DE10048775A1

DE10048775A1 - Röntgen-Computertomographieeinrichtung

Info

Publication number: DE10048775A1
Application number: DE10048775A
Authority: DE
Inventors: Thomas Flohr; Bernd Ohnesorge
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2000-09-29
Filing date: 2000-09-29
Publication date: 2002-04-18
Anticipated expiration: 2020-09-30
Also published as: DE10048775B4; JP2004509689A; WO2002026133A1; JP4798934B2; US6735273B2; US20030053597A1

Abstract

Es wird eine Röntgen-Computertomographieeinrichtung vorgeschlagen, bei der im Strahlengang von einem Untersuchungsobjekt eine Strahlenfilteranordnung (26) angeordnet ist, welche Bereiche (28, 30) unterschiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dickenprofils des Filtermaterials aufweist. Zur Mehrspektren-Strahlaufhärtungskorrektur mit Abschätzung der Basismateriallängen ist die Computertomographieeinrichtung dazu ausgebildet, Projektionen des Untersuchungsobjekts bei unterschiedlicher wirksamer Materialdicke oder/und unterschiedlichem wirksamen Material der Strahlenfilteranordnung (26) durchzuführen.

Description

Die Erfindung betrifft eine Röntgen-Computertomographie einrichtung mit Mehrspektren-Strahlaufhärtungskorrektur.

In der Röntgen-Computertomographie wird die Schwächung p gemessen, die von einer Röntgenquelle erzeugte Röntgen strahlung in einem durchstrahlten Objekt erfährt. Sie bestimmt sich aus der auf das Objekt auftreffenden Röntgen intensität I₀ und der Intensität I, die in einem im Strahlen gang nach dem Objekt angeordneten Detektor registriert wird, nach folgender Gleichung:

p = -ln(I/I₀) (1)

Im Falle monoenergetischer Strahlung gilt für ein homogenes Objekt mit dem Schwächungskoeffizienten µ und der durch strahlten Objektdicke d:

p = µd (2)

Die Röntgenschwächung nimmt also linear mit der Objektdicke zu.

Tatsächlich emittiert eine Röntgenröhre aber polychromatische Röntgenstrahlung mit der Energieverteilung S(E). Die Schwächung p berechnet sich dann nach folgender Gleichung:

p = ∫∫µ(E)S(E)dEdx (3)

Die durch das Objekt hervorgerufene Röntgenschwächung hängt damit - selbst wenn das Objekt homogen ist - nicht mehr linear von der durchstrahlten Objektdicke ab. Da µ(E) in der Regel zu höheren Energien hin abnimmt, verschiebt sich der "Energie-Schwerpunkt" des Röntgenspektrums hin zu höheren Energien, und zwar um so mehr, je größer die durchstrahlte Objektdicke ist. Dieser Effekt wird als Stahlaufhärtung (Beamhardening) bezeichnet.

Bei in der CT-Technologie üblichen Bildrekonstruktions verfahren wird für homogene Objekte eine lineare Änderung der Röntgenschwächung mit der Objektdicke angenommen. Die Gesamt schwächung p eines Strahls auf seinem Weg durch ein Objekt bestehend aus Teilobjekten i mit Schwächungskoeffizient µ_i und Dicke d_i ergibt sich dann aus:

p = Σ_i(µ_id_i) (4)

Die von der Strahlaufhärtung verursachten Abweichungen von dieser Annahme führen zu Dateninkonsistenzen und damit zu Bildfehlern. Typische strahlaufhärtungsbedingte Bildfehler sind Schüsselartefakte in großen homogenen Objekten und Strich- oder Balkenartefakte in CT-Bildern mit hohem Knochen- oder Kontrastmittelanteil. Heutige Korrekturverfahren haben häufig das vorrangige Ziel, Schüsselartefakte und weit reichende Balkenartefakte in Objekten mit hoher Schwächung, etwa bei Schulter- und Beckenaufnahmen, zu beseitigen. Gängigerweise erfolgen diese Korrekturen mittels der sogenannten Polynomkorrektur, bei der aus einem detektierten SchwächungsMesswert p_M durch Einsetzen in ein Polynom mit vorbestimmten Koeffizienten a_n ein korrigierter Schwächungs wert p_c gemäß folgender Gleichung berechnet wird:

p_c = Σ_{[n = 0, 1, . . . N]} (a_n p_M ⁿ) (5)

Die Koeffizienten an werden z. B. durch Messung der Schwächungswerte homogener Absorber (z. B. Plexiglasbalken) bei N verschiedenen Dicken gewonnen.

Es hat sich gezeigt, dass zur Korrektur lokal begrenzter Balken- und Strichartefakte sowie unscharfer Knochen-Gewebe- Übergänge, wie sie insbesondere bei Schädelaufnahmen auf treten (ein weithin bekannter Balkenartefakt ist z. B. der sogenannte Hounsfield-Balken zwischen den Felsenbeinen), ver besserte Korrekturverfahren benötigt werden. Dabei hat sich ein Ansatz als günstig erwiesen, bei dem individuell für jeden Schwächungsmesswert die Länge der "Basismaterialien" abgeschätzt wird, die der zu diesem Messwert führende Rönt genstrahl im Körper des untersuchten Patienten durchquert hat. Als Basismaterialien werden bei medizinischen Unter suchungen in der Regel Knochensubstanz und Weichgewebe bzw. Wasser, das ähnliche spektrale Schwächungseigenschaften wie Weichgewebe besitzt, gewählt. Zur Abschätzung der von einem Röntgenstrahl durchquerten Basismateriallängen ist aus der einschlägigen Literatur beispielsweise die sogenannte Zwei- Spektren-Methode bekannt. Bei dieser werden zwei Messwerte mit jeweils unterschiedlicher spektraler Energieverteilung des Röntgenstrahls, was gleichbedeutend ist mit einer unterschiedlichen mittleren Energie des Röntgenstrahls, aufgenommen. Bei bekannten Schwächungskoeffizienten µ_w(E₁) und µ_W(E₂) von Wasser bei den mittleren Spektralenergien E₁ und E₂ und µ_K(E₁) und µ_K(E₂) von Knochen bei diesen mittleren Energien ist für die bei den Energien E₁ und E₂ erhaltenen Schwächungsmesswerte p(E₁) und p(E₂) die folgende näherungs weise Abschätzung möglich:

p(E₁) = d_W.µ_W(E₁) + d_K.µ_K(E₁) (6a)

p(E₂) = d_W.µ_W(E₂) + d_K.µ_K(E₂) (6b)

Aus den Gleichungen (6) und (7) können dann die Wasser- und Knochenlängen d_W und d_K abgeschätzt werden.

Für die mittleren Spektralenergien E₁ und E₂ kann nun jeweils ein korrigierter Messwert p_c(E₁) bzw. p_c(E₂) in folgender Weise ermittelt werden:

p_c(E₁) = p(E₁) + f_E1(d_W, d_K) (7a)

p_c(E₂) = p(E₂) + f_E2(d_W, d_K) (7b)

Die Korrekturwerte f_E1 und f_E2 werden dabei Tabellen ent nommen, die im voraus für die mittleren Spektralenergien E₁ und E₂ rechnerisch oder empirisch ermittelt wurden.

Nähere Informationen zu obiger Zwei-Spektren-Methode finden sich beispielsweise in folgenden Veröffentlichungen:

1. P. M. Joseph, R. D. Spittal, Journal of Computer Assisted Tomography, 1978, Bd. 2, S. 100;
2. P. C. Johns, M. Yaffe, Medical Physics, 1982, Bd. 9, S. 231;
3. G. H. Glover, Medical Physics, 1982, Bd. 9, S. 860;
4. A. J. Coleman, M. Sinclair, Physics in Medicine and Biology, 1985, Bd. 30, Nr. 11, S. 1251.

Um in herkömmlichen CT-Geräten Messwerte bei zwei unter schiedlichen mittleren Energien aufzunehmen, müssen zwei aufeinanderfolgende Umläufe des Röntgenstrahlers um den Patienten durchgeführt werden. Im zweiten Umlauf wird dabei mit einer anderen Strahlvorfilterung oder mit einer anderen Röhrenspannung gearbeitet als im ersten Umlauf. Nachteil einer solchen Vorgehensweise ist allerdings, dass durch Patientenbewegung oder Kontrastmittelfluss die Messergebnisse Inkonsistenzen aufweisen können.

Demgegenüber sieht die Erfindung eine Röntgen-Computertomo graphieeinrichtung vor, umfassend

- eine Strahler-Detektor-Anordnung, welche für jede Schicht projektion eines Untersuchungsobjekts in Zuordnung zu einer Mehrzahl von über den gesamten Projektionsbereich dieser Schichtprojektion verteilten Detektionskanälen des Detektors Projektionsmesswerte liefert, deren jeder für die durch das Untersuchungsobjekt hervorgerufene Schwächung der Röntgen strahlung im jeweiligen Detektionskanal repräsentativ ist, wobei die Strahler-Detektor-Anordnung dazu ausgebildet ist, zur Mehrspektren-Strahlaufhärtungskorrektur in Zuordnung zu jedem innerhalb des Projektionsbereichs einer Schicht projektion liegenden Detektionskanal jeweils eine Mehrzahl von mindestens zwei Projektionsmesswerten bei jeweils unter schiedlicher mittlerer Energie der in das Untersuchungsobjekt eintretenden Röntgenstrahlung zu liefern,
- eine mit der Strahler-Detektor-Anordnung verbundene elek tronische Auswerte- und Rekonstruktionseinheit, welche dazu ausgebildet ist, für jeden der Projektionsmesswerte einen strahlaufhärtungskorrigierten Projektionswert zu ermitteln und unter Verwendung der korrigierten Projektionswerte ein Tomographiebild des Untersuchungsobjekts zu rekonstruieren, und
- Energiebeeinflussungsmittel zur Beeinflussung der mittleren Energie der in das Untersuchungsobjekt eintretenden Röntgen strahlung.

Erfindungsgemäß ist bei dieser Computertomographieeinrichtung vorgesehen, dass die Energiebeeinflussungsmittel eine im Strahlengang vor dem Untersuchungsobjekt angeordnete Strah lenfilteranordnung umfassen, welche zur Beeinflussung der mittleren Energie der Röntgenstrahlung Bereiche unter schiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dickenprofils des Filtermaterials aufweist, und dass die Strahler-Detektor-Anordnung dazu ausgebildet ist, in Zu ordnung zu jedem innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Detektionskanal jeweils eine Mehrzahl von mindestens zwei Projektionsmesswerten bei jeweils unterschiedlichem Filtermaterial oder/und unter schiedlichem Dickenprofil des Filtermaterials der Strahlen filteranordnung zu liefern.

Das variierende Material oder/und die variierende Material dicke der Strahlenfilteranordnung ermöglichen es, mit ein und derselben Strahlenfilteranordnung verschiedene mittlere Energien der in das Untersuchungsobjekt eintretenden Röntgen strahlung zu realisieren, ohne die Strahlenfilteranordnung wechseln zu müssen. Insbesondere können die Projektions messwerte für die verschiedenen mittleren Energien in un mittelbarer zeitlicher Nähe zueinander aufgenommen werden, so dass verfälschende Einflüsse auf die Projektionsmesswerte durch Kontrastmittelfluß und Körperbewegungen des Patienten nicht befürchtet werden müssen. Sämtliche Projektionsmess werte können dann in einem Umlauf des Strahlers der Strahler- Detektor-Anordnung aufgenommen werden.

Da nicht bei allen Untersuchungsszenarien eine Mehrspektren- Korrektur mit Abschätzung der Basismateriallängen erforder lich sein wird, empfiehlt es sich, dass die Strahlenfilter anordnung auswechselbar an der Strahler-Detektor-Anordnung montiert ist, um die Anwendbarkeit der Computertomographie einrichtung auch für andere Korrekturtechniken offen zu halten.

Die Strahlenfilteranordnung kann in einfacher Weise an einem strahlernah angeordneten Blendenträger gehalten sein, welcher eine Blendenanordnung zur Strahlformung der von dem Strahler ausgesendeten Röntgenstrahlung trägt.

Bei Computertomographieeinrichtungen mit der Möglichkeit eines Springfokusbetriebs, bei denen der Strahler der Strahler-Detektor-Anordnung mit mindestens zwei Springfoki ausgeführt ist, zwischen denen er wechselweise umschaltbar ist, kann die erfindungsgemäße Lösung in der Weise genutzt werden, dass die Strahlenfilteranordnung in Zuordnung zu jedem der Springfoki jeweils einen Bereich unterschiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dickenprofils des Filtermaterials aufweist und dass die Strahler-Detektor-An ordnung dazu ausgebildet ist, in Zuordnung zu jedem innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Detektionskanal je einen Projektionsmesswert für jeden der Springfoki zu liefern.

Dabei kann die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit dazu aus gebildet sein, aus den in Zuordnung zu jeweils einem der Detektionskanäle ermittelten und jeweils einem der Springfoki zugeordneten korrigierten Projektionswerten durch gewichtete Summation einen effektiven Projektionswert zu ermitteln und das Tomographiebild unter Verwendung der effektiven Projek tionswerte zu rekonstruieren. Auf diese Weise kann der Effekt kompensiert werden, dass die Projektionsmesswerte eines Detektionskanals bei verschiedenen Spektren aufgenommen werden.

Der Springfokusbetrieb lässt aber auch die Möglichkeit offen, Schichtprojektionen erhöhter Abtastdichte zu realisieren, indem die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit dazu aus gebildet ist, das Tomographiebild für eine Anzahl von Projektionskanälen je Schichtprojektion zu rekonstruieren, die gleich einem der Anzahl der Springfoki entsprechenden Mehrfachen der Anzahl der innerhalb des Projektionsbereichs der jeweiligen Schichtprojektion liegenden Detektionskanäle ist, wobei die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit dazu aus gebildet ist, die in Zuordnung zu jeweils einem der Detek tionskanäle ermittelten korrigierten Projektionswerte für alle Springfoki bei der Rekonstruktion des Tomographiebilds als korrigierte Projektionswerte benachbarter Projektions kanäle zu verwenden.

Die erfindungsgemäße Lösung lässt sich in vorteilhafter Weise auch bei Computertomographieeinrichtungen nutzen, bei denen der Detektor der Strahler-Detektor-Anordnung mit einer Viel zahl von in mindestens zwei übereinanderliegenden Zeilen angeordneten Detektorelementen ausgeführt ist, deren in je einer Spalte übereinanderliegende Detektorelemente einem gleichen Detektionskanal zugeordnet sind. In diesem Fall kann die Strahlenfilteranordnung in Zuordnung zu wenigstens einer Teilanzahl von mindestens zwei Detektorelementen jeder inner halb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegen den Spalte von Detektorelementen jeweils einen Bereich unterschiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen. Dickenprofils des Filtermaterials aufweisen, wobei die Strahler-Detektor-Anordnung dann dazu ausgebildet ist, in Zuordnung zu jeder innerhalb des Projektionsbereichs dieser Schichtprojektion liegenden Spalte von Detektorelementen je einen Projektionsmesswert für jedes Detektorelement aus dieser Teilanzahl von Detektorelementen zu liefern.

Um dabei subjektiv wahrgenommene, auf der Verwendung unter schiedlicher Energiespektren beruhende Veränderungen zwischen Tomographiebildern zu vermeiden, die aus den Projektions messwerten aufeinanderfolgender Zeilen von Detektorelementen rekonstruiert werden, kann die Auswerte- und Rekonstruktions einheit dazu ausgebildet sein, aus den in Zuordnung zu je weils einer der Spalten ermittelten und jeweils einem der Detektorelemente aus der Teilanzahl von Detektorelementen zu geordneten korrigierten Projektionswerten durch gewichtete Summation einen effektiven Projektionswert zu ermitteln und das Tomographiebild unter Verwendung der effektiven Pro jektionswerte zu rekonstruieren.

Die Erfindung wird im folgenden anhand der beigefügten Zeichnungen näher erläutert. Es stellen dar:

Fig. 1 schematisch ein erfindungsgemäßes Ausführungsbeispiel eines CT-Scanners mit Springfokusbetrieb,

Fig. 2 schematisch ein erfindungsgemäßes Ausführungsbeispiel eines mehrzeiligen CT-Scanners und

Fig. 3 schematisch eine Variante eines Strahlenvorfilters für die CT-Scanner der Fig. 1 und 2.

Der in Fig. 1 erkennbare CT-Scanner weist einen Röntgen strahler 10 mit zwei gleichen Foki 12, 14 auf, zwischen denen der Röntgenstrahler 10 hin- und herspringen kann. Von jedem der Foki 12, 14 aus kann der Röntgenstrahler 10 Röntgen strahlung in einer Ebene fächerförmig auf den Körper 16 eines zu untersuchenden Patienten abstrahlen. Eine Detektoranord nung 18 detektiert die durch den Körper 16 hindurchtretende Strahlung. Sie weist eine Vielzahl auf einem Kreisbogen in Richtung des Fächerwinkels nebeneinander angeordneter Detek torelemente 20 auf, von denen jedes einen Teil des gesamten Projektionsbereichs der durch Bestrahlung des Körpers 16 erzeugten Schichtprojektion abdeckt. Jedes der Detektor elemente 20 gibt ein Intensitätsmesssignal, das die Inten sität der einfallenden Strahlung im jeweiligen Projektions teilbereich angibt, an eine elektronische Auswerte- und Rekonstruktionseinheit 22 ab. Die in jedem einzelnen Pro jektionsteilbereich eintreffende Strahlungsintensität wird so in einem eigenen Detektionskanal detektiert. Aus den ein gehenden Intensitätsmesssignalen ermittelt die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit 22 jeweils einen Schwächungsmesswert, der die Strahlenschwächung im jeweiligen Projektionsteilbereich angibt.

Der Strahler 10 ist in einer Umlaufrichtung 24 um den Körper 16 bewegbar und führt unter einer Vielzahl von Projektions winkeln Schichtprojektionen des Körpers 16 durch. An jedem Projektionswinkel werden zwei Schichtprojektionen genommen - eine unter Verwendung des Fokus 12 und eine unter Verwendung des Fokus 14.

Um eine Zwei-Spektren-Strahlaufhärtungskorrektur der bei den Schichtprojektionen erhaltenen Schwächungsmesswerte durch führen zu können, werden die beiden an jedem Projektions winkel genommenen Schichtprojektionen bei verschiedenen mittleren Energien der in den zu untersuchenden Körper 16 eintretenden Röntgenstrahlung durchgeführt. Hierzu ist im Strahlengang der Röntgenstrahlung vor dem Körper 16 ein Strahlenvorfilter 26 angeordnet, mit dem sich unterschiedliche mittlere Spektralenergien für die beiden Foki 12, 14 einstellen lassen. Das Strahlenvorfilter 24 besitzt zwei Filterbereiche 28, 30, die sich im gezeigten Ausführungs beispiel bei gleicher Materialstärke hinsichtlich ihres Filtermaterials unterscheiden, alternativ oder zusätzlich aber auch ein unterschiedliches Dickenprofil haben können. Das Strahlenvorfilter 26 ist so angeordnet, dass bei Ver wendung des Fokus 12 der Filterbereich 28 wirksam ist, während bei Verwendung des Fokus 14 der Filterbereich 30 wirksam ist. Das unterschiedliche Filtermaterial der Filter bereiche 28, 30 bewirkt dann den gewünschten Unterschied der mittleren Spektralenergien. Obwohl in Fig. 1 nicht zu erkennen, wird das Strahlenvorfilter 26 zweckmäßigerweise so gebogen sein, dass die durchquerte Wegstrecke aller Einzel strahlen des von dem Strahler 10 ausgestrahlten Strahlen fächers im Strahlenvorfilter 26 annähernd gleich ist, so dass eine zusätzliche Kalibrierung der Detektionskanäle vermieden werden kann.

Anhand der bei den verschiedenen mittleren Spektralenergien gewonnenen Schwächungsmesswerte führt die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit 22 eine Abschätzung der Längen der von den Röntgenstrahlen im Körper 16 durchquerten Basismate rialien durch. Im folgenden werden als Basismaterialien Wasser und Knochen betrachtet. Dabei wird von der Annahme ausgegangen, dass die für jeden einzelnen Detektionskanal k abzuschätzenden Basismateriallängen d_W(k) und d_K(k) von Wasser und Knochen bei den beiden Projektionen, die an jedem Projektionswinkel einmal mit dem Fokus 12 und einmal mit dem Fokus 14 durchgeführt werden, näherungsweise gleich sind. Für die Schwächungsmesswerte p_E1(k) und p_E2(k), die die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit 22 für jeden Detektionskanal k bei den beiden mittleren Spektralenergien E1 und E2 ermittelt, gilt dann folgende Abschätzung:

p(k, E1) = d_W(k)µ_W(E1) + d_K(k)µ_K(E1) (8a)

p(k, E2) = d_W(k)µ_W(E2) + d_K(k)µ_K(E2) (8b)

Aus diesem Gleichungssystem lassen sich die zwei Unbekannten d_W(k) und d_K(k) ermitteln. Die Auswerte- und Rekonstruktions einheit 22 berechnet dann korrigierte Schwächungswerte p_c(k, E1) und p_c(k, E2) unter Rückgriff auf vorab ermittelte Tabellen, denen sie Korrekturwerte f_E1 und f_E2 in Abhängigkeit von den Werten d_W und d_K entnimmt:

p_c(k, E1) = p(k, E1) + f_E1(d_W(k), d_K(k)) (9a)

p_c(k, E2) = p(k, E2) + f_E2(d_W(k), d_K(k)) (9b)

Man könnte nun allein aus den korrigierten Schwächungswerten p_c(k, E1) ein Tomographiebild rekonstruieren, genauso auch allein aus den Schwächungswerten p_c(k, E2). In beiden Fällen würde ein Tomographiebild mit einer Kanalzahl N pro Schicht projektion rekonstruiert, die gleich der Anzahl der von der Detektoranordnung 18 gebildeten Detektionskanäle, also der Anzahl der in Richtung des Fächerwinkels im jeweiligen Ge samtprojektionsbereich nebeneinanderliegenden Detektor elemente 20, ist. Man könnte meinen, dass sich in beiden Fällen das gleiche Tomographiebild ergibt. Tatsächlich ist es aber möglich, dass Bildunterschiede feststellbar sind, die darauf beruhen, dass die Messwerte bei unterschiedlichen mittleren Spektralenergien aufgenommen wurden. Um diesen Effekt zu kompensieren, kann ein Tomographiebild aus Daten rekonstruiert werden, die sich aus einer gewichteten Summa tion der Schwächungswerte p_c(k, E1) und p_c(k, E2) ergeben. Im Fall einer Mittelung mit gleicher Gewichtung erhält man dann Schwächungswerte p_c'(k) aus:

p_c'(k) = 0,5[p_c(k, E1) + p_c(k, E2)] (10)

Es versteht sich, dass gewünschtenfalls auch eine unter schiedliche Gewichtung der Schwächungswerte p_c(k, E1) und p_c(k, E2) vorgenommen werden kann.

Es ist alternativ denkbar, ein Tomographiebild mit einer erhöhten Kanalzahl M zu rekonstruieren, indem die korri gierten Schwächungswerte p_c(k, E1) und p_c(k, E2) als Resultat einer einzigen Projektion betrachtet werden. Hierbei werden durch Verschachtelung der Schwächungswerte p_c(k, E1) und p_c(k, E2) Schwächungswerte p_c"(l) in folgender Weise gebildet:

p_c"(l = 2k) = p_c(k, E1) (11a)

p_c"(l = 2k - 1) = p_c(k, E2) (11b)

wobei k = 1, 2, . . . N. Man erhält auf diese Weise einen Schwächungswert p_c" (l) für jeden Kanal l aus einer Anzahl M von Projektionskanälen, die doppelt so groß wie die Anzahl N der von der Detektoranordnung 18 gebildeten Detektionskanäle ist.

Es wird nun auf die. Fig. 2 und 3 verwiesen. Gleiche oder gleichwirkende Komponenten wie in Fig. 1 sind dabei mit gleichen Bezugszeichen versehen, jedoch ergänzt um einen Kleinbuchstaben. Um Wiederholungen zu vermeiden, werden im wesentlichen nur Unterschiede zu dem Ausführungsbeispiel der Fig. 1 erläutert. Im übrigen wird auf die vorstehende Beschreibung der Fig. 1 verwiesen.

Der in Fig. 2 gezeigte CT-Scanner ist ein sogenannter Mehr zeilen-Scanner, der Detektorelemente 20a in mehreren in Richtung einer z-Achse 32a übereinanderliegenden Zeilen auf weist. Die z-Achse 32a entspricht dabei der Vorschubachse, längs der der Patient 16a durch den CT-Scanner hindurchbewegt wird. Im gezeigten Ausführungsbeispiel der Fig. 2 weist die Detektoranordnung 18a vier solcher Zeilen von Detektor elementen 20a auf; die Zeilen sind mit Z1, Z2, Z3 und Z4 bezeichnet. Der Röntgenstrahler 10a ist dazu ausgebildet, an jedem Projektionswinkel für jede Detektorzeile eine Schicht projektion des Körpers 16a durchzuführen. Im vorliegenden Beispielfall können also vier in Richtung der z-Achse auf einanderfolgende Schichtprojektionen an jedem Projektions winkel aufgenommen werden. Alle in einer Spalte übereinander liegenden Detektorelemente 20a liefern bei diesen vier Schichtprojektionen Messsignale, die - bei einer Betrachtung in Richtung des Fächerwinkels des vom Strahler 20a bei jeder Schichtprojektion von einem Fokus 34a ausgesandten Strahlen fächers - jeweils dem gleichen Detektionskanal zugeordnet werden können. Um bei dem Mehrzeilen-Scanner der Fig. 2 eine Mehrspektren-Schwächungsmessung durchzuführen, weist das fokusnah angebrachte Strahlenvorfilter 26a in Richtung der z- Achse Bereiche unterschiedlichen Dickenprofils oder/und unterschiedlichen Filtermaterials auf. Je nach Ausgestaltung des Strahlenvorfilters 26a kann man für jede Detektorzeile eine unterschiedliche mittlere Spektralenergie der Röntgen strahlung oder für Gruppen von Detektorzeilen jeweils die gleiche mittlere Spektralenergie erhalten. Bei dem Beispiel fall der Fig. 2 besitzt das Strahlenvorfilter 26a eine in z- Richtung variierende Dicke. Dabei ist es in z-Richtung symmetrisch gestaltet, derart, dass für die beiden äußeren Detektorzeilen Z1 und Z4 und für die beiden inneren Detektorzeilen Z2 und Z3 jeweils die gleiche Filterwirkung erzielt wird.

Weil sich das Strahlenvorfilter 26a in z-Richtung über alle Detektorzeilen erstreckt und keine sprungförmigen Übergänge der Filterwirkung auftreten, ist die Artefaktanfälligkeit der für die einzelnen Detektorzeilen rekonstruierten Tomographie bilder selbst bei ungenauer Justage oder mechanischer Be wegung des Vorfilters oder bei unvermeidlicher gravitatori scher oder thermischer z-Bewegung des Fokus 34a während des Umlaufs des Strahlers 10a um den Patienten 16a ausgesprochen gering. Deshalb wird ein in z-Richtung stetiger Verlauf der Filterwirkung des Strahlenvorfilters 26a bevorzugt.

Das Strahlenvorfilter 26a kann in einem gestrichelt ange deuteten Blendenkasten 36a montiert sein, in dem eine Blen denanordnung 38a untergebracht ist, welche der Strahformung der vom Strahler 10a ausgesandten Röntgenstrahlung in z- Richtung und in Richtung des Fächerwinkels dient. Zusammen mit einer herkömmlichen, nicht näher dargestellten Zusatz- Vorfilteranordnung kann das Strahlenvorfilter 26a dabei auf einer gemeinsamen Wechselvorrichtung lösbar montiert sein, so dass es bei Bedarf abnehmbar ist und nur für spezielle Zwecke (z. B. Aufnahmen der Schädelbasis) in Einsatz gebracht werden kann.

Die nun folgende Beschreibung einer Mehrspektren-Strahlauf härtungskorrektur für den in Fig. 2 gezeigten CT-Scanner mit vier Detektorzeilen Z1 bis Z4 kann ohne weiteres auf jeden anderen CT-Scanner mit anderer Zeilenzahl übertragen werden. Zunächst wird für den Fall des zur Detektormitte symmetri schen Strahlenvorfilters 26a gemäß Fig. 2 eine Zweispektren- Korrektur betrachtet. Die unterschiedliche effektive Dicke des Strahlenvorfilters 26a liefert für das Zeilenpaar Z1 und Z2 Spektren mit unterschiedlicher mittlerer Quantenenergie E₁ bzw. E₂. Gleiches gilt für das Zeilenpaar Z3 und Z4. Unter der Annahme annähernd gleicher Schätzwerte für d_W und d_K für beide Detektorzeilen des jeweiligen Zeilenpaars kann jeweils ein korrigierter Schwächungswert berechnet werden. Für die Kanäle k einer Projektion p_i(k, Ej), aufgenommen bei der effektiven Energie Ej (j = 1, 2) in der Detektorzeile i (i = 1, 2, 3, 4), gilt dann:

p₁(k, E1) = d_W1(k)µ_W(E1) + d_K1(k)µ_K(E1) (12a)

p₂(k, E2) = d_W1(k)µ_W(E2) + d_K1(k)µ_K(E2) (12b)

p₃(k, E2) = d_W2(k)µ_W(E2) + d_K2(k)µ_K(E2) (12c)

p₄(k, E1) = d_W2(k)µ_W(E1) + d_K2(k)µ_K(E1) (12d)

Aus den Gleichungen (12a) bis (12d) können nun die Basis materiallängen d_W1 und d_W2 für Wasser (Weichgewebe) sowie d_K1 und d_K2 für Knochen ermittelt werden. Unter Verwendung von Korrekturfaktoren f_Ej(d_W (k), d_K (k)) ( = 1, 2), die z. B. aus vorberechneten Tabellen entnommen werden, können dann kor rigierte Schwächungswerte p_ci(k, Ej) für alle Detektorzeilen i (i = 1, 2,3, 4) wie folgt ermittelt werden:

p_c1(k, E1) = p₁(k, E1) + f_E1(d_W1(k), d_K1(k)) (13a)

p_c2(k, E2) = p₂(k, E2) + f_E2(d_W1(k), d_K1(k)) (13b)

p_c3(k, E2) = p₃(k, E2) + f_E2(d_W2(k), d_K2(k)) (13c)

p_c4(k, E1) = p₄(k, E1) + f_E1(d_W2(k), d_K2(k)) (13d)

Rekonstruiert man aus den korrigierten Schwächungswerten p_ci(k, Ej) je ein Tomographiebild für jede der verschiedenen Detektorzeilen, so kann es vorkommen, dass sich subjektiv der Bildeindruck zwischen den Zeilen des Zeilenpaars Z1 und Z2 und zwischen den Zeilen des Zeilenpaars Z3 und Z4 aufgrund der jeweils unterschiedlichen mittleren Spektralenergie ver ändert. Um diesen Effekt zu vermeiden, können die getrennt korrigierten Schwächungswerte p_ci(k, Ej) der verschiedenen Detektorzeilen zu Schwächungswerten p_cq(k, E_eff) zweier effektiver Detektorzeilen q (q = 1, 2) gemittelt werden:

p_c1(k, E_eff) = 0,5[p_c1(k, E1) + p_c2(k, E2)] (14a)

p_c2(k, E_eff) = 0,5[p_c3(k, E2) + p_c4(k, E1)] (14b)

Für die Detektorzeilen Z1 und Z2 wird dann ein gemeinsames Tomographiebild aus den effektiven Schwächungswerten p_c1(k, E_eff) rekonstruiert, während für die Detektorzeilen Z3 und Z4 ein gemeinsames Tomographiebild aus den effektiven Schwächungswerten p_c2(k, E_eff) rekonstruiert wird. Den effektiven Schwächungswerten p_c1(k, E_eff) und p_c2(k, E_eff) ist dabei die gleiche effektive Energie E_eff zuzuordnen.

Die Projektionen können auch mit unterschiedlicher Gewichtung der einzelnen Schwächungswerte p_ci(k, Ej) zusammengefasst werden, um die Bildwirksamkeit einer der beiden Energien E₁ und E₂ zu verstärken:

p_c1(k, E_eff) = g₁p_c1(k, E1) + g₂p_c2(k, E2) (15a)

p_c2(k, E_eff) = g₂p_c3(k, E2) + g₁p_c4(k, E1) (15b)

wobei g₁ + g₂ = 1.

Es ist darüber hinaus eine Ausnutzung der vier Detektorzeilen Z1 bis Z4 bei vier verschiedenen Energiespektren denkbar, wenngleich dann der Aufwand hinsichtlich Rechenzeit und Tabellengenerierung ansteigt. Bei einer solchen Vierspektren- Korrektur könnten weitere Basismaterialien berücksichtigt werden, etwa jodhaltige Wasserlösungen. Es könnten dann Strahlaufhärtungsfehler eliminiert werden, die bei Aufnahmen des Gehirns und anderer Körperteile infolge der Verwendung jodhaltiger Kontrastmittel auftreten. Fig. 3 zeigt eine mögliche Bauform eines Strahlenvorfilters 26b, um einen Vier spektren-Betrieb des Vierzeilen-Scanners der Fig. 2 zu realisieren. Das beispielsweise aus Titan gefertigte Strah lenvorfilter 26b weist in z-Richtung eine sich über alle Detektorzeilen hinweg gleichmäßig ändernde Dicke auf.

Bei vier betrachteten Detektorzeilen ergibt sich das folgende Gleichungssystem zur Bestimmung der Basismateriallängen d_W von Wasser, d_K von Knochen und d_X und d_Y zweier weiterer Materialien X und Y. Dabei muß vorausgesetzt werden, dass die vier zu bestimmenden Basismateriallängen d_W, d_K, d_X, d_Y zumindest näherungsweise für alle betrachteten Detektorzeilen konstant sind.

p₁(k, E1) = d_W(k)µ_W(E1) + d_K(k)µ_K(E1) + + d_X(k)µ_X(E₁) + d_Y(k)µ_Y(E1) (16a)

p₂(k, E2) = d_W(k)µ_W(E2) + d_K(k)µ_K(E2) + + d_X(k)µ_X(E2) + d_Y(k)µ_Y(E2) (16b)

p₃(k, E3) = d_W(k)µ_W(E3) + d_K(k)µ_K(E3) + + d_X(k)µ_X(E3) + d_Y(k)µ_Y(E3) (16c)

p₄(k, E4) = d_W(k)µ_W(E4) + d_K(k)µ_K(E4) + + d_X(k)µ_X(E4) + d_Y(k)µ_Y(E4) (16d)

Hat man anhand dieses Gleichungssystems die vier Basis materiallängen ermittelt, kann aus vorab bestimmten Tabellen für alle Energien E ( = 1, 2, 3, 4) ein Korrekturfaktor f_E (d_W(k), d_K(k), d_X(k), d_Y(k)) entnommen werden. Die korrigierten Schwächungswerte p_c (k, E) errechnen sich dann analog zur Zweispektren-Methode:

p_c (k, E) = p(k, E) + f_E (d_W(k), d_K(k), d_X(k), d_Y(k)) (17)

wobei = 1, 2, 3, 4. Auch in diesem Fall kann eine Bildrekon struktion einzeln für jede der Detektorzeilen einen subjektiv veränderten Bildeindruck von Zeile zu Zeile bewirken. Durch gewichtete Zusammenfassung aller vier korrigierten Projek tionen kann dies wiederum vermieden werden:

p_c(k, E_eff) = Σ_[ _{= 1,2,3,4]}[gpc(k, E)] (18)

wobei Σ_[ _{= 1,2,3,4]} g = 1. Für alle vier Detektorzeilen wird dann ein gemeinsames Tomographiebild aus diesen effektiven Schwächungswerten rekonstruiert.

Nachzutragen ist, dass die Erfindung selbstverständlich auch bei Mehrzeilen-Scannern mit Springfokusbetrieb anwendbar ist, wobei es dann möglich ist, ein Strahlenvorfilter zu verwen den, das sowohl in Richtung des Fächerwinkels als auch in z- Richtung Dicken- oder/und Materialänderungen aufweist.

Claims

1. Röntgen-Computertomographieeinrichtung, umfassend
eine Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18), welche für jede Schichtprojektion eines Untersuchungsobjekts (16) in Zu ordnung zu einer Mehrzahl von über den gesamten Projek tionsbereich dieser Schichtprojektion verteilten Detektions kanälen des Detektors (18) Projektionsmesswerte liefert, deren jeder für die durch das Untersuchungsobjekt (16) hervorgerufene Schwächung der Röntgenstrahlung im jeweiligen Detektionskanal repräsentativ ist, wobei die Strahler-Detek tor-Anordnung (10, 18) dazu ausgebildet ist, zur Mehr spektren-Strahlaufhärtungskorrektur in Zuordnung zu jedem innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Detektionskanal jeweils eine Mehrzahl von min destens zwei Projektionsmesswerten bei jeweils unter schiedlicher mittlerer Energie der in das Untersuchungsobjekt eintretenden Röntgenstrahlung zu liefern,
eine mit der Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18) verbundene elektronische Auswerte- und Rekonstruktionseinheit (22), welche dazu ausgebildet ist, für jeden der Projektions messwerte einen strahlaufhärtungskorrigierten Projektionswert zu ermitteln und unter Verwendung der korrigierten Projektionswerte ein Tomographiebild des Untersuchungsobjekts (16) zu rekonstruieren, und
Energiebeeinflussungsmittel (26) zur Beeinflussung der mittleren Energie der in das Untersuchungsobjekt (16) eintretenden Röntgenstrahlung,
dadurch gekennzeichnet,
dass die Energiebeeinflussungsmittel (26) eine im Strahlen gang vor dem Untersuchungsobjekt angeordnete Strahlenfilter anordnung (26) umfassen, welche zur Beeinflussung der mittleren Energie der Röntgenstrahlung Bereiche (28, 30) unterschiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dickenprofils des Filtermaterials aufweist, und dass die Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18) dazu ausgebildet ist, in Zuordnung zu jedem innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Detektionskanal jeweils eine Mehrzahl von mindestens zwei Projektionsmesswerten bei jeweils unterschiedlichem Filtermaterial oder/und unter schiedlichem Dickenprofil des Filtermaterials der Strah lenfilteranordnung (26) zu liefern.

2. Computertomographieeinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlenfilteranordnung (26) auswechselbar an der Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18) montiert ist.

3. Computertomographieeinrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlenfilteranordnung (26a) an einem strahlernah angeordneten Blendenträger (36a) gehalten ist, welcher eine Blendenanordnung (38a) zur Strahlformung der von dem Strahler (10) ausgesendeten Röntgenstrahlung trägt.

4. Computertomographieeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Strahler (10) der Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18) mit mindestens zwei Springfoki (12, 14) ausgeführt ist, zwischen denen er wechselweise umschaltbar ist, dass die Strahlenfilteranordnung (26) in Zuordnung zu jedem der Springfoki (12, 14) jeweils einen Bereich (28, 30) unter schiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dickenprofils des Filtermaterials aufweist und dass die Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18) dazu ausgebildet ist, in Zuordnung zu jedem innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Detektionskanal je einen Projektionsmesswert für jeden der Springfoki (12, 14) zu liefern.

5. Computertomographieeinrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit (22) dazu aus gebildet ist, aus den in Zuordnung zu jeweils einem der Detektionskanäle ermittelten und jeweils einem der Springfoki (12, 14) zugeordneten korrigierten Projektionswerten durch gewichtete Summation einen effektiven Projektionswert zu ermitteln und das Tomographiebild unter Verwendung der effektiven Projektionswerte zu rekonstruieren.

6. Computertomographieeinrichtung nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit (22) dazu aus gebildet ist, das Tomographiebild für eine Anzahl von Pro jektionskanälen je Schichtprojektion zu rekonstruieren, die gleich einem der Anzahl der Springfoki (12, 14) entspre chenden Mehrfachen der Anzahl der innerhalb des Projek tionsbereichs der jeweiligen Schichtprojektion liegenden Detektionskanäle ist, wobei die Auswerte- und Rekonstruk tionseinheit (22) dazu ausgebildet ist, die in Zuordnung zu jeweils einem der Detektionskanäle ermittelten korrigierten Projektionswerte für alle Springfoki (12, 14) bei der Rekonstruktion des Tomographiebilds als korrigierte Pro jektionswerte benachbarter Projektionskanäle zu verwenden.

7. Computertomographieeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Detektor (18a) der Strahler-Detektor-Anordnung (10a, 18a) mit einer Vielzahl von in mindestens zwei übereinander liegenden Zeilen (Z1 bis Z4) angeordneten Detektorelementen (20a) ausgeführt ist, deren in je einer Spalte übereinander liegende Detektorelemente (20a) einem gleichen Detektions kanal zugeordnet sind, dass die Strahlenfilteranordnung (26a) in Zuordnung zu wenigstens einer Teilanzahl von mindestens zwei Detektorelementen (20a) jeder innerhalb des Projektions bereichs einer Schichtprojektion liegenden Spalte von Detektorelementen (20a) jeweils einen Bereich unterschied lichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dicken profils des Filtermaterials aufweist und dass die Strahler- Detektor-Anordnung (10a, 18a) dazu ausgebildet ist, in Zuordnung zu jeder innerhalb des Projektionsbereichs dieser Schichtprojektion liegenden Spalte von Detektorelementen (20a) je einen Projektionsmesswert für jedes Detektorelement (20a) aus dieser Teilanzahl von Detektorelementen (20a) zu liefern.

8. Computertomographieeinrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit (22a) dazu aus gebildet ist, aus den in Zuordnung zu jeweils einer der Spalten ermittelten und jeweils einem der Detektorelemente (20a) aus der Teilanzahl von Detektorelementen (20a) zuge ordneten korrigierten Projektionswerten durch gewichtete Summation einen effektiven Projektionswert zu ermitteln und das Tomographiebild unter Verwendung der effektiven Pro jektionswerte zu rekonstruieren.