、格栅接片在具有圆形基本形状的散射格栅基面上 的分布，
[0035] 图4示出了根据另一实施例的、格栅接片在散射格栅的基面上按照黄金角度的分 布，以及
[0036] 图5示出了根据另一实施例的、散射格栅和X射线辐射探测器的示意性重叠。
【具体实施方式】
[0037] 图1示意性示出了 C型臂系统形式的X射线辐射设备，其包括至少一个在支架上以 可旋转的方式安置的C型臂或者说C臂4。该C型臂具有用于产生X射线电压的高压发电机。在 C型臂上，一端安装了 X射线辐射源6、例如X射线辐射器或者X射线管。在其上另一端安装了 X 射线福射探测器5,在从X射线福射源6出发的X射线福射方向来看，在该X射线福射探测器5 之前布置了圆形的、可旋转的散射格栅9。散射格栅9与X射线辐射探测器5固定连接，或者与 其形成一个单元，从而X射线辐射探测器5的运动也由散射格栅9实施。散射格栅以IOmm的间 隔安装在X射线辐射探测器5之前。该间隔保证了散射格栅9的基面可以在X射线辐射探测器 5之前自由旋转，并且同时将在X射线辐射探测器5和散射格栅9之间侧向泄露的X射线辐射 最小化。散射格栅9的基面平行于X射线辐射探测器5的探测器面地布置。散射格栅9的发动 机或驱动在图1中未详细示出，然而它布置在散射格栅侧面。驱动可以电磁地或机械地进 行。在此，旋转的驱动可以自动考虑C型臂的由于重力造成的扭曲。保持C型臂的支架可以紧 固在检查室的地板上、天花板上或者侧墙上。C型臂4还可以通过机器人8来控制或者说引 导。X射线辐射探测器5在该实施方式中基本上构建为直角的。当然，在本实用新型的范围中 也可以考虑其它形状、尤其是方形。然而对于X射线辐射探测器5的所有形状，散射格栅9与X 射线辐射探测器5的面积比例都是1，以便实现在探测器面积的利用与散射格栅9的绝对面 积之间可能的最佳折衷。这在图5中示意性示出。散射格栅9具有圆形基面，而X射线辐射探 测器5具有方形探测器面。探测器面和散射格栅的基面等大。如果散射格栅9的直径15等于X 射线辐射探测器5的对角线16,则尽管整个探测器面被散射格栅9覆盖并且对于成像可用， 然而该直径比探测器面的侧边17长41%，这将意味着对于散射格栅9的显著提高的材料需 求。如果散射格栅9的直径15相反地与X射线辐射探测器5的侧边17等长，则虽然散射格栅9 的材料需求较小，但是探测器面的大约四分之一没有被散射格栅9覆盖并且由此对于成像 而言被丢失。如果散射格栅9和X射线辐射探测器5的面积等大，则虽然缺少通过散射格栅9 进行的覆盖，却在散射格栅9的材料开销合理的情况下只丢失了大约9%的探测器面(粗阴 影区域），该散射格栅的直径15比X射线辐射探测器5的侧边17长大约12%并且其仅在小范 围中突出于探测器面(细阴影区域KX射线辐射探测器5是平探测器，尤其是平的、优选由不 定形硅(aSi)构成的半导体探测器。其如今大范围地适用于X射线技术的许多领域中，例如 在X光照相或者在介入式血管造影和心脏学中。在X射线辐射源6的光路中存在患者卧榻3以 用于容纳待检查的患者7。在X射线图像拍摄设备上还连接有图像系统2,其接收和处理X射 线辐射探测器5的图像信号。处理后的图像信号然后可以在连接于图像系统2的显示装置1 上显示。X射线辐射源6发出从X射线辐射源6的射线焦点出发的射束，其穿透患者7。射束在 此具有锥形，换言之，X射线随着与射线焦点距离增大而展开。散射格栅9的基面和X射线辐 射探测器5的探测器面位于垂直于该射束的中央射线的平面中。X射线辐射与患者7的身体 组织相互作用。由此，X射线辐射一方面被衰减而另一方面在此形成散射，其沿任意方面离 开患者7的身体。衰减后的初级福射以及朝着X射线福射探测器5方向发射的散射部分击中 散射格栅9,它在很大程度上吸收散射并且允许初级辐射的大部分通过。未被散射格栅9吸 收的X射线辐射接下来击中X射线辐射探测器射线辐射源6和由散射格栅7和X射线辐射 探测器5构成的单元在图像拍摄时分别绕着患者卧榻3上的患者7的待检查的、位于旋转的 等中心中的身体区域运行，为使得X射线辐射源6和在身体区域的不同侧上的所述单元总是 对置。X射线图像拍摄设备可以构建为用于建立三维数据组。X射线图像拍摄设备尤其可以 在使用在血管造影中时按心脏相位触发地工作，并且为了该目的而具有用于测量患者的心 脏相位和用于根据所测量的心脏相位控制图像拍摄的EKG单元。此外，X射线图像拍摄设备 可以具有造影剂给予单元，其同样根据所测量的心脏相位对患者7使用匹配于该成像的造 影剂、尤其是含碘造影剂。
[0038] 现在参考图2至5详细描述散射格栅9。
[0039] 图2示出了散射格栅9的第一实施例，其具有格栅接片10在其基面内的第一分布。 该示图不是按照比例的，而仅用于图解阐述。在此示出的格栅接片10在对数型螺旋轨道上 延伸，其中该螺旋轨道的极点总是位于散射格栅9的中心M。对数型螺旋线在该实施例中全 都具有相同的、为1的螺距。换言之，螺旋角α在此为α = 45°。孔11形的、平均半径为Rmin的开 口围绕散射格栅9的中心M，在该孔中不存在格栅接片10，或者出于稳定性原因而仅存在格 栅接片10的所连接的起始点。Rm in内的格栅接片10在散射格栅9旋转时仅具有很小的、将明 显低于X射线图像拍摄设备的图像速率的速度。由此将造成不可矫正的图像伪影。为了避免 这，该孔必须具有特定的尺寸，其取决于格栅接片10的冲角或者格栅接片10在其上延伸的 螺旋线的螺距，以及伴随于此的、在半径r = Rmin情况下格栅10的数目。螺旋线的螺距越大， 则为了实现所希望的面积覆盖而在半径r = Rmin情况下格栅接片的数目也越大，并且Rmin越 小，反之亦然。当前，在螺旋角为α = 45°的情况下，孔11具有为IOmm的尺寸。在此形成的成像 伪影可校正。通过相应的软件技术措施同样可校正的是，在X射线图像拍摄的该区域中由于 基本上可以无阻碍地通过孔11的散射而形成的提高的信号强度或图像亮度。这却是可容忍 的。
[0040] 对数型螺旋线的间隔径向地向外增大。然而，Rmin外部的格栅接片10具有近似恒定 的面积覆盖，在此例如为10%的面积覆盖。这点能实现是因为在半径r>R min的情况下连续 地将更多的格栅接片10添加到螺旋轨道上。格栅接片的数目连续增大直至最大半径Rmax。参 考图4以下详细阐述格栅接片10随半径r的增多。格栅接片10在该实施例中在右旋和左旋的 螺旋轨道上延伸。由此得到多个交点12。其能够实现用于散射格栅9的自支承构造。附加地， 由此产生其它的稳定化的交点13,使得在半径r>R min的情况下添加的格栅接片10的起始点 位于现有的、别的格栅接片上。在相邻的或交叉的格栅接片10之间分别有透射X射线辐射的 辐射通道14。其平均尺寸在该实施例中为大约Imm到2mm。
[00411散射格栅的直径在200mm与300mm之间，优选为250mm。格栅接