DE102004031169A1

DE102004031169A1 - Röhrenseitig modifiziertes bildgebendes Röngtengerät

Info

Publication number: DE102004031169A1
Application number: DE102004031169A
Authority: DE
Inventors: Björn Dr. Heismann; Thomas von der Dr. Haar
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2004-06-28
Filing date: 2004-06-28
Publication date: 2006-01-19
Also published as: US20050094769A1

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein bildgebendes Röntgengerät zur Ermittlung von Bilddaten über die Verteilung physikalisch und chemisch relevanter Daten in Untersuchungsobjekten menschlicher oder tierischer Natur oder aus dem Bereich der Material- oder Sicherheitsprüfung. Insbesondere betrifft die Erfindung eine röhrenseitige Modifikation konventioneller CT-Geräte, um diese für die sogenannte Zwei-Spektren-Methode aufzurüsten.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein bildgebendes Röntgengerät zur Ermittlung von Bilddaten über die Verteilung physikalisch und chemisch relevanter Daten in Untersuchungsobjekten menschlicher oder tierischer Natur oder aus dem Bereich der Material- oder Sicherheitsprüfung. Insbesondere betrifft die Erfindung eine röhrenseitige Modifikation konventioneller CT-Geräte um diese für die sogenannte Zwei-Spektren-Methode aufzurüsten. Die Zwei-Spektren-Methode ermöglicht – wie im weiteren noch genauer erläutert wird – ein Auftrennen radiographischer Bilddaten in eine Verteilung der Materialdichte und eine Verteilung der Ordnungszahl im Untersuchungsobjekt.

Ergebnis aller radiographischen Verfahren, wie beispielsweise der Computer-Tomographie, der Mammographie, der Angiographie, der Röntgen-Inspektionstechnik oder vergleichbarer Verfahren, ist die Darstellung der Schwächung eines Röntgenstrahls entlang seines Weges von der Röntgenquelle zum Röntgendetektor. Diese Schwächung wird von den durchstrahlten Medien bzw. Materialien entlang des Strahlengangs verursacht. Die Schwächung wird üblicherweise als der Logarithmus des Verhältnisses der Intensität der geschwächten zur Primärstrahlung definiert und bezogen auf ein Wegnormal als Schwächungskoeffizient des Materials bezeichnet.

Eine Vielzahl radiographischer Untersuchungsgeräte verwendet zur Darstellung der Schwächungsverteilung eines Röntgenstrahls in einem Untersuchungsgegenstand statt des Schwächungskoeffizienten einen auf den Schwächungskoeffizienten von Wasser normierten Wert, die CT-Zahl. Diese berechnet sich aus einem aktuell durch Messung ermittelten Schwächungskoeffizienten μ und dem Referenz- Schwächungskoeffizienten

nach folgender Gleichung:

mit der CT-Zahl C in der Einheit Hounsfield [HU]. Für Wasser ergibt sich ein Wert

HU und für Luft ein Wert C_L = –1000 HU.

Da beide Darstellungen ineinander transformierbar bzw. äquivalent sind, bezeichnet im folgenden der allgemein gewählte Begriff Schwächungswert sowohl den Schwächungskoeffizienten μ als auch den CT-Wert. Ferner werden im Sachzusammenhang dieser Erfindungsbeschreibung die Begriffe Material und Gewebe austauschbar verwendet. Es wird unterstellt, dass ein Material im Kontext einer medizinisch angezeigten Untersuchung ein anatomisches Gewebe sein kann, und umgekehrt unter Gewebe in der Material- und Sicherheitsprüfung ein beliebiges Material eines Untersuchungsobjekts zu verstehen ist.

Erhöhte Schwächungswerte lassen sich entweder auf Materialien höherer Ordnungszahl, wie beispielsweise Calcium im Skelett oder Jod in einem Kontrastmittel zurückführen, oder auf eine erhöhte Weichteildichte, wie etwa bei einem Lungenknoten. Der lokale Schwächungskoeffizient μ am Ort r → ist abhängig von der in das Gewebe bzw. Material eingestrahlten Röntgenenergie E und der lokalen Gewebe- bzw. Materialdichte ρ entsprechend der folgenden Gleichung:

mit dem energie- und materialabhängigen Massenschwächungskoeffizienten

Die energieabhängige Röntgenabsorption eines Materials, wie sie von seiner effektiven Ordnungszahl bestimmt wird, überlagert daher die von der Materialdichte beeinflusste Röntgenabsorption. Materialien bzw. Gewebe unterschiedlicher chemi scher wie physikalischer Zusammensetzung können daher im Röntgenbild identische Schwächungswerte aufweisen. Umgekehrt kann dagegen aus dem Schwächungswert einer Röntgenaufnahme nicht auf die Materialzusammensetzung eines Untersuchungsobjekts geschlossen werden.

Eine korrekte Interpretation der somit eigentlich eher unanschaulichen Verteilung der Schwächungswerte in einem mit einem radiographischen Untersuchungsverfahren erstellten Röntgenbild kann im medizinischen Sektor meist nur aufgrund morphologischer Kriterien erfolgen und erfordert meist einen Radiologen mit jahrzehntelanger Erfahrung auf seinem Gebiet. Dennoch können in einigen Fällen Strukturen, die in der Bildgebung einer Röntgenuntersuchung mit erhöhten Schwächungswerten auffallen, nicht klar klassifiziert werden. Beispielsweise ist eine hilusnahe Verkalkung auf einer Thoraxübersichtsaufnahme nur schwer von einem orthograd zur Bildebene liegenden Gefäß zu unterscheiden. Auch eine diffuse Kalkeinlagerung kann beispielsweise kaum von einer frischen Einblutung unterschieden werden.

Auch in der Material- und Sicherheitsprüfung ergänzt der Prüfer i.a. die Information der Darstellung einer Schwächungswert-Verteilung durch seine persönliche Fachkenntnis und berufliche Erfahrung. Dennoch ist ihm z.B. ein sicheres Unterscheiden einer kunststoffgebundenen Sprengstoffmischung von einem nichtexplosiven Kunststoff direkt aus einem Röntgenbild nicht möglich.

Hierfür sind Verfahren zur Darstellung materialcharakteristischer Werte erforderlich. W. Kalender et. al beschreiben in "Materialselektive Bildgebung und Dichtemessung mit der Zwei-Spektren-Methode, I. Grundlagen und Methodik, W. Kalender, W. Bautz, D. Felsenberg, C. Süß und E.Klotz, Digit. Bilddiagn. 7, 1987, 66-77, Georg Thieme Verlag" ein Verfahren zur Basismaterialzerlegung bei Röntgenaufnahmen. Das Verfahren basiert auf dem Effekt, daß Materialien und Gewebe höherer Ordnungszahl niederenergetische Röntgenstrahlung deutlich stärker absorbieren als Materialien bzw. Gewebe niederer Ordnungszahl. Bei höheren Röntgenstrahlenergien gleichen sich dagegen die Schwächungswerte an und sind vorwiegend eine Funktion der Materialdichte.

Dieser Effekt ist im wesentlichen auf zwei physikalisch unterschiedliche Phänomene zurückzuführen: Einerseits auf Absorption der Röntgenstrahlung, die von der Energie und der Ordnungszahl des durchstrahlten Mediums abhängig ist (Photoeffekt), andererseits auf inkohärente Streuung die im wesentlichen von der Elektronendichte und damit von der physikalischen Dichte des durchstrahlten Mediums abhängig ist (Comptoneffekt).

Im Kontext dieser Beschreibung wird der Begriff Ordnungszahl, soweit nicht anders angegeben, nicht im strengen, elementbezogenen Sinn verwendet, sondern bezeichnet stattdessen eine effektive Ordnungszahl eines Gewebes, respektive Materials, die sich aus den chemischen Ordnungszahlen und Atomgewichten der am Aufbau des Gewebes bzw. Materials beteiligten Elemente berechnet.

Im von W. Kalender et. al vorgeschlagenen Verfahren werden die Röntgenschwächungswerte eines Untersuchungsobjekts mit Röntgenstrahlen niederer und höherer Energie gemessen und die erhaltenen Werte mit den entsprechenden Referenzwerten zweier Basismaterialien wie beispielsweise Calcium (für Skelettmaterial) und Wasser (für Weichteilgewebe) verglichen. Es wird angenommen, dass sich jeder Messwert als lineare Superposition der Messwerte der beiden Basismaterialien darstellen lässt. Zum Beispiel kann für jedes Element der bildlichen Darstellung des Untersuchungsobjekts aus dem Vergleich mit den Werten der Basismaterialien ein Skelettanteil und ein Weichgewebeanteil berechnet werden, so dass eine Transformation der ursprünglichen Aufnahmen in Darstellungen der beiden Basismaterialien Skelettmaterial und Weichteilgewebe resultiert.

Die Basismaterialzerlegung bzw. das Zwei-Spektren-Verfahren eignet sich damit zur Auftrennung bzw. Unterscheidung von anatomischen Strukturen in menschlichen und tierischen Geweben mit stark unterschiedlicher Ordnungszahl. In der Material- und Sicherheitsprüfung könnte damit beispielsweise eine Auftrennung nach vordefinierten Materialarten, sogenannten Materialklassen, erfolgen. Eine funktionelle Darstellung, die physikalische und chemische Charakteristiken der untersuchten Materialien bzw. Variationen dieser Charakteristiken innerhalb einer Materialart erkennen lässt, ist nicht Zielrichtung der Basismaterialzerlegung.

Um im Interesse der Zwei-Spektren-Methode Röntgenstrahlen niederer und höherer Energie quasigleichzeitig zu erzeugen – insbesondere in der Computer-Tomographie und in der funktionellen Bildgebung am lebenden Objekt ist aufgrund der Bewegung des Objektes (beispielsweise durch Atmung oder Herzbewegung) eine Quasi-Gleichzeitigkeit der beiden energetisch unterschiedlichen Röntgenstrahlen erforderlich um Störungen durch Patientenbewegung auszuschließen – werden gemäß dem Stand der Technik in der Regel drei Verfahren eingesetzt:

1. Die Röhrenhochspannung wird gepulst betrieben, das heißt die kV-Werte werden von Puls zu Puls je nach Aufnahmemodus im Millisekundenbereich zwischen zwei unterschiedlichen Werten geschaltet.
2. Ebensogut ist aber auch eine Detektor-seitige Anpassung des Röntgengerätes zur Durchführung der Zwei-Spektren-Methode möglich. Da eine Röntgenröhre keine monoenergetische Strahlung sondern ein relativ breites Spektrum von Röntgenstrahlung emittiert, kann man in einem Messvorgang mehrere Aufnahmen bei unterschiedlichen Röntgenspektren erhalten indem man einen energiesensitiven Detektor ver wendet. Dieser liefert für i.a. nebeneinander angeordnete Spektralbereiche getrennte Messsignale. Man erhält Schwächungswerte somit simultan für unterschiedliche, voneinander getrennte Spektralbereiche des Röntgenspektrums also in einem Aufnahmezyklus eine, von der Ausführungsform und Beschaltung des Detektors definierte Anzahl von Röntgenbildern bei unterschiedlichen Strahlenergien. Solche Detektoren können als Schichtaufbau-Detektoren realisiert werden, wobei ausgenutzt wird, dass die Eindringtiefe von Röntgenstrahlung in das Schichtsystem des Detektors von der Energie der Röntgenquanten bestimmt wird. Alternativ zu Schichtdetektoren können Quantenzähler als energiesensitive Detektoren verwendet werden.

Diese beiden Methoden sind äußerst aufwendig, insbesondere die zweite Methode, die in Systemen in denen Röntgenquelle und Detektor um das zu untersuchende Objekt rotieren nicht integrierbar ist. Diese ist hauptsächlich geeignet für Flachbilddetektoren, die eine stehende Röhre aufweisen.

3. Gemäß der Offenlegungsschrift DE 101 60 613 A1 wird in den fächerförmigen Strahlengang zwischen der Röntgenröhre und dem zu untersuchenden Objekt ein zweiteiliger Filter eingebracht, der den fächerförmigen Strahlengang jenseits einer zum Fächer senkrechten und zur Körperlängsachse parallelen Ebene in zwei symmetrische aber hinsichtlich ihrer Intensität unterschiedliche Hälften teilt. Bei einer Rotation der Röntgenröhren-Filter-Detektoreinheit wird auf diese Weise das zu untersuchende Objekt mit zwei unterschiedlichen Röntgen-Spektralbereichen vermessen.

Diese Methode hat den Nachteil, dass der dem Röntgenspektrum ausgesetzte Körperbereich nicht beiden energetisch unterschiedlichen Spektralbereichen gleichzeitig ausgesetzt ist, da erst nach einer Drehung der Röntgenröhren-Filter-Detektoreinheit um α/2 (α ist der Fächerwinkel des aus der Röntgenblende austretenden Fächerstrahles) ein und derselbe Körperbereich von beiden unterschiedlichen Röntgenspektren vollständig erfasst wurde. Daher ist diese Methode doppelt empfindlich gegenüber Körper- und/oder Organbewegung während der Messung. Ferner besitzt die Messung gemäß dieser Methode eine niedrigere Auflösung wie eine Messung ohne Filter, da der Körper jedem der beiden Spektralbereiche insgesamt nur zur Hälfte ausgesetzt ist und jede Projektion nur von der Hälfte der Detektoren erfasst wird.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher eine verbesserte Röntgenapparatur bereitzustellen, durch die ohne komplizierte Entwicklung der Röntgenröhre oder des Detektors auf einfache Weise mindestens zwei unterschiedliche Röntgenspektren realisiert werden können bei gleichbleibender Auflösung und gleichbleibender Bewegungsempfindlichkeit hinsichtlich einer Messung mit nur einem Röntgenspektrum.

Diese Aufgabe wird gelöst durch eine Röntgenapparatur zur Ermittlung der Verteilungen von Dichte und Ordnungszahl in einem Untersuchungsobjekt mit einer Röntgenquelle zur Emission von Röntgenstrahlung in Form eines Fächerstrahles, einem Röntgendetektor zum Nachweis der von der Röntgenquelle emittierten Röntgenstrahlung und zum Umsetzen der Röntgenstrahlung in elektrische Signale für eine weitere Verarbeitung, und
einer Signalverarbeitungseinrichtung für das Verarbeiten der elektrischen Signale des Röntgendetektors. Dabei wird in den fächerstrahlförmigen Strahlengang zwischen Röntgenquelle und dem zu untersuchenden Objekt ein zumindest zweiteiliger Filter so eingebracht, dass dieser den Strahlenfächer in zumindest zwei hinsichtlich ihrer Intensität jeweils unterschiedliche benachbarte Strahlenfächer aufteilt, wobei die Teilung so erfolgt, dass die gemeinsame Grenzfläche beider Strahlenfächer orthogonal zur Längsachse des Untersuchungsobjektes ist.

Dabei treffen die zumindest zwei benachbarten Strahlenfächer auf zumindest zwei parallel angeordnete Detektor-Arrays und werden von diesen vollständig detektiert. Dabei ist es einerseits möglich, dass sich die beiden Teile des zweiteiligen Filters durch unterschiedliche Materialien unterscheiden.

Andererseits ist es möglich, dass sich die beiden Teile des zweiteiligen Filters durch unterschiedliche Dicken gleicher oder unterschiedlicher Materialien unterscheiden.

Als Filtermaterial sind Metalle wie Aluminium, Kupfer, Titan, Wolfram, etc. vorteilhaft.

Vorteilhafterweise wird das Untersuchungsobjekt beiden benachbarten Strahlenfächern gleichzeitig ausgesetzt, wobei zum Aufzeichnen einer ersten Verteilung einer Röntgenabsorption des Untersuchungsobjekts das Untersuchungsobjekt dem ersten Strahlenfächer durch den ersten Teil des Filters und zum Aufzeichnen einer zweiten Verteilung einer Röntgenabsorption des Untersuchungsobjekts das Untersuchungsobjekt dem zweiten Strahlenfächer des zweiten Teiles des Filters ausgesetzt ist.

Der im Zusammenhang dieser Schrift verwendete Begriff 'Röntgenspektrum' besitzt eine weiter gefasste Bedeutung als nur die Spektralverteilung (das Spektrum) einer von der Röntgenquelle der Apparatur emittierten Röntgenstrahlung, die gleichzeitig durch eine ihr eigene Intensität charakterisiert ist. Auf Seiten der Röntgendetektoren werden unterschiedliche Spektralanteile einer Strahlung mit unterschiedlichen Wirkungsgraden umgesetzt und somit verschieden gewichtet. Die daraus resultierende effektive Spektralverteilung mit der ihr eigenen Intensität wird in dieser Schrift als Röntgenspektrum bezeichnet.

Die vorliegende Erfindung ermöglicht die Berechnung der räumliche Verteilung der mittleren Dichte ρ(r →) und der effekti ven Ordnungszahl Z(r →) aus einer Auswertung der spektral beeinflussten Messdaten einer Röntgenapparatur. Man erhält hierüber neuartige Kontraste, insbesondere bezüglich der chemischen und physikalischen Zusammensetzung des Untersuchungsobjekts. Diese, bislang Magnetresonanz-Systemen vorbehaltene funktionale Darstellung eines Untersuchungsobjekts eröffnet der Röntgendiagnostik wie der Röntgeninspektionstechnik eine Vielzahl neuer Anwendungen.

Beispielsweise erlaubt die Darstellung der Verteilung der Ordnungszahl im Gewebe u.a. Einblicke in die biochemische Zusammensetzung eines untersuchten Objekts, Kontraste aufgrund des chemischen Aufbaus in bisher dichtehomogen dargestellten Organen, eine quantitative Bestimmung von Körperbestandteilen wie z.B. Jod oder dergleichen und ein Heraussegmentieren von Calcifizierungen basierend auf der Ordnungszahl. Die isolierte Dichtedarstellung eines Objekts gestattet eine genaue Schwerpunktbestimmung und Dichtevermessung von Objekten, wie sie u.a. beispielsweise bei Osteoporose vorgenommen werden.

Im Bereich der Sicherheitstechnik bedeutet dies eine zuverlässigere Detektierbarkeit gefährlicher Komponenten, insbesondere von Explosivstoffen. In der Materialprüfung eröffnet sich der Zugang zur quantitativen Untersuchung der Materialzusammensetzung und der Dichteverteilung in den Prüflingen.

Im Folgenden wird die vorliegende Erfindung anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben, wobei auf folgende Figuren verwiesen wird, von denen
1 schematisch ein erfindungsgemäßes CT-Gerät zeigt,
2 schematisch die Funktionsweise eines erfindungsgemäßen Zweispektren-Filters zeigt,
3 anhand einer Isoabsorptionslinie das Zustandekommen identischer Schwächungswerte μ bei Materialien unterschiedlicher Zusammensetzung zeigt,
4 die Energieabhängigkeit der Röntgenschwächung für drei Elemente zeigt, und
5 zwei Isoabsorptionslinien einer Gewebeart bei zwei unterschiedlichen Röntgenstrahlspektren zeigt.
Die Isoabsorptionslinie 14 des Diagramms 15 der 3 verbindet alle Wertepaare (ρ,Z) mit bei einem definierten Röntgenstrahlspektrum identischem Schwächungswert μ bzw. C. Die Darstellung der 3 verdeutlicht, dass Information über Art und Zusammensetzung eines Gewebes bzw. Materials nicht allein auf die Schwächungswerte eines Röntgenbildes gestützt abgeleitet werden können. Üblicherweise benutzt ein Radiologe zum Identifizieren von Gewebearten im Röntgenbild seine Anatomiekenntnisse und sucht auf dieser Basis nach Unregelmäßigkeiten. Zur Klärung der Identität der Unregelmäßigkeiten ist ein Mediziner dann wiederum gezwungen auf Erfahrungswerte und morphologische Kriterien zurückgreifen. Ähnlich stützt sich ein Fachmann der Material- uns Sicherheitsprüfung zur Beurteilung des radiographischen Befunds auf seinen beruflichen Erfahrungsschatz.
Röntgenstrahlung wird von unterschiedlichen Materialien und abhängig von der Energie der Röntgenstrahlung unterschiedlich stark geschwächt. Die 4 illustriert dies anhand der Energieabhängigkeit 20 des Massenschwächungskoeffizienten für Wasser 17, Calcium 18 und Jod 19. Dies ist auf unterschiedlich wirkende Schwächungsmechanismen bei den verschiedenen Materialien zurückzuführen. Im diagnostisch relevanten Energiebereich der Röntgenstrahlung ist die Röntgenschwächung im wesentlichen auf die Absorption, verursacht durch den Photoeffekt und die, auf dem Comptoneffekt beruhende Streuung zurückzuführen. Die Absorption ist insbesondere bei niedriger Energie der Röntgenstrahlung und bei Geweben mit hoher Ordnungszahl relevant. Die Streuung weist eine geringe Abhängigkeit von der Energie der Röntgenstrahlung auf und ist im wesentlichen von der Elektronendichte, vermittelt über die physikalischen Dichte des Gewebes, abhängig.
Die im Kontext dieser Beschreibung vereinfacht als Ordnungszahl titulierte effektive Ordnungszahl Z einer bestimmten Gewebeart errechnet sich aus den Ordnungszahlen Z_i der am Aufbau beteiligten Elemente, deren Atomgewichte A_i und deren lokalen materialäquivalenten Dichten ρ_i beispielsweise zu:
Für reines Calcium erhält man Z_Ca = 20, für Calciumhydrid ca. Z_caH2 ≡ 16, 04 und für Wasser etwa Z_H2O ≡ 7, 428. Die chemische oder auch biochemische Zusammensetzung eines Objekts kann daher sehr gut über die Ordnungszahl Z erfasst werden.
Voraussetzung für eine Berechnung der Ordnungszahl- und Dichteverteilung in einem Untersuchungsgebiet sind zumindest zwei, in der Aufnahmegeometrie identische, aber mit unterschiedlicher Energie der angewandten Röntgenstrahlung erstellte Röntgenaufnahmen des Gebiets. Bei Verwendung von mehr als zwei mit unterschiedlicher Röntgenstrahlenergie aufgezeichneten Röntgenaufnahmen können die Z- und ρ-Auflösung verbessert werden, doch erhöht sich dadurch auch die Strahlenbelastung. Im Falle der Untersuchung eines Patienten ist diese Möglichkeit daher nicht immer gegeben.
Ausgangspunkt der Umwandlung von Schwächungswert basierenden Bilddaten in Verteilungsbilder der Ordnungszahlen und der Material- bzw. Gewebedichte ist die Kenntnis der Isoabsorpti onslinien für jedes Röntgenspektrum einer Röntgenapparatur, definiert durch das Röhren-seitige Röntgenemissionsspektrum S(E) sowie der Detektor-seitigen Detektorapparatefunktion w(E). Letztere liefert eine mathematische Beschreibung des Detektortyps.
Wie bereits erwähnt, ist hierbei unter Röntgenspektrum nicht der eng gefasste Begriff der Spektralverteilung einer von der Röntgenquelle der Apparatur emittierten Röntgenstrahlung zu verstehen, sondern ein erweiterter Begriff, der die unterschiedliche Gewichtung unterschiedlicher Spektralbereiche des Emissionsspektrums der Röntgenröhre auf Seiten der Röntgendetektoren berücksichtigt. Ein gemessener Schwächungswert ergibt sich daher aus der direkten Schwächung des von der Röntgenröhre emittierten Strahlenspektrums und dem spektralen Wirkungsgrad des verwendeten Röntgendetektors. Beide Werte sind anlagenspezifische Größen und müssen entweder direkt oder indirekt mittels der Schwächungswerte von Eichproben ermittelt werden. Sie sind die Grundlage zur Berechnung der Isoabsorptionslinien.
Prinzipiell sind so viele Isoabsorptionslinien zu bestimmen, wie Schwächungswerte zum Abdecken der Spanne von Röntgenschwächungen in den Röntgenaufnahmen erforderlich sind. Dabei ist nicht für jeden theoretisch auftretenden Schwächungswert eine Isoabsorptionslinie zu berechnen; nicht errechnete Isoabsorptionslinien können bei Bedarf durch Interpolation oder andere geeignete Mittelungsverfahren verfügbar gemacht werden.
Es gibt verschiedene Methoden um die Isoabsorptionslinien in Form von Kurvenscharen C_i(ρ,Z) bzw. μ_i(ρ,Z) zu bestimmen. Sie können beispielsweise auf der Basis eines physikalischen Modells berechnet werden, das für jede relevante Kombination von S(E) und w(E) die Röntgenschwächungen C_i bzw. μ_i für Materialien mit unterschiedlichen Ordnungszahlen und bei unter schiedlichen Materialdichten nachbildet. Ebenso ist mittels Eichmaterialien eine experimentelle Bestimmung möglich.
Mit der Ermittlung der Isoabsorptionslinien für die erforderlichen Röntgenschwächungswerte und Kombinationen von S(E) und w(E) sind die Voraussetzungen für eine Transformation von Bilddaten, die Schwächungswerte der Röntgenstrahlung beim Durchgang durch ein Gewebe repräsentieren in Bilddaten, die eine Verteilung der Ordnungszahl bzw. der Materialdichte im entsprechenden Gewebe repräsentieren geschaffen.
Die Transformation stützt sich auf die zuvor ermittelten und als Datensatz bereitgehaltenen Kurvenscharen von Isoabsorptionslinien.
Eine Transformation erfolgt bildelementweise. Im folgenden wird von einer Transformation einer Röntgenschwächungswertverteilung basierend auf zwei sich hinsichtlich ihrer Energie unterscheidenden Röntgenemissionsspektren aber identischer Aufnahmegeometrie aufgenommen Röntgenbildern ausgegangen. Dies ist die minimale Voraussetzung für eine Durchführung einer erfindungsgemäßen Transformation. Jedoch können auch mehr als zwei Röntgenaufnahmen bei mehr als zwei unterschiedlichen Energieverteilungen der Röntgenstrahlung – wie später erläutert beispielsweise erzeugt durch einen mehrteiligen Filter – Verwendung finden.
Um ein ausgewähltes Bildelement zu transformieren werden die Schwächungswerte C₁ bzw. μ₁ für dieses Bildelement aus dem ersten mit dem Röntgenstrahlspektrums S₁(E) und der Detektorapparatefunktionen w₁(E) aufgenommenen Röntgenbild und C₂ bzw. μ₂ aus dem mit S₂(E) und w₂(E) aufgenommenen zweiten Röntgenbild ermittelt (Bei mehr als zwei Spektren sind es jeweils die entsprechenden S(E)- und w(E)-Werte). Die Werte S₁(E), S₂(E), w₁(E) und w₂(E) bilden die Parameter für eine nachfolgende Auswahl der den jeweiligen Schwächungswerten zuzuordnenden Isoabsorptionslinien. Wie bereits erwähnt ist je des Röntgenstrahlspektrum S(E) durch seine spezielle Intensität charakterisiert.
Die erste ermittelte Isoabsorptionslinie ist eine Kurve, welche die Bedingungen C₁ bzw. μ₁ bei den Parametern S₁(E) und w₁(E) erfüllt und die zweite ermittelte Isoabsorptionslinie ist eine Kurve, welche die Bedingungen C₂ bzw. μ₂ bei den Parametern S₂(E) und w₂(E) erfüllt. Ein Beispiel einer dergestalt erhaltenen ersten 21 und zweiten 22 Isoabsorptionslinie ist im Diagramm 20 der 5 dargestellt.
Im Rahmen des Transformationsverfahrens wird nun der Schnittpunkt 23 als Schnittmenge beider Kurven 21 und 22 berechnet. Der Kurvenschnitt 23 lässt sich z.B. durch eine lokale lineare Transformation oder mittels iterativer Schnittpunktfindung ermitteln. Da die beiden Kurven 21 und 22 zwei unterschiedliche Schwächungswerte für das selbe Bildelement und daher für einen identischen Teilbereich eines untersuchten Gewebes repräsentieren, müssen beide Schwächungswerte von der selben Material- bzw. Gewebeart verursacht sein. Die Koordinaten (ρ,Z) des Kurvenschnittpunkts 23 geben daher die Materialdichte und die Ordnungszahl des dem Bildelement zuzuordnenden Gewebeteilbereichs wieder.
Der so ermittelte Ordnungszahlwert Z wird als entsprechender Bildelementwert in die Ordnungszahlverteilung geschrieben, analog der ermittelte Materialdichtewert ρ in die Dichteverteilung. Dies wird für alle Bildpunkte eines Röntgenbildes durchgeführt.
Generell erhält man bei Röntgenspektren relativ niedriger Energie eine Bevorzugung der Röntgenschwächung durch den Photoeffekt, bei Röntgenspektren relativ höherer Energie eine Bevorzugung der Röntgenschwächung durch den Comptoneffekt. Genauer ausgedrückt ist der Einfluss der Ordnungszahl auf die Röntgenschwächungswerte einer Aufnahme bei geringerer Röntgenenergie relativ größer als bei höherer Röntgenenergie. Der Einfluss einer Material- bzw. Gewebedichte auf die Röntgenschwächungswerte verhält sich dagegen genau umgekehrt. Vorteilhaft wird daher zunächst ein erstes Röntgenspektrum so gewählt, dass ein deutlicher Anteil an den ersten Röntgenschwächungswerten vom Einfluss der Ordnungszahlen des untersuchten Gewebes oder Materials herrührt und ein zweites Röntgenspektrum wird dann so gewählt, dass die Dichten des Untersuchungsobjekts einen deutlichen Einfluss auf die zweiten Röntgenschwächungswerte nehmen.
Für die Computertomographie (CT) werden daher die Energien der Röntgenstrahlspektren so gewählt, dass ein ausreichender Energieabstand zwischen einem ersten und einem zweiten Röntgenspektrum vorhanden ist ohne die Röntgendosis in für Patienten schädliche Bereiche erhöhen zu müssen.
Erfindungsgemäß wird dies durch einen zwei- oder mehrteiligen Filter realisiert, der zwischen Patient und Röntgenröhre in den fächerstrahlförmigen Röntgenstrahl eingebracht wird und somit das Röntgenröhrenspektrum hinsichtlich seiner Energie senkrecht zur Zeilenrichtung des CT-Systems aufhärtet.
In 1 ist schematisch ein CT-Gerät dargestellt, in das gemäß der Erfindung zwischen dem zu untersuchendem Objekt 3 und Röntgenröhre 1 ein zweiteiliger Filter 9 eingebracht ist. Bei diesem Gerät rotieren Röntgen-Röhre 1 und Strahlenempfänger 2 (Detektoren) gemeinsam um eine Drehmitte, die auch Mitte des kreisförmigen Messfeldes 5 ist, und in der sich der zu untersuchende Patient 3 auf einer Patientenliege 4 befindet. Um verschiedene parallele Ebenen des Patienten 3 untersuchen zu können, kann die Patientenliege entlang der Körperlängsachse 26 (z-Achse) verschoben werden. Wie man aus der Zeichnung erkennen kann, ergeben sich bei CT-Aufnahmen Transversalschnittbilder, also Abbildungen von Körperschichten, die im wesentlichen senkrecht zur Körperlängsachse 26 (z-Achse) orientiert sind. Diese Schichtdarstellungsmethode stellt die Verteilung des Schwächungswertes μ_z(x,y) selbst dar (z ist die Position auf der Körperlängsachse). Die Computer-Tomographie (im folgenden CT genannt) benötigt Projektionen unter sehr vielen Winkeln α. Zur Erzeugung einer Schichtaufnahme wird der von der Röntgenröhre 1 emittierte Strahlenkegel so ausgeblendet, dass ein ebener Strahlenfächer entsteht, der eindimensionale Zentralprojektionen der durchstrahlten Schicht entwirft. Zur exakten Rekonstruktion der Verteilung der Schwächungswerte μ_z(x,y) muss dieser Strahlenfächer senkrecht auf der Drehachse stehen und außerdem so weit gespreizt sein, dass er aus jeder Projektionsrichtung α die anvisierte Schicht des Messobjektes vollständig überdeckt. Dieser das Objekt durchdringende Strahlenfächer wird von Detektoren die auf einem Kreissegment linear angeordnet sind aufgefangen. Bei handelsüblichen Geräten sind dies bis zu 1000 Detektoren. Der einzelne Detektor reagiert auf die eintreffenden Strahlen mit elektrischen Signalen, deren Amplitude proportional zur Intensität dieser Strahlen ist.
Jedes einzelne zu einer Projektion α gehörige Detektorsignal wird jeweils von einer Messelektronik 7 aufgenommen und an einen Computer 8 weitergeleitet. Mit dem Computer 8 lassen sich die gemessenen Daten nun in geeigneter Weise verarbeiten und zunächst in Form eines Sinugramms (in dem die Projektion α als Funktion der Messwerte des entsprechenden Kanals β aufgetragen wird) in sogenannten Gordon-Einheiten, schließlich aber in Form eines natürlichen Röntgenbildes in Hounsfield-Einheiten an einem Monitor 6 visualisieren.
Der Filter 9 teilt aufgrund seiner Beschaffenheit – auf die später noch im einzelnen eingegangen wird – und aufgrund seiner Anordnung den ursprünglich aus der Blende der Röntgenröhre 1 austretenden Fächerstrahl 25 in zwei unmittelbar benachbarte Strahlenfächer 13a, 13b. Die Teilung erfolgt so, dass die gemeinsame Grenzfläche 12 beider Strahlenfächer 13a, 13b orthogonal zur Längsachse 26 des Untersuchungsobjektes 3 ist bzw. so, dass die Grenzfläche 12 in der Fläche des kreisförmigen Messfeldes 5 zu liegen kommt. Um die beiden transmittierten benachbarten Strahlenfächer 13a, 13b jeweils getrennt detektieren zu können ist das auf dem Kreissegment liegende Detektor-Array in zwei parallele Detektor-Arrays 2a, 2b aufgeteilt, wobei jedes Detektor-Array so dimensioniert ist, dass es jeweils einen der beiden Strahlenfächer erfasst. Der Filter 9 ist starr mit der Röntgenröhre 1 bzw. deren Haltevorrichtung 24 verbunden, so daß sich die physikalische Beschaffenheit der beiden benachbarten Strahlenfächer 13a, 13b zwischen Röntgenröhre 1 bzw. Filter 9 und dem zu untersuchenden Objekt 3 während der Drehung von Röntgenröhre 1, Filter 9 und den beiden Detektor-Arrays 2a, 2b in der Ebene 5 nicht ändert.
In 2 ist schematisch dargestellt, wie der zweiteilige Filter 9 (erste Filterhälfte 10, zweite Filterhälfte 11), der, wie bereits erwähnt, durch eine Haltevorrichtung 24 starr mit der Röntgenröhre 1 verbunden ist, den durch die Röntgenröhre 1 erzeugten Strahlenfächer 25 in zwei unmittelbar benachbarte in einer Grenzfläche 12 aneinander angrenzende Strahlenfächer 13a, 13b unterschiedlicher Intensitäten S₁(E) und S₂(E) teilt. Die Grenzfläche 12 ist orthogonal zur Körperlängsachse 26 (z-Achse) eingezeichnet. Beide Strahlenfächer 13a, 13b werden jeweils von den beiden Detektor-Arrays 2a, 2b vollständig erfasst.
2 zeigt ferner wie die unterschiedlichen Hälften 10 und 11 des Filters 9 unterschiedliche Dicken d₁ und d₂ aufweisen. Die Dicken liegen typischerweise im Bereich von 0,1 bis 1mm. Ebenso können beide Filterhälften 10 und 11 aus unterschiedlichem Material bestehen. Als Filtermaterial wird an Metalle wie Aluminium, Kupfer, Titan, Wolfram, usw. gedacht. Weitere Varianten sind Schichtaufbauten aus mehr als einem Material, z.B. 0,2mm Ti + 0,8mm Cu für den ersten Filter 10 sowie 0,4mm Al + 0,2mm W für den zweiten Filter 11. So können die Röntgenspektren S₁(E) und S₂(E) in weiten Grenzen den Erfordernissen der jeweiligen Untersuchung angepasst und auf möglichst hohe Unterschiedlichkeit hin ausgestaltet werden.
Der Einsatz des Filters vor dem Patienten hat einerseits den Vorteil, dass der Patient insgesamt einer geringeren Röntgendosis ausgesetzt wird als bei bekannten Detektor-seitigen Modifikationen zu energieauflösenden Messungen. Andererseits ist der erfindungsgemäße Zweispektrenfilter in ein konventionelles CT-System einfach zu integrieren, da schon jetzt zur Untersuchung bestimmter Körperbereiche des Patienten umschaltbare Filter (z.B. 0,6 und 1,2 mm Titan) verwendet werden.
Äquivalent zur Zwei-Spektren-Methode mit gepulsten Röhren wird im Spiralbetrieb des CT-Systems durch den Einsatz eines solchen Zwei-Spektren-Filters das Untersuchungsobjekt (z.B. der Patient) mit zwei unterschiedlichen Röhrenspektren vollständig gescannt. Vorraussetzung für eine gleichwertige Auflösung in z-Richtung (Längsachse des Patienten) – bei gleicher Detektor-φ-Auflösung (radiale Auflösung) – ist allerdings ein verlangsamter Tischvorschub (Pitch) der entsprechend einzustellen ist.

Claims

Röntgenapparatur zur Ermittlung der Verteilungen von Dichte und Ordnungszahl in einem Untersuchungsobjekt mit einer Röntgenquelle (1) zur Emission von Röntgenstrahlung in Form eines Fächerstrahles (25), einem Röntgendetektor (2) zum Nachweis der von der Röntgenquelle emittierten Röntgenstrahlung und zum Umsetzen der Röntgenstrahlung in elektrische Signale für eine weitere Verarbeitung, und einer Signalverarbeitungseinrichtung (7; 8) für das Verarbeiten der elektrischen Signale des Röntgendetektors (2) dadurch gekennzeichnet, dass in den fächerstrahlförmigen Strahlengang zwischen Röntgenquelle (1) und dem zu untersuchenden Objekt (3) ein zumindest zweiteiliger Filter (9) so eingebracht ist, dass dieser den Fächerstrahl (25) in zumindest zwei hinsichtlich ihrer Intensität jeweils unterschiedliche benachbarte Strahlenfächer (13a, 13b) aufteilt, wobei die Teilung so erfolgt, dass die gemeinsame Grenzfläche (12) beider Strahlenfächer (13a, 13b) orthogonal zur Längsachse (26) des Untersuchungsobjektes ist.
Röntgenapparatur nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die zumindest zwei benachbarten Strahlenfächer (13a, 13b) auf zumindest zwei parallel angeordnete Detektor-Arrays (2a, 2b) treffen und von diesen detektiert werden.
Röntgenapparatur nach Anspruch 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass sich die beiden Teile (10; 11) des zweiteiligen Filters (9) durch unterschiedliche Materialien unterscheiden.
Röntgenapparatur nach Anspruch 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass sich die beiden Teile (10; 11) des zweiteiligen Filters (9) durch unterschiedliche Dicken gleicher oder unterschiedlicher Materialien unterscheiden.
Röntgenapparatur nach Anspruch 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass als Filtermaterial Metalle wie Aluminium, Kupfer, Titan, Wolfram, etc. verwendet sind.
Röntgenapparatur nach Anspruch 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Untersuchungsobjekt beiden benachbarten Strahlenfächern (13a, 13b) gleichzeitig ausgesetzt ist, wobei zum Aufzeichnen einer ersten Verteilung einer Röntgenabsorption des Untersuchungsobjekts (3) das Untersuchungsobjekt (3) dem ersten Strahlenfächer (13a) durch den ersten Teil des Filters (10) und zum Aufzeichnen einer zweiten Verteilung einer Röntgenabsorption des Untersuchungsobjekts (3) das Untersuchungsobjekt (3) dem zweiten Strahlenfächer (13b) des zweiten Teiles des Filters (11) ausgesetzt ist.