DE102005048397A1

DE102005048397A1 - Verfahren zur Strahlungskorrektur eines CT-Systems

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Publication number: DE102005048397A1
Application number: DE102005048397A
Authority: DE
Inventors: Herbert Dr. Bruder; Martin Dr. Petersilka; Rainer Dr. Raupach; Karl Dr. Stierstorfer
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2005-10-10
Filing date: 2005-10-10
Publication date: 2007-04-12
Also published as: JP2007144134A; US7440536B2; US20070086561A1; CN101028195A

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Streustrahlungskorrektur eines CT-Systems (1) mit mindestens zwei winkelversetzt zueinander betriebenen Fokus/Detektor-Systemen (FDSA, FDSB), wobei an mindestens einem, dem untersuchten Objekt (7) zumindest in einem Teilbereich, ähnlichen Phantom (P) für mindestens eines der Fokus/Detektor-Systeme (FDSA, FDSB), die auftretende Streustrahlintensität im Detektor (3) eines Fokus/Detektor-Systems (FDSA) während des Betriebs des mindestens einen Fokus (F¶B¶) mindestens eines anderen Fokus/Detektor-Systems (FDSB) ermittelt und dessen räumliche Verteilung für mehrere Rotationswinkel der Fokus/Detektor-Systeme (FDSA, FDSB) abgespeichert wird, beim Scan des Objektes von den gemessenen Intensitäten des ersten Fokus/Detektor-Systems (FDSA) die mit einem ähnlichen Phantom ermittelten Streustrahlintensitäten, die von dem mindestens einen anderen Fokus/Detektor-System (FDSB) stammen, unter Berücksichtigung der räumlichen Orientierung der Fokus/Detektor-Systeme (FDSA, FDSB) und des jeweils betrachteten Strahls abgezogen werden, und mit den so korrigierten Intensitätswerten (I') die Absorptionswerte (a¶korr¶ = -ln(I'/I¶0¶)) berechnet und damit CT-Aufnahmen oder CT-Volumendaten rekonstruiert werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Streustrahlungskorrektur eines CT-Systems mit mindestens zwei winkelversetzt zueinander auf einer rotierbaren Gantry angeordneten und gleichzeitig betriebenen Fokus/Detektor-Systemen, wobei zum Scan eines Objektes die winkelversetzt zueinander angeordneten Fokus/Detektor-Systeme das Objekt abtasten, indem sie um eine Systemachse des CT-Systems rotieren und für eine Vielzahl einzelner Strahlen S Absorptionswerte a = –ln(I/I₀) aus dem gemessenen Verhältnis der gemessenen Strahlungsintensität I zur ungeschwächten Strahlungsintensität I₀ bestimmt werden, die gemessenen Werte einer Streustrahlkorrektur unterzogen werden, und mit Hilfe der ermittelten Absorptionsdaten CT-Aufnahmen oder CT-Volumendaten des Objektes rekonstruiert werden.
Grundsätzlich ist es bekannt, dass beim CT-Verfahren Streustrahlungseffekte entstehen, die zu Ungenauigkeiten bei der Messung der Absorption von Röntgenstrahlung führen. Hierbei wird, betrachtet man zunächst diesen Effekt bei Ein-Fokus/Detektor-Systemen, das Problem der Streustrahlung umso größer, je breiter der verwendete Strahlenfächer aufgeweitet ist, da die Orte, an denen Streustrahlung entsteht, entsprechend zunehmen. Gegen diesen bekannten Effekt werden bei solchen CT-Systemen vor dem Detektor sogenannte Streustrahlkollimatoren angebracht, die vor jedem Detektorelement nur die direkte Strahlrichtung zwischen Detektorelement und Fokus freigeben und alle anderen Richtungen weitgehend abschatten. Auch bei den Zwei- oder Mehr-Fokus/Detektor-Systemen werden solche Streustrahlkollimatoren eingesetzt. Allerdings können diese Streustrahlkollimatoren nicht die Streustrahlung mindern, die durch Strahlen eines winkelversetzt angeordneten anderen Fokus entstehen und die gleiche räumliche Orientierung aufweisen, die der eigentliche direkte Strahl besitzt, der von einem dem Detektor gegenüberliegenden Fokus stammt und dessen Intensität gemessen werden soll. Es besteht also grundsätzlich das Problem, den Anteil dieser Streustrahlung an der gesamten gemessenen Intensität der Strahlung zu bestimmen und die gemessene Strahlungsintensität um diesen Anteil zu korrigieren, damit zur Rekonstruktion tatsächlich nur die Schwächung der direkten Einstrahlung auf ein Detektorelement verwendet wird. Anderenfalls entstehen Artefakte in der CT-Darstellung.

Ein zum Oberbegriff des ersten Anspruch ähnliches Verfahren zur Streustrahlkorrektur in einem Zwei-Fokus/Detektor-System ist zum Beispiel aus der Patentschrift DE 102 32 429 B3 bekannt. Bei dieser Patentschrift werden zwei winkelversetzt zueinander angeordnete Fokus/Detektor-Systeme zumindest zeitweise abwechselnd betrieben, so dass in dem jeweils nicht angeschalteten Fokus/Detektor-System die tatsächlich auftretende Streustrahlung, die aus dem im Betrieb befindlichen Fokus/Detektor-System stammt, direkt gemessen werden kann. Um diese Methode durchzuführen, ist es notwendig die Röntgenquellen zumindest teilweise alternierend zu betreiben, wodurch zumindest in dem Detektor der Röntgenröhre, die nicht betrieben wird, zu diesen Zeiten Bildinformationen aus dem CT-Scan fehlen, so dass Lücken bei der Datenakquisition entstehen. Insbesondere bei CT-Cardioaufnahmen, die eine hohe Zeitauflösung erfordern, ist dies ungünstig und in der Praxis führt dieses Verfahren zu mangelhaften Aufnahmeergebnissen.

Es ist daher Aufgabe der Erfindung ein Verfahren zur Streustrahlungskorrektur eines CT-Systems mit zwei winkelversetzt zueinander angeordneten Fokus/Detektor-Systemen zu finden, welches es ermöglicht auf die direkte Messung der Streustrahlung zu verzichten und eine Bestimmung des Streustrahlungsanteils im kontinuierlichen Betrieb der beiden Fokus/Detektor-Systeme ermöglicht.

Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.

Die Erfinder haben erkannt, dass es vorteilhafter ist, an Stelle der direkten Messung des Streustrahlanteils in einem Zwei-Fokus/Detektor-System, die vom jeweils winkelversetzt angeordneten Fokus/Detektor-System entstehende Streustrahlung durch Messungen an einem Phantom oder durch Simulation zu bestimmen.

Es wird dabei darauf hingewiesen, dass unter Streustrahlverteilung im Sinne dieser Erfindung nicht einfach die räumliche Verteilung der von einem Objekt erzeugten Streustrahlung zu verstehen ist, sondern die an einem Detektor ankommende Verteilung verstanden wird. Aufgrund der oben erwähnten Streustrahlkollimatoren die meist bei CT-Detektoren eingesetzt werden und der damit verbundenen weitgehenden Beschränkung der Strahlrichtung, kann diese Verteilung sich wesentlich von der am Objekt entstandenen Streustrahlung unterscheiden.

Wird diese Verteilung der Streustrahlung durch eine Messung am Phantom bestimmt, so kann ein CT-Scan eines Phantoms mit einer aktiven Röhre und Datenakquisition im jeweils anderen Fokus/Detektor-System durchgeführt werden, also beispielsweise: Röhre des zweiten Fokus/Detektor-Systems FDSB aktiv und Datenakquisition im ersten Fokus/Detektor-System FDSA. Hierbei kann auch die Streuverteilung für das zweite Meßsystem bei entsprechender Symmetrie des Phantoms durch Spiegelung der Messdaten an der logischen Mitte des Detektors erhalten werden. Dadurch stellt die möglicherweise geringere Kanalzahl des zweiten Meßsystems keine Einschränkung dar. Die Ergebnisse der Messung der Streuverteilung können in Lookup-Tabellen gespeichert werden.

Zu beachten ist, dass die Streustrahlungskorrektur der linearen Patientendaten durch Subtraktion der auf den aktuellen Strom skalierten Tabelleneinträge erfolgt. Eine patientenspezifische Auswahl der Lookup-Tabellen wird weiter unten beschrieben.

Wird in einer anderen Variante des Verfahrens die Streustrahlung analytisch bestimmt, insbesondere durch eine Computersimulationen, zum Beispiel mittels der Monte-Carlo-Methode für unterschiedliche Körpergeometrien, so wird hierzu ein Computermodell des menschlichen Körpers mit einer aktiven Röhre und Datenaufzeichnung im jeweils anderen DMS simuliert. Die Abspeicherung der ermittelten Streuverteilung kann zur Vermeidung zu langer Rechenzeiten ebenfalls in Lookup-Tabellen erfolgen. Gegebenfalls werden für unterschiedliche Körpergeometrien unterschiedliche Tabellen benötigt. Zur Begrenzung des Speicheraufwands genügt es, die Streuverteilung in wenigen Winkelrichtungen abzulegen. Bei der später durchgeführten Korrektur der Patientendaten kann auf das Winkelraster im Patientenscan interpoliert werden. Vorteilhaft ist eine Behandlung der Winkelabhängigkeit im ortsfesten Koordinatensystem der Gantry.

Des Weiteren können die erstellten Lookup-Tabellen geeicht werden. Hierzu werden für eine ausgewählte Körpergeometrie, die in einer Phantommessung beziehungsweise einer Simulation, bestimmten Streuverteilungen durch Skalierung angepasst. Hierdurch können alle Lookup-Tabellen einem auf diese Weise bestimmten Skalierfaktor beaufschlagt werden. Außerdem kann eine dosisleistungsabhängige Korrektur der linearen Patientendaten durch Subtraktion der auf den aktuellen Röhrenstrom skalierten Tabelleneinträge erreicht werden.

Liegen für unterschiedliche Phantomformen und -größen Korrekturtabellen vor, ist es zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens notwendig, die, jeweils zum aktuellen Patienten, insbesondere zum aktuellen Scanquerschnitt, passende Ta belle auszuwählen. Diese patientenspezifische Auswahl der Lookup-Tabellen kann beispielsweise wie folgt durchgeführt werden:
Zunächst besteht die Möglichkeit ein laterales und ein ap – aufgenommenes (ap = anterior – posterior = von vorne nach hinten) Topogramm zu verwenden, aus diesem Topogramm die beiden Hauptachsen eines Querschnitts zu bestimmen und zur Schätzung der aktuellen Patientengeometrie im jeweiligen Scanbereich zu verwenden.

Andererseits kann auch ohne Topogramm aus der Vermessung von beim eigentlichen Scan ermittelten Messwertprojektionen die maximale Objektausdehnung im betrachteten Projektionswinkel ermittelt werden. Dabei kann das Mittel der maximalen Objektausdehnung über alle Detektorzeilen genommen werden, denn die Streustrahlverteilung wird ebenfalls über die Detektorapertur gemittelt.

Eine weitere Variante liegt in der Bestimmung der charakteristischen Lage einer asymmetrischen Querstreustrahlverteilung auf der Basis der positiven Differenzwerte gegenläufiger und sonst räumlich identischer Strahlen durch das gleiche Fokus/Detektor-System. Hier kann der Verlauf der so gefundenen Streustrahlverteilung mit dem Verlauf der Streustrahlverteilung zuvor bestimmter Streuverteilungen an Phantomen – zumindest über einen besonders signifikanten Teil des Verlaufs – verglichen werden und die Lookup-Tabelle ausgewählt werden, für die die winkelgleiche Streuverteilungen am besten übereinstimmen. Da hier parallel sortierte Daten voraus gesetzt werden, müssen die Streuverteilungen der Lookup-Tabellen ebenfalls in Parallelgeometrie abgelegt werden.

Grundsätzlich genügt die Simulation nur einer Modellgeometrie. Die Lage des Maximums der asymmetrischen Streuverteilung in ap- beziehungsweise in lateraler Richtung ist näherungsweise durch die Patientenabmessung gegeben. Daher kann pro jektionsweise die Streustrahlung der Modellgeometrie, entsprechend den tatsächlichen Patientenabmessungen, verschoben werden. Sind beispielsweise (l, b)(z) die in den oben dargestellten Verfahren bestimmten z-abhängigen Längen- und Breitenmaße l und b des Patienten, und (l_M, b_M) (z) die z-abhängigen Abmaße der Modellgeometrie. Dann lässt sich die Modellstreuverteilung im Projektionswinkel a durch eine geeignete z-abhängige Kanalverschiebung δk in eine geschätzte Verteilung der Patientenstreuung überführen. Die Kanalverschiebung δk kann beispielsweise wie folgt gestaltet werden: δk(z) = (l(z) – lM(z))/2·Δk,wobei δk die Apertur eines Detektorkanals im Drehzentrum angibt.

Basierend auf diesen oben dargestellten Grundgedanken der Erfindung, schlagen die Erfinder in verallgemeinerter Form die Verbesserung eines Verfahren zur Streustrahlungskorrektur eines CT-Systems mit mindestens zwei winkelversetzt zueinander auf einer rotierbaren Gantry angeordneten und gleichzeitig betriebenen Fokus/Detektor-Systemen vor, wobei zum Scan eines Objektes die winkelversetzt zueinander angeordneten Fokus/Detektor-Systeme das Objekt abtasten, indem sie um eine Systemachse des CT-Systems rotieren und für eine Vielzahl einzelner Strahlen S Absorptionswerte a = –ln(I/I₀) aus dem gemessenen Verhältnis der gemessenen Strahlungsintensität I zur ungeschwächten Strahlungsintensität I₀ bestimmt werden, die gemessenen Werte einer Streustrahlkorrektur unterzogen werden, und mit Hilfe der ermittelten Absorptionsdaten CT-Aufnahmen oder CT-Volumendaten des Objektes rekonstruiert werden. Die Verbesserung liegt nun darin, dass an mindestens einem, dem untersuchten Objekt zumindest in einem Teilbereich, ähnlichen Phantom für mindestens eines der Fokus/Detektor-Systems, die auftretende Streustrahlintensität I_AS im Detektor eines Fokus/Detektor-Systems, während des Betriebs des mindestens einen Fokus, mindestens ein anderes Fo kus/Detektor-System ermittelt und dessen räumliche Verteilung für mehrere Rotationswinkel der Fokus/Detektor-Systeme abgespeichert wird, beim Scan des Objektes von den gemessenen Intensitäten I_A des ersten Fokus/Detektor-Systems, die mit einem ähnlichen Phantom ermittelten Streustrahlintensitäten I_AS, die von dem mindestens einen anderen Fokus/Detektor-System stammen, unter Berücksichtigung der räumlichen Orientierung der Fokus/Detektor-Systeme und des jeweils betrachteten Strahls abgezogen werden, und mit den so korrigierten Intensitätswerten I' die Absorptionswerte a_korr = –ln(I'/I₀) berechnet und damit CT-Aufnahmen oder CT-Volumendaten rekonstruiert werden.

Grundsätzlich kann dieses Verfahren beim Scan beliebiger Objekte verwendet werden, jedoch eignet es sich besonders bei der Untersuchung von Patienten, insbesondere für Cardio-Untersuchungen, wo durch die größere Anzahl von Fokus/Detektor-Systemen die zeitliche Auflösung des CT's verbessert wird.

In einer Ausführung des Verfahrens kann zur Ermittlung der Streustrahlintensität I_AS in zumindest einem Fokus/Detektor-Systems eine Computersimulation der auftretenden Streustrahlung durchgeführt werden oder es kann zur Ermittlung der Streustrahlintensität I_AS in dem zumindest einen Fokus/Detektor-System die auftretende Streustrahlung direkt gemessen werden.

Alternativ kann die Streustrahlungsverteilung in allen Fokus/Detektor-Systemen ermittelt werden.

Soll die Streustrahlverteilung aller Fokus/Detektor-Systeme ermittelt werden, so besteht neben der Möglichkeit diese direkt an einem Phantom zu messen oder analytisch durch entsprechende Berechnungen, zu erhalten auch die Möglichkeit bei einem symmetrischen Phantom nach der Ermittlung der Streustrahlungsverteilung in einem ersten Fokus/Detektor-System die Streustrahlungsverteilung in einem zweiten Fokus/Detektor-System zu erhalten, indem die Streustrahlungsverteilung des ersten Fokus/Detektor-Systems über die Kanäle gespiegelt und auf das zweite Fokus/Detektor-System übertragen wird.

Vorteilhaft ist es auch, wenn die Streustrahlungsverteilung für mehrere unterschiedliche objektähnliche Phantome ermittelt und gespeichert wird und abhängig vom aktuellen Scanbereich zur Streustrahlkorrektur die Streustrahlintensitäten I_AS und I_BS eines in Form, Größe und Zusammensetzung möglichst nahekommenden Phantoms gewählt werden.

Hierzu ist es günstig, wenn zur Auswahl eines Datensatzes von Streustrahlkorrekturwerten I_AS und I_BS ein Topogramm des zu scannenden Objektes in mindestens einer Ebene, vorzugsweise in Ebenen, die dem Winkelversatz der verwendeten Fokus/Detektor-Systeme entsprechen, aufgenommen wird, daran die Ausdehnung des Objektes im Scanbereich bestimmt und ein Datensatz zur Streustrahlkorrektur eines Phantoms mit ähnlicher Ausdehnung verwendet wird.

Alternativ kann es auch vorteilhaft sein, wenn zur Auswahl eines Datensatzes von Streustrahlkorrekturwerten I_AS und I_BS die Größe des gescannten Objektes durch die Schwächung der Strahlen mindestens einer Projektion in mindestens einer Ebene, vorzugsweise in mehreren Ebenen bestimmt wird, und daran die Ausdehnung des Objektes im Scanbereich ermittelt und ein Datensatz zur Streustrahlkorrektur eines Phantoms mit ähnlicher Ausdehnung verwendet wird.

Da die Phantommessungen in der Praxis nicht für eine beliebig große Anzahl durchführbar sind, besteht die Notwendigkeit die vorliegenden Streustrahlverteilungen vorhandener Phantommessungen an die tatsächlichen Größenverhältnisse des gescannten Objektes beziehungsweise des Patienten anzupassen. Dies kann durch Interpolation der Streustrahlwerte und deren Kanalbezüge vorhandener benachbarter Phantomgrößen geschehen.

Andererseits besteht auch die Möglichkeit, ausgehend von wenigen Phantomen durch Skalierung der Streustrahlwerte und deren Kanalbezüge eines vorhandenen Phantoms auf die tatsächlichen Objektabmessungen anzugleichen.

Anstelle der direkten Bestimmung der Größe des gescannten Objektes oder der Ermittlung der Größenverhältnisse über Topogramme oder den Schwächungsverlauf von Projektionen und dem direkten Rückschluss auf die Ausdehnung des Objektes oder Patienten, kann ein angenäherter Streustrahlverlauf mit den Scandaten des Objektes bestimmt werden, indem von den Intensitätswerten direkter Parallelprojektionen die Intensitätswerte komplementärer Parallelprojektionen des gleichen Fokus/Detektor-Systems bestimmt werden. Die positiven Überschüsse der Intensitätswerte der direkten Parallelprojektionen werden kanalweise bestimmt und als angenäherte Streustrahlanteile gewertet. Anschließend wird ein gespeicherter Datensatz von Streustrahlkorrekturwerten eines Phantoms zur Streustrahlkorrektur verwendet, der dem direkt gemessenen Streustrahlverlauf, zumindest bezogen auf einen Teilbereich der Parallelprojektion am ähnlichsten verläuft.

Eine Anpassung vorliegender Datensätze von Streustrahlkorrekturwerten an die tatsächlichen Verhältnisse des aktuellen Scans kann auch dadurch geschehen, dass vor der Nutzung eines Datensatzes von Streustrahlkorrekturwerten eines Phantoms mit einem bekannten Objektschatten in mindestens einem Projektionswinkel der Objektschatten des gescannten Objektes in mindestens einem solchen Projektionswinkel bestimmt wird und dieser Datensatz von Streustrahlkorrekturwerten entsprechend der gemessenen Ausdehnung des aktuellen Objektschattens skaliert und/oder verschoben wird.

Weiterhin können Werte der Streustrahlungsverteilung für nicht vorliegende räumliche Strahlen oder Kanäle des jeweiligen Detektors durch Interpolation benachbarter vorliegender Werte ermittelt werden.

Vorteilhaft ist es auch, die Streustrahlkorrektur auf die verwendeten Röhrenströme des jeweils Streustrahlung erzeugenden Systems zu normieren und bei der Streustrahlkorrektur entsprechend des tatsächlich vorliegenden Röhrenstroms darauf angepasste Korrekturwerte zu verwenden.

Bezüglich der anschließend an die Streustrahlkorrektur erfolgenden Rekonstruktion ergeben sich keine Einschränkungen bezüglich bekannter Rekonstruktionsverfahren mit einfachen oder mehrfachen Fokus/Detektor-Systemen. So können zur Rekonstruktion ausschließlich Absorptionsdaten des gleichen Fokus/Detektor-Systems verwendet werden oder Absorptionsdaten aller beziehungsweise beider Fokus/Detektor-Systeme gemischt werden.

In der Regel wird vor der Durchführung der Streustrahlkorrektur für jedes Fokus/Detektor-System eine Kalibrierung, insbesondere eine Luftkalibrierung und/oder eine Normierung auf einen Dosismonitorwert und/oder eine Strahlaufhärtungskorrektur und/oder eine Kanalkorrektur und/oder eine Wasserskalierung, durchgeführt werden.

Auch ist es vorteilhaft, insbesondere wenn die Daten der Fokus/Detektor-Systeme zur Rekonstruktion gemischt werden sollen, die Fokus/Detektor-Systeme aufeinander zu normieren.

Entsprechend dem zuvor beschriebenen Verfahren und seiner Ausbildungen und Abwandlungen schlagen die Erfinder auch ein CT-System mit mindestens zwei winkelversetzt zueinander auf einer rotierbaren Gantry angeordneten und gleichzeitig betriebenen Fokus/Detektor-Systemen und mindestens einer Steuer- und Recheneinheit mit Computerprogrammen, welche den Be trieb des CT-Systems steuern und CT-Bilder oder CT-Volumendaten rekonstruieren, wobei zumindest ein Computerprogramm Programm-Code enthält, welcher beim Ausführen die Verfahrensschritte mindestens eines der voranstehenden Verfahrensansprüche nachbildet, vor.

Im Folgenden wird die Erfindung anhand der bevorzugten Ausführungsbeispiele mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Hierbei werden die folgenden Bezugszeichen verwendet: 1: CT-System; 2: erster Fokus des FDSA; 3: erstes Detektorsystem des FDSA; 4: zweiter Fokus des FDSB; 5: zweites Detektorsystem des FDSB; 6: Gantrygehäuse; 7: Patient; 8: verschiebbare Patientenliege; 9: Systemachse; 10: Steuer- und Recheneinheit; 11: Strahlenfächer der Röntgenröhre 2; 12: Strahlenfächer der Röntgenröhre 4; 13: Intensitätsverlauf der Streustrahlung einer direkten Projektion p; 14: kanalweise Differenz zwischen einer direkten und einer komplementären Projektion p und p'; Prg₁–Prg_n: Computerprogramme zur Ausführung des erfindungsgemäßen Verfahren; I: Intensität; I₀: Anfangsintensität; S: direkter Strahl; S': komplementärer Strahl; F_A: Fokus des Fokus/Detektor-Sytems FDSA; F_B: Fokus des zweiten Fokus/Detektor-Sytems FDSB; D_A: Detektor des Fokus/Detektor-Sytems FDSA; D_B: Detektor des Fokus/Detektor-Sytems FDSB; Δ: Streustrahlanteil des komplementären Strahls S'; k: Kanalnummer; K: Streustrahlkollimator; P: Phantom; β_A: Fächerwinkel des Fokus/Detektor-Sytems FDSA; β_B: Fächerwinkel des Fokus/Detektor-Sytems FDSB.

Es zeigen im Einzelnen:
1: schematische 3D-Darstellung eines CT-Systems mit zwei winkelversetzt angeordneten Fokus/Detektor-Systemen;
2: schematische Darstellung eines Querschnitts durch ein CT-System gemäß 1;
3: Querschnitt durch ein Fokus/Detektor-System mit Streustrahlkollimator;
4–6: Streustrahlverteilung bei Parallelprojektion in unterschiedlichen Fokus/Detektor-Positionen;
7: vereinfachte Darstellung eines direkten Strahls durch einen Patienten mit gleichzeitigem Streustrahlanteil vom winkelversetzten Fokus;
8: Darstellung aus der 3, jedoch um 180° winkelversetzt;
9: tatsächlicher und durch Differenzmessung ermittelter Verlauf des Streustrahlanteils einer Projektion;
Die 1 zeigt ein beispielhaftes Computertomographiesystem 1 mit zwei Fokus/Detektor-Systemen mit einem ersten Fokus/Detektor-System FDSA mit einer ersten Röntgenröhre 2 und einem gegenüberliegenden Detektor 3 und einem zweiten Fokus/Detektor-System FDSB, zu dem die zweite Röntgenröhre 4 und der gegenüberliegende Detektor 5 gehören. Die Fokus/Detektor-Systeme 2, 3 und 4, 5 sind um 90° winkelversetzt auf einer hier nicht explizit dargestellten Gantry im Gantrygehäuse 6 angeordnet und werden beim Scan des Patienten um die Systemachse 9 bewegt, während der Patient 7 kontinuierlich oder sequenziell durch den Scanbereich geschoben wird. Hierzu dient eine längsverschiebbare Patientenliege 8, die von der Steuer- und Recheneinheit 10 angesteuert wird. Die Steuer- und Recheneinheit 10 ist auch für die Steuerung und den Betrieb der Gantry mit den beiden Fokus/Detektor-Systemen 2, 3 und 4, 5 zuständig. Außerdem werden in dieser Steuer- und Recheneinheit 10 die Absorptionsdaten, die durch die beiden Fokus/Detektor-Systeme gewonnen werden, gesammelt und können auch hiermit durch an sich bekannte Rekonstruktionsverfahren in CT-Bilddaten- beziehungsweise CT-Volumendatensätze umgerechnet werden. Hierzu werden die beispielhaft dargestellten Programme Prg₁ bis Prg_n verwendet, in denen auch die erfindungsgemäßen Verfahrensschritte abgebildet werden.
Zum besseren Verständnis der Problematik der Querstreuung in einem derartigen CT-System mit zwei Fokus/Detektor-Systemen dient die schematische Darstellung in der 2. Dargestellt ist ein Phantom P mit einer groben inneren Struktur, das von den beiden Fokus/Detektor-Systemen FDSA mit dem Fokus F_A und dem Detektor D_A und dem um 90° versetzt dazu angeordneten Fokus/Detektor-System FDSB mit dem Fokus F_B und dem Detektor D_B abgetastet wird. Um eine bessere Orientierung bezüglich der 1 zu geben, sind die beiden zugeordneten Röntgenröhren 4 und 2 gezeigt, in denen sich die Foken F_A und F_B befinden. Den Detektoren D_A beziehungsweise D_B, die hier nur als eine Zeile von Detektorelementen dargestellt sind, sind die Bezugszeichen 5 beziehungsweise 3 zugeordnet. Die Fächerwinkel der benutzten Strahlenfächer sind mit β_A beziehungsweise β_B dargestellt, wobei von den Foken F_A beziehungsweise F_B die Strahlkegel 12 und 11 gebildet werden. Die Umlaufrichtung der beiden Fokus/Detektor-Systeme ist durch Pfeile angegeben.
Betrachtet man einen direkten Strahl ausgehend von dem Fokus F_A zu einem Detektorelement des Detektors D_A, so erkennt man, dass falls beide Fokus/Detektor-Systeme in Betrieb sind, gleichzeitig eine Streustrahlung Δ entsteht, die ebenfalls einen Beitrag zur gemessenen Intensität am gleichen Detektorelement liefert, an dem die Intensität I des Strahles S gemessen wird. Wird strahlseitig vor den Detektoren, wie es in der 3 am Beispiel des Fokus/Detektor-Systems FDSB mit dem Fokus F_B und dem Detektor D_B dargestellt ist, ein Streustrahlkollimator K angeordnet, so können zu den Detektorelementen ungeschwächt nur Strahlen mit etwa der gleichen Strahlrichtung vordringen, die die direkten Strahlen S vom gegenüberliegenden Fokus F_B zum jeweiligen Detektorelement des Detektors D_B aufweisen. Andere Strahlrichtungen werden vom Kollimator K weitgehend absorbiert.
Da der untersuchte Patient und entsprechend auch ein ähnliches Phantom in der Regel nicht exakt rotationssymmetrisch sind, ergibt sich auch für die daran entstehende Streustrahlung eine Abhängigkeit von der Winkelstellung der betrachteten Fokus/Detektor-Systeme und im Falle betrachteter Parallelprojektionen auch eine Kanalabhängigkeit. Ein Beispiel solcher Streustrahlungsverteilung und ihrer Winkel- und Kanalabhängigkeit bei Parallelprojektionen ist in den 4–6 gezeigt. Links ist in jeder Figur die Winkelstellung der gezeigten Projektion mit der Orientierung der beiden Foken und der direkten Strahlrichtung mit der durchgezogenen Linie einerseits und dem gepunktet dargestellten Streustrahlung erzeugenden Strahl mit seinem Streustrahl andererseits angedeutet. Rechts ist jeweils in den Graphen der berechnete Verlauf 13 der Streustrahlintensität einer Parallelprojektion dieser Richtung und Orientierung der Foken aufgetragen. Hierbei ist auf der Abszisse die Kanalzahl und auf der Ordinate die Intensität der am Detektorelement ankommenden Streustrahlung aufgetragen.
Liegen derartige Kurven abrufbar in Abhängigkeit der Form und Größe des Phantoms vor, so kann erfindungsgemäß dieser bekannte Streustrahlanteil von den gemessenen Intensitäten abgezogen werden und man erhält als Intensitätswert ausschließlich den Effekt der direkten Strahlen S. Beachtet werden sollte allerdings der mögliche Effekt gegenüber den ermittelten Streustrahlverläufen geänderter Röhrenströme.
Ebenso, wie die Verteilung der Streustrahlung auf analytische Weise bestimmt werden kann, kann erfindungsgemäß auch eine direkte Messung der Streustrahlverteilung an einem oder mehreren Phantomen durchgeführt werden und die Streustrahlkorrektur an Hand dieser Werte durchgeführt werden.
Die Anpassung vorhandener Streustrahlverteilungen bekannter Phantomgrößen und -formen an die tatsächlichen Größen und Formen des gescannten Patienten kann einerseits durch Skalierungen oder Interpolation stattfinden, wobei die Abmessungen des Patienten beispielsweise durch Topogramme ermittelt werden kann.
Andererseits besteht die Möglichkeit, an Hand einer näherungsweise direkt am Patienten gemessenen Streustrahlverteilung das hierzu passende Phantom rückwirkend auszuwählen und diese Werte dann für die Streustrahlkorrektur zu verwenden.
Die Erfinder haben hierbei erkannt, dass der Hauptanteil der Streustrahlung im Wesentlichen von der Oberflächenschicht des gescannten Objektes ausgeht und nicht aus den Tiefenschichten des Patienten entstammt. Aufgrund dieser geometrischen Verhältnisse entsteht der typische, von der Form und Größe des Objektes abhängige asymmetrischen Verlauf der Streustrahlung in einer Parallelprojektion.
Betrachtet man nun einen einzelnen direkten Abtaststrahl S in der 7 und den komplementären Abtaststrahl S' in der 8, die ausgehend von einem Fokus F_A zu einem Detektorelement des Detektors D_A verlaufen, so müsste die gemessene Intensität I jeweils identisch sein. Da allerdings hauptsächlich in der Situation der 7 Streustrahlung Δ zum Detektor gelangt und die Intensitätsmessung werterhöhend verfälscht, ergibt sich aus der positiven Differenz der Strahlen jeweils der Streustrahlanteil. Wird dieser so gemessene Streustrahlanteil über die Kanäle in einer Parallelprojektion aufgetragen, so ergibt sich ein Verlauf 14, wie er in der 9 dargestellt ist. Gleichzeitig ist in der 9 der Verlauf 13 der tatsächlichen Streustrahlverteilung gezeigt. Betrachtet man die beiden Kurven, so erkennt man im rechten Teil, im Wesentlichen an der ansteigenden Flanke und gegebenenfalls bis zur halben Höhe der linken Flanke, dass hier eine große Übereinstimmung der Kurven vorliegt. Die nach links immer größer werdende Differenz zwischen der tatsächlichen Streustrahlverteilung 13 und der über gegenläufige Strahlen ermittelten Streustrahlverteilung 14 liegt darin begründet, dass auch die gegenläufigen Strahlen einen Streustrahlanteil aufweisen, der jedoch spiegelbildlich verläuft. Von rechts zur Mitte der Projektion hin nimmt dieser Streustrahlanteil bei den komplementären Strahlen also zu und kompensiert damit zunehmend den Streustrahlanteil der direkten Strahlen. Aus diesem Grunde ist nur der Verlauf des rechten Anteils nützlich zum Vergleich mit den Verläufen, die aus Phantommessungen oder -berechnungen stammen.
Es versteht sich, dass die vorstehend genannten Merkmale der Erfindung nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen.

Claims

Verfahren zur Streustrahlungskorrektur eines CT-Systems (1) mit mindestens zwei winkelversetzt zueinander auf einer rotierbaren Gantry angeordneten und gleichzeitig betriebenen Fokus/Detektor-Systemen (FDSA, FDSB), wobei 1.1. zum Scan eines Objektes (7) die winkelversetzt zueinander angeordneten Fokus/Detektor-Systeme (FDSA, FDSB) das Objekt (7) abtasten, indem sie um eine Systemachse (9) des CT-Systems rotieren und für eine Vielzahl einzelner Strahlen (S) Absorptionswerte (a = –ln(I/I₀)) aus dem gemessenen Verhältnis der gemessene Strahlungsintensität (I) zur ungeschwächten Strahlungsintensität (I₀) bestimmt werden, 1.2. die gemessenen Werte einer Streustrahlkorrektur unterzogen werden, und 1.3. mit Hilfe der ermittelten Absorptionsdaten CT-Aufnahmen oder CT-Volumendaten des Objektes (7) rekonstruiert werden, dadurch gekennzeichnet, dass 1.4. an mindestens einem, dem untersuchten Objekt (7) zumindest in einem Teilbereich, ähnlichen Phantom (P) für mindestens eines der Fokus/Detektor-Systeme (FDSA, FDSB), die auftretende Streustrahlintensität im Detektor (3) eines Fokus/Detektor-Systems (FDSA) während des Betriebs des mindestens einen Fokus (F_B) mindestens eines anderen Fokus/Detektor-Systems (FDSB) ermittelt und dessen räumliche Verteilung für mehrere Rotationswinkel der Fokus/Detektor-Systeme (FDSA, FDSB) abgespeichert wird, 1.5. beim Scan des Objektes (7) von den gemessenen Intensitäten des ersten Fokus/Detektor-Systems (FDSA) die mit einem ähnlichen Phantom (P) ermittelten Streustrahlintensitäten, die von dem mindestens einen anderen Fokus/Detektor-System (FDSB) stammen, unter Berücksichtigung der räumlichen Orientierung der Fokus/Detektor-Systeme (FDSA, FDSB) und des jeweils betrachteten Strahls abgezogen werden, und 1.6. mit den so korrigierten Intensitätswerten (I') die Absorptionswerten (a_korr= –ln(I'/I₀)) berechnet und damit CT-Aufnahmen oder CT-Volumendaten rekonstruiert werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der Streustrahlintensität in zumindest einem Fokus/Detektor-Systems (FDSA) eine Computersimulation der auftretenden Streustrahlung durchgeführt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der Streustrahlintensität in zumindest einem Fokus/Detektor-Systems (FDSA) die auftretende Streustrahlung direkt gemessen wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Streustrahlungsverteilung in allen Fokus/Detektor-Systemen (FDSA, FDSB) ermittelt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass bei einem symmetrischen Phantom (P) nach der Ermittlung der Streustrahlungsverteilung in einem ersten Fokus/Detektor-System (FDSA) die Streustrahlungsverteilung in einem zweiten Fokus/Detektor-System (FDSB) bestimmt wird, indem die Streustrahlungsverteilung des ersten Fokus/Detektor-Systems (FDSA) über die Kanäle gespiegelt und auf das zweite Fokus/Detektor-System (FDSB) übertragen wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Streustrahlungsverteilung für mehrere unterschiedliche objektähnliche Phantome (P) ermittelt und gespeichert wird und abhängig vom aktuellen Scanbereich zur Streustrahlkorrektur die Streustrahlintensitäten eines möglichst nahekommenden Phantoms (P) gewählt werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass zur Auswahl eines Datensatzes von Streustrahlkorrekturwerten ein Topogramm des zu scannenden Objektes (7) in mindestens einer Ebene, vorzugsweise Ebenen, die dem Winkelversatz der verwendeten Fokus/Detektor-Systeme (FDSA, FDSB) entsprechen, aufgenommen wird und daran die Ausdehnung des Objektes (7) im Scanbereich bestimmt und ein Datensatz zur Streustrahlkorrektur eines Phantoms (P) mit ähnlicher Ausdehnung verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass zur Auswahl eines Datensatzes von Streustrahlkorrekturwerten die Größe des gescannten Objektes (7) durch die Schwächung der Strahlen mindestens einer Projektion in mindestens einer Ebene, vorzugsweise in mehreren Ebenen bestimmt wird und daran die Ausdehnung des Objektes (7) im Scanbereich ermittelt und ein Datensatz zur Streustrahlkorrektur eines Phantoms (P) mit ähnlicher Ausdehnung verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 6 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass Größenunterschiede zwischen dem tatsächlich zu scannenden Objekt (7) und den vorliegenden Phantomen (P) durch Interpolation der Streustrahlwerte und deren Kanalbezüge vorhandener benachbarter Phantomgrößen ausgeglichen werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 5 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass Größenunterschiede zwischen dem tatsächlich zu scannenden Objekt (7) und den vorliegenden Phantomen (P) durch Skalierung der Streustrahlwerte und deren Kanalbezüge eines vorhandenen Phantom ausgeglichen werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass zur Auswahl eines Datensatzes von Streustrahlkorrekturwerten ein angenäherter Streustrahlverlauf mit den Scandaten des Objektes (7) bestimmt wird, indem von positiven Intensitätsanteilen direkter Parallelprojektionen die Intensitätswerte komplementärer Parallelprojektionen des gleichen Fokus/Detektor-Systems bestimmt werden und ein gespeicherter Datensatz von Streustrahlkorrekturwerten eines Phantoms zur Streustrahlkorrektur verwendet wird, der dem direkt angeordneten Streustrahlverlauf, zumindest bezogen auf einen Teilbereich der Parallelprojektion, am ähnlichsten verläuft.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Nutzung eines Datensatzes von Streustrahlkorrekturwerten eines Phantoms (P) mit einem bekannten Objektschatten in mindestens einem Projektionswinkel der Objektschatten des gescannten Objektes (7) in mindestens einem solchen Projektionswinkel bestimmt wird und dieser Datensatz von Streustrahlkorrekturwerten entsprechend der gemessenen Ausdehnung des aktuellen Objektschattens skaliert und/oder verschoben wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass Werte der Streustrahlungsverteilung für nicht vorliegende räumliche Strahlen oder Kanäle des jeweiligen Detektors durch Interpolation benachbarter vorliegender Werte ermittelt werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Streustrahlkorrektur auf verwendete Röhrenströme normiert und entsprechend der tatsächlich vorliegenden Röhrenströme angepasst wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass zur Rekonstruktion ausschließlich Absorptionsdaten des gleichen Fokus/Detektor-Systems (FDSA, FDSB) verwendet werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass zur Rekonstruktion Absorptionsdaten beider Fokus/Detektor-Systeme (FDSA, FDSB) gemischt werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Durchführung der Streustrahlkorrektur für jedes Fokus/Detektor-System (FDSA, FDSB) eine Kalibrierung, insbesondere eine Luftkalibrierung und/oder eine Normierung auf einen Dosismonitorwert und/oder eine Strahlaufhärtungskorrektur und/oder eine Kanalkorrektur und/oder eine Wasserskalierung, durchgeführt wurde.
verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Durchführung der Streustrahlkorrektur die Fokus/Detektor-Systeme (FDSA, FDSB) aufeinander normiert werden.
CT-System mit mindestens zwei winkelversetzt zueinander auf einer rotierbaren Gantry angeordneten und gleichzeitig betriebenen Fokus/Detektor-Systemen (FDSA, FDSB) und mindestens einer Steuer- und Recheneinheit mit Computerprogrammen, welche den Betrieb des CT-Systems steuern und CT-Bilder oder CT-Volumendaten rekonstruieren, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest ein Computerprogramm Programm-Code (Prg_x) enthält, welcher beim Ausführen die Verfahrensschritte mindestens eines der voranstehenden Verfahrensansprüche nachbildet.