator, um eine
durch den Kollimatorspalt gehende Drehachse
abgebildet wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß
als Monochromatorkristalle HOPG (Graphitkristalle)
verwendet werden.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2,
dadurch gekennzeichnet, daß
der Detektor in einem definierten Winkel
(Diffraktionswinkel) zur das Untersuchungsobjekt
durchdringenden Röntgenstrahlung angeordnet und die
Diffraktionsstrahlung ausgewertet wird.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß
Röntgenstrahlen mit einer Photonenenergie von 16-
20 keV verwendet werden.
5. Röntgenoptisches System zur Durchführung des
Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 4 mit
einer Röntgenstrahlungsquelle (1), einem unter
einem Winkel (Θ) zur Röntgenstrahlungsquelle (1) im
Strahlungsverlauf der Röntgenstrahlungsquelle (1)
positionierten Monochromatorkristall (2) und einem
hinter einem Untersuchungsobjekt (4) angeordneten
Röntgendetektor (5),
dadurch gekennzeichnet, daß
ein im durch den Monochromatorkristall (2)
abgelenkten, fächerförmigen Strahlungsverlauf
angeordneten Schlitzkollimator (3) eine
Schlitzlänge hat, die am Untersuchungsobjekt (4)
einen der Breite des Llntersuchungsobjektes
entsprechenden Röntgenstrahl entstehen läßt, und
der Schlitzkollimator (3) und die vorgelagerte
Strahlungsanordnung mit Röntgenstrahlungsquelle (1)
und Monochromatorkristall (2) gemeinsam um eine den
Schlitzkollimator (3) senkrecht schneidende
Drehachse (7) schwenkbar ist.
6. Röntgenoptisches System nach Anspruch 5,
dadurch gekennzeichnet, daß
der Monochromatorkristall (2) ein HOPG
(Graphitkristall) ist.
7. Röntgenoptisches System nach Anspruch 5 oder 6,
dadurch gekennzeichnet, daß
der Monochromatorkristall (2) gebogen ist.
8. Röntgenoptisches System nach einem der Ansprüche 5
bis 7,
dadurch gekennzeichnet, daß
der Röntgendetektor (5) in einem definierten Winkel
(Diffraktionswinkel) zur das Untersuchungsobjekt
(4) durchdringenden Strahlung angeordnet ist.
9. Röntgenoptisches System mit einer
Röntgenstrahlungsquelle (1) und einem hinter einem
Untersuchungsobjekt (4) angeordneten
Röntgendetektor (5),
gekennzeichnet durch
eine im Strahlungsverlauf der
Röntgenstrahlungsquelle (1) liegende, als
Kollimator wirkende Polykapillarstruktur (6) mit
einer großen Anzahl von parallelen Kanälen, wobei
die Polykapillarstruktur (6) strahlungseingangs
seitig mit einer dünnen Folie (8) als Target für
den Elektronenstrahl und -ausgangsseitig mit einer
dünnen Folie (9) zur Monochromatisierung der
Röntgenstrahlung beschichtet ist.
Priority Applications (1)
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DE19854000 | 1998-11-17 | ||
DE19853999 | 1998-11-17 | ||
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