DE102010024626A1

DE102010024626A1 - Zählender Detektor und Computertomographiesystem

Info

Publication number: DE102010024626A1
Application number: DE102010024626A
Authority: DE
Inventors: Dr. Kappler Steffen
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2010-06-22
Filing date: 2010-06-22
Publication date: 2011-12-22
Anticipated expiration: 2030-06-23
Also published as: US8373135B2; DE102010024626B4; US20110311022A1

Abstract

Die Erfindung betrifft einen zählenden Detektor (1), welcher Sensoren (2) zur Wandlung von Strahlenquanten in elektrische Pulse (3) und eine Auswerteeinheit (4) mit einer Anzahl von Energieschwellen (S1, Sk, S2) aufweist, wobei die Auswerteeinheit (4) zu jedem der Sensoren (2) aus den Pulsen (3) fürwert (Z1, Zk, Z2) erzeugt, welcher die Anzahl der Strahlenquanten mit einer Energie oberhalb der jeweiligen Energieschwelle (S1, Sk, S2) repräsentiert, wobei eine der Energieschwellen (Sk) zur Korrektur von Doppelzählungen direkt über einer charakteristischen Energie von für Doppelzählung ursächlichen Strahlenquanten angeordnet ist, und wobei eine Korrektureinheit (5) aus den Zählwerten (Z1, Zk, Z2) der Energieschwellen (S1, Sk, S2) einen korrigierten Zählwert (Zkorr) mit reduzierter Doppelzählung für zumindest eine der Energieschwellen (S1, Sk, S2) berechnet. Auf Basis des zumindest einen korrigierten Zählwertes (Zkorr) sind Bilder mit einem verbesserten Kontast-zu-Rausch-Verhältnis bei gleichzeitig geringerer Röntgendosis erzeugbar. Die Erfindung betrifft außerdem ein Computertomographiesystem (7) mit einem solchen zählenden Detektor (1).

Description

Die Erfindung betrifft einen zählenden Detektor, welcher Sensoren zur Wandlung von Strahlenquanten in elektrische Pulse und eine Auswerteeinheit mit einer Anzahl von Energieschwellen aufweist. Die Erfindung betrifft außerdem ein Computertomographiesystem mit einem solchen zählenden Detektor.
Für die Detektion von Gamma- und Röntgenstrahlung werden bislang hauptsächlich integrierende Detektoren eingesetzt, welche für ein jeweiliges Zeitintervall ein zur Intensität einer eintreffenden Röntgenstrahlung proportionales elektrisches Signal erzeugen. Die Detektoren sind zur ortsaufgelösten Erfassung der Strahlung dabei in einzelne Sensoren strukturiert. Solche Detektoren werden beispielsweise in Computertomographiesysteme eingesetzt. Bei diesen Systemen werden mittels des Detektors Röntgenprojektionen von einem Untersuchungsbereich eines Patienten aus einer Vielzahl unterschiedlicher Projektionsrichtungen erfasst und nach bekannten Rekonstruktionsverfahren zu Schicht- oder 3D-Bildern verrechnet.
Eine Weiterentwicklung dieser Systeme besteht in der Verwendung von sogenannten zählenden Detektoren. Sie ermöglichen eine Erfassung von Absorptionsereignissen getrennt für jedes einzelne Strahlenquant. Durch die zählende und energieselektive Erfassung sind insbesondere materialspezifische Eigenschaften des Untersuchungsbereichs bei gleichzeitig reduzierter Röntgendosis auswertbar, die in einen Anstieg des Kontrasts in dem rekonstruierten Bild umgesetzt werden können.
Es sind sowohl direkt konvertierende als auch optisch zählende Detektoren einsetzbar. Bei den direkt konvertierenden Detektoren werden die Röntgenquanten in einer Halbleiterschicht durch Wechselwirkungsprozesse mit einem Halbleitermaterial unmittelbar in freie Ladungsträger umgesetzt, welche in einem elektrischen Feld zwischen zwei gegenüberliegend angeordneten Elektroden beschleunigt werden. Als Halbleitermaterial kommen beispielsweise CdTe-, CdZnTe-, CdTeSe- oder CdZnTeSe-Halbleitermaterialien in Frage. Durch den Ladungsträgertransport werden auf den Elektroden Ströme influenziert, welche als elektrischer Puls erfasst werden. Bei den optisch konvertierenden Detektoren erfolgt die Wandlung im Gegensatz dazu zweistufig. In einer ersten Stufe wird das Röntgenquant mittels eines schnell abklingenden Szintillators, beispielsweise mittels eines BGO-, LSO-, oder eines CuI-Szintillators, in Lichtpulse umgesetzt. Das auf diese Weise erzeugte Lichtsignal wird in einer mit dem Szintillator optisch gekoppelten Photodiode in einer zweiten Stufe in einen elektrischen Puls gewandelt. Der so erzeugte elektrische Puls weist in beiden Fällen eine Pulshöhe auf, die für die Energie des eintreffenden Röntgenquants charakteristisch ist.
Die Pulse werden zur anschließenden Verarbeitung an eine Auswerteeinheit weitergeleitet. Dort wird zu jedem der Sensoren für zumindest eine Energieschwelle ein Zählwert erzeugt, welcher die Anzahl der Röntgenquanten oberhalb der jeweiligen Energieschwelle repräsentiert. Die Zählung erfolgt dabei mittels einer Zählschaltung (Triggerschaltung), welche für einen erzeugten Puls bei Überschreiten einer der jeweiligen Energieschwelle entsprechenden Pulsschwelle den Zählwert für die Energieschwelle inkrementiert. Bei einfacher, konventioneller CT-Bildgebung wird nur eine Energieschwelle benötigt, die typischerweise in einem Bereich von 15 keV bis 35 keV liegt. Für Dual-Energy-Bildgebung oder eine optimierte konventionelle CT-Bildgebung ist eine weitere Schwelle zum Beispiel im Bereich 50 keV bis 80 keV vorgesehen.
Zählwerte können jedoch durch Absorptionsereignisse von Röntgenquanten in benachbart angeordneten Sensoren beeinflusst und somit verfälscht werden. Bei einem sogenannten K-Escape-Effekt wird beispielsweise ein Teil der Energie eines Röntgenquants durch Fluoreszenz-Effekte in den Nachbarsensor getragen. Darüber hinaus kann es vorkommen, dass sich bei Konvertierung eines Röntgenquants nahe der Sensorgrenze das resultierende Signal auf lokal benachbarte Sensoren verteilt. Dieser Effekt wird auch als Charge-Sharing oder besser Energie-Splitting bezeichnet. Beide Effekte haben oftmals eine Doppelzählung einzelner Röntgenquanten bei im Vergleich zur Energie des primären Röntgenquants niedrigeren Energieschwellen zur Folge. Andererseits sind Zählwerte zu den höheren Energieschwellen, welche von der Energie des primären Röntgenquants bei vollständiger Wandlung überschritten werden, zu gering abgeschätzt.
In dem humanmedizinischen Bereich ist man zudem mit vergleichsweise hohen Quantenflussraten von z. B. mehr als 10⁸ Röntgenquanten/mm²·s konfrontiert. Eine Trennung der zeitlich nacheinander eintreffenden Röntgenquanten auf Basis der erfassten Signale kann daher nur bei einer Verkleinerung der Sensorflächen, beispielsweise auf kleiner 0,1 mm², gewährleistet werden. Bei den meisten Konvertermaterialien ist dies jedoch mit einem signifikanten Anstieg des K-Escape-Effekts und des Energie-Splittings verbunden. Die Doppelzählungen einzelner Röntgenquanten in niedrigeren Energieschwellen und der Verlust von Zählereignissen in entsprechend höher gelegenen Energieschwellen wirken sich negativ auf den Bildkontrast und auf das Bildrauschen aus.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, einen zählenden Detektor und ein Computertomographiesystem mit einem solchen Detektor so auszugestalten, dass ein aus Doppelzählung einzelner Röntgenquanten resultierender negativer Effekt auf die Bildqualität zumindest stark reduziert ist.
Diese Aufgabe wird durch einen zählenden Detektor gemäß den Merkmalen des Anspruchs 1, sowie durch ein Computertomographiesystem gemäß dem nebengeordneten Anspruch 11 gelöst. Vorteilhafte Weitergestaltungen sind Gegenstand von Unteransprüchen.
Die Erfindung geht von der Erkenntnis aus, dass die bekannten Koinzidenz-Schaltungen zur Korrektur von Doppelzählungen nur für Niedrigflussanwendung zuverlässig funktionieren und den hohen Flussraten, so wie sie in den humanmedizinischen Anwendungen auftreten, nicht gewachsen sind. Bei dieser Schaltung sind benachbarte Sensoren über einen Komparator in Koinzidenz geschaltet, so dass die innerhalb eines bestimmten Zeitintervalls eintreffenden Zählwerte oder elektrischen Signale der Sensoren registriert und zu einem resultierenden Signal für das eintreffende Röntgenquant zusammengefasst werden. Diese Schaltungen sind im Aufbau jedoch komplex und nur mit begrenzter Taktrate realisierbar, so dass schnell hintereinander eintreffende Röntgenquanten zeitlich nicht aufgelöst werden können. Eine Alternative zu dieser Schaltung ist die Wahl einer Energieschwelle jenseits der typischen Pulshöhen von K-Escape-Röntgenquanten oder Fragmenten des elektrischen Pulses aus einem Energie-Splitting. In diesem Fall enthalten die Zählwerte zu den Energieschwellen zwar keine Doppelzählungen. Dieser Vorteil wird jedoch mit einer Einschränkung der spektralen Empfindlichkeit und einem Verlust an Dosis erkauft, da Absorptionsereignisse von solchen niederenergetischen Röntgenquanten überhaupt nicht mehr registriert werden und somit keinen Beitrag zur Bildgebung liefern können.
Der Erfinder hat erkannt, dass durch Einführung zumindest einer zusätzlichen Energieschwelle und einer anschließenden Verrechnung sämtlicher Zählwerte aus einem Sensor sich die Bildqualität signifikant steigern lässt.
Erfindungsgemäß wird daher ein zählender Detektor vorgeschlagen, welcher Sensoren zur Wandlung von Strahlenquanten in elektrische Pulse und eine Auswerteeinheit mit einer Anzahl von Energieschwellen aufweist, wobei die Auswerteeinheit zu jedem der Sensoren aus den Pulsen für jede der Energieschwellen einen Zählwert erzeugt, welcher die Anzahl der Strahlenquanten mit einer Energie oberhalb der jeweiligen Energieschwelle repräsentiert, wobei eine der Energieschwellen zur Korrektur von Doppelzählungen direkt über einer charakteristischen Energie von für Doppelzählung ursächlichen Strahlenquanten angeordnet ist, und wobei eine Korrektureinheit aus den Zählwerten der Energieschwellen einen korrigierten Zählwert mit reduzierter Doppelzählung für zumindest eine der Energieschwellen berechnet.
Die zur Korrektur von Doppelzählung verwendete Energieschwelle ist beispielsweise unmittelbar über der Energie von K-Escape-Röntgenquanten eingestellt. Die Lage dieser Schwelle ist somit insbesondere von den Materialeigenschaften des Konverters abhängig. Es wäre ebenso möglich, die Energieschwelle unmittelbar über eine charakteristische Energie zu legen, welche zu Fragmenten eines durch ein Röntgenquant erzeugten elektrischen Signals registriert wird. Es können aber auch zwei oder eine Mehrzahl solcher Energieschwellen in Kombination zum Einsatz kommen.
Es ist somit erfindungsgemäß zumindest ein Zählwert zu der niedrigsten Energieschwelle erzeugbar, welcher von Doppelzählungen der betrachteten Art nicht verfälscht ist. Hierdurch wird also der durch die Energieschwellen abgedeckte Energiebereich in Segmente eingeteilt, wobei der Effekt der Doppelzählung einer betrachteten Art in einem Energiesegment besonders hoch und in einem zweiten Energiesegment besonders gering ist. Anders ausgedrückt bedeutet dies, dass Differenz-Energiebereiche bildbar sind, bei denen Doppelzählung mit sehr hoher oder sehr niedriger Wahrscheinlichkeit auftritt. Durch Verrechnung der Zählwerte zu mindestens einigen der Energieschwellen ist es daher bei Kenntnis der statistischen Verteilung der unterschiedlichen Absorptionsereignisse in den Differenz-Energiebereichen möglich, einen korrigierten Zählwert mit reduzierter Doppelzählung für zumindest eine der Energieschwellen zu berechnen. Sie hängt u. a. von der spektralen Verteilung der eintreffenden Röntgenstrahlung, von dem Konvertermaterial und von der Dimension des Sensors ab. Die relative Lage der Schwellen sowie die konkrete Verrechnung der Zählwerte sind über eine Optimierung, beispielsweise auf der Grundlage einer Monte-Carlo-Simulation, bestimmbar. Bild-Wertkriterien können beispielsweise das Bildrauschen, Iod-Wasser- oder Dual-Energie-Kontrast-zu-Rausch-Verhältnisse sein.
Durch eine geeignete Verrechnung kann die negative Wirkung der Doppelzählung reduziert werden. Gleichzeitig ist der Dosiseintrag der originären Strahlenquanten aus dem Differenz-Energiebereich zumindest teilweise nutzbar. Dies hat eine Verbesserung der Kontrastwiedergabe und vor allem eine Reduktion des Bildrauschens bei gleicher Patientendosis zur Folge.
Darüber hinaus werden lediglich Zählwerte aus einem Sensor miteinander verrechnet. Koinzidenz-Schaltungen werden nicht benötigt. Dies gewährleistet insbesondere eine Verarbeitung unter Echtzeitbedingungen auch bei Hochflussanwendungen, so wie sie im humanmedizinischen Bereich vorliegen.
Die korrigierten Zählwerte für Energieschwellen aus dem niedrigen Energiebereich unterhalb der Korrekturschwelle sind um Zählsignale aus einer Doppelzählung vermindert, während korrigierte Zählwerte für Energieschwellen aus dem oberen Energiebereich oberhalb der Korrekturschwelle um die Anzahl der Röntgenquanten mit Energieverlust durch Übersprechen auf einen benachbarten Sensor vergrößert sind. Unter Korrekturschwelle wird in diesem Zusammenhang diejenige Energieschwelle verstanden, die zur Korrektur von Doppelzählungen eingesetzt wird.
Die elektrischen Pulse weisen vorzugsweise eine für die Energie des jeweiligen Strahlenquants charakteristische Pulshöhe auf. Das Erzeugen der Zählwerte erfolgt dabei beispielsweise mittels einer Triggerschaltung, welche bei Überschreiten einer der jeweiligen Energieschwelle entsprechenden Pulsschwelle den Zählwert für die Energieschwelle inkrementiert. Pulse dieser Art werden beispielsweise von einem Direktkonverter erzeugt. Sie können mittels einer einfach zu realisierenden Triggerschaltung in Zählsignale umgesetzt werden.
In einem einfachen Fall ist die Korrektureinheit zur gewichteten Aufsummierung der Zählwerte jeweils mit einem für die Energieschwelle spezifischen Gewicht konfiguriert. Mit dieser Art der Verrechnung ist eine besonders effektive Reduzierung der negativen Wirkung von Doppelzählung bei gleichzeitig geringen Rechenressourcen möglich.
Zur materialspezifischen Untersuchung sind in einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung eine erste Energieschwelle unterhalb und eine zweite Energieschwelle oberhalb der zur Korrektur eingesetzten Energieschwelle angeordnet.
Zumindest eine der Energieschwellen und/oder zumindest eines der spezifischen Gewichte sind vorteilhaft in Abhängigkeit einer Bildgebungsanwendung ausgewählt. Die bei den Bildgebungsanwendungen zum Teil sehr unterschiedlichen medizinischen Fragestellungen und Zielsetzungen machen es erforderlich, dass die einzelnen Untersuchungen mit verschiedenen Röntgenspektren und Röntgenflussraten durchgeführt werden. Dies kann erhebliche Auswirkungen auf die Doppelzähleffekte insbesondere auf die Lage der Energiebereiche haben, in dem Doppelzählung beobachtet wird. Zur Korrektur der Zählwerte ist es daher erforderlich, die Energieschwellen und/oder die spezifischen Gewichte in Abhängigkeit der Bildgebungsanwendung zur Erzielung eines optimalen Ergebnisses vorzugeben. Dies kann beispielsweise in automatisierter Form im Zusammenhang mit der Auswahl bestimmter Untersuchungsprotokolle vor Untersuchungsbeginn erfolgen.
In einem CT System mit konventioneller Röntgenröhre (Wolfram-Anode, 120 kV Röhrenspannung) und einem CdTe-basierten, quantenzählenden Detektor zeigt sich Folgendes: Bilder bei Kontrastmitteluntersuchungen typischer Anatomien weisen ein besonders hohes Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis auf, wenn die erste Energieschwelle bei 20 keV, die zweite Energieschwelle bei 70 keV und die Energieschwelle zur Korrektur von Doppelzählungen bei 35 keV angeordnet sind. Die Lagen der ersten und der zweiten Energieschwelle können selbstverständlich in gewissen Bereichen bei nahezu gleichem erzielbarem Resultat variieren. Variationen in den Lagen werden daher von dieser Erfindung mit umfasst.
Eine Korrektur von Doppelzählungen bei gleichzeitiger Dosisnutzung aus dem Energiebereich bis zur Korrekturschwelle ist in diesem Fall dann besonders gut erzielbar, wenn das Gewicht für den Zählwert der ersten Energieschwelle 0,53, das Gewicht für den Zählwert der zweiten Energieschwelle –0,26 und das Gewicht für den Zählwert der Energieschwelle zur Korrektur von Doppelzählungen 0,73 beträgt. Auch die spezifischen Gewichte können selbstverständlich in gewissen Bereichen variiert werden, ohne dass das erzielbare Resultat signifikant beeinträchtigt wird.
Es ist weiterhin eine der Energieschwellen zur Korrektur von Doppelzählungen direkt unterhalb der charakteristischen Energie von für Doppelzählung ursächlichen Strahlenquanten vorteilhaft angeordnet. Beispielsweise ist je nach spektraler Charakteristik eines Direktkonverters ein zusätzlicher Zählwert mit einer Energieschwelle direkt unter der charakteristischen Energie der K-Escape-Röntgenquanten angeordnet. Die Zählwerte der beiden Korrekturschwellen sind statistisch stark korreliert. Der Zählwert der unteren Energieschwelle enthält in diesem Fall zusätzlich Mehrfachzählungen von hochenergetischen Strahlenquanten, aus denen durch Wechselwirkungsprozesse K-Escape-Röntgenquanten hervorgehen, sowie Zählsignale von originären Strahlenquanten aus dem Differenz-Energiebereich.
Wie bereits zuvor ausgeführt, ist der zählende Detektor ein direkt konvertierender Detektor, wobei die Sensoren jeweils eine direkt konvertierende Halbleiterschicht aufweisen.
Alternativ dazu kann als zählender Detektor vorteilhaft ein indirekt konvertierender Detektor sein, wobei die Sensoren einen Szintillator mit nachgeschalteter Photodiode aufweisen.
Ein zweiter Aspekt der Erfindung betrifft ein Computertomographiesystem mit einem zuvor beschriebenen zählenden Detektor.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand von Ausführungsbeispielen und anhand von Zeichnungen näher erläutert. Dabei zeigen:
1 ein Computertomographiesystem mit einem erfindungsgemäßen zählenden Detektor,
2 den erfindungsgemäßen Detektor mit einer Auswerteeinheit,
3 eine statistische Verteilung einer Strahlenquantenenergie für einen Sensor, und
4 eine statistische Verteilung einer Strahlenquantenenergie für einen zu dem Sensor lokal benachbarten Sensor.
In den Figuren sind gleiche oder funktionsgleiche Elemente mit gleichen Bezugszeichen bezeichnet. Bei sich wiederholenden Elementen in einer Figur ist jeweils nur ein Element aus Gründen der Übersichtlichkeit mit einem Bezugszeichen versehen. Die Darstellungen in den Figuren sind schematisch und nicht zwingend maßstabsgetreu, wobei Maßstäbe zwischen den Figuren variieren können.
Der erfindungsgemäße zählende Detektor 1 kann in Verbindung mit unterschiedlichen bildgebenden Modalitäten, beispielsweise in Verbindung mit CT-, C-Bogen-, PET- oder SPECT-Geräten, zum Einsatz kommen. Beispielhaft wird hier in der 1 ein Computertomographiesystem 7 mit einem erfindungsgemäßen zählenden Detektor 1 gezeigt. Das Computertomographiesystem 7 umfasst einen Patientenlagerungstisch 8 zur Lagerung eines zu untersuchenden Patienten. Es umfasst ferner eine nicht dargestellte Gantry mit einem um eine Systemachse 9 drehbar gelagerten Aufnahmesystem 1, 10. Das Aufnahmesystem 1, 10 weist eine Röntgenröhre 10 und den in 2 genauer dargestellten erfindungsgemäßen zählenden Detektor 1 auf, die zueinander so gegenüberliegend ausgerichtet sind, dass eine im Betrieb von dem Fokus 11 der Röntgenröhre 10 ausgehende Röntgenstrahlung auf den Detektor 1 trifft. Zur Unterdrückung der in dem Patienten erzeugten Streustrahlung ist dem Detektor ein Kollimator 12 vorgeschaltet, welcher lediglich die von dem Fokus 11 ausgehende und in Abhängigkeit der Patientendurchstrahlung geschwächte Primärstrahlung auf den Detektor 1 durchlässt.
Prinzipiell sind als zählender Detektor 1 sowohl ein indirekt konvertierender, also optisch zählender Detektor, als auch ein direkt konvertierender Detektor einsetzbar. In diesem Beispiel ist ein direkt konvertierender Detektor 1 mit einer Halbleiterschicht 13 auf Basis eines CdTe-Halbleitermaterials integriert. Es können aber auch beispielsweise CdZnTe-, CdTe-Se- oder CdZnTeSe-basierte Halbleitermaterialien eingesetzt werden. In der Halbleiterschicht 13 werden die eintreffenden Röntgenquanten in freie Ladungsträger umgewandelt und mittels einer nachgeschalteten Ausleseelektronik durch einen in einem elektrischen Feld erzwungenen Ladungsträgertransport als elektrische Signale 14 erfasst und in einen elektrischen Puls 3 umgesetzt, welcher mittels einer Auswerteeinheit 4 ausgewertet wird. Der Detektor 1 ist zur ortsaufgelösten Erfassung der Absorptionsereignisse in einzelne Sensoren 2 bzw. Pixel unterteilt.
Zur Aufnahme eines Bildes von einem Untersuchungsgebiet werden bei Rotation des Aufnahmesystems 1, 10 um die Systemachse 9 Projektionen aus einer Vielzahl von unterschiedlichen Projektionsrichtungen erfasst, wobei der Detektor 1 zu jeder Projektion und zu jedem Sensor 2 Zählwerte Z1, Zk, Z2 erfasst. Im Fall einer Spiralabtastung erfolgt während einer Rotation des Aufnahmesystems 1, 10 beispielsweise gleichzeitig eine kontinuierliche Verstellung des Patientenlagerungstisches 8 in Richtung der Systemachse 9. Die Röntgenröhre 10 und der Detektor 1 bewegen sich bei dieser Art der Abtastung somit auf einer Helixbahn 15 um den Patienten. Aus den Zählwerten Z1, Zk, Z2 wird nach einem im Folgenden näher beschriebenen Verfahren mittels einer Korrektureinheit 5 zumindest ein korrigierter Zählwert Zkorr ermittelt. Die Zählwerte Z1, Zk, Z2, Zkorr werden anschließend in einem Sequenzer serialisiert und an einen Bildrechner 16 übertragen. Der Bildrechner 16 enthält eine Rekonstruktionseinheit 17, die aus den Zählwerten Z1, Zk, Z2, Zkorr ein Bild, z. B. in Form eines Schnittbildes von dem Patienten, nach einem dem Fachmann an sich bekannten Verfahren rekonstruiert. Das Bild kann auf einer an dem Bildrechner 16 angeschlossenen Anzeigeeinheit 18, z. B. einem Videomonitor, angezeigt werden.
Eine bevorzugte Variante des erfindungsgemäßen Detektors 1 mit der Auswerteeinheit 4 und der Korrektureinheit 5 ist in blockschaltbildartiger Darstellung in der 2 dargestellt. Diese zeigt den Detektor 1 mit einer Vielzahl von m·n-matrixartig angeordneten Sensoren 2. Die von den Sensoren 2 bei Eintreffen eines Röntgenquants erzeugten elektrischen Signale 14 werden an einen Vorverstärker 19 mit angeschlossenem Signalformer 20 weitergegeben. Der Signalformer 20 generiert aus dem elektrischen Signal 14 einen elektrischen Puls 3 mit einer für die Energie des jeweiligen Strahlenquants charakteristische Pulshöhe. Die Pulse 3 werden anschließend in einer Auswerteeinheit 4 ausgewertet. Dabei wird für eine Anzahl von Energieschwellen S1, Sk, S2 jeweils ein Zählwert Z1, Zk, Z2 erzeugt.
Wie zuvor ausgeführt, werden die Zählwerte Z1, Z2 je nach Lage der Energieschwelle S1, S2 ohne weitere Maßnahmen durch Doppelzählung verfälscht. Doppelzählungen entstehen u. a. durch Übersprechen der aus den Röntgenquanten umgesetzten elektrischen Signale 14 oder einem Energietransport erzeugten K-Escape-Röntgenquanten in benachbart angeordnete Sensoren 2.
Zur Korrektur der Zählwerte Z1, Z2 wird ein weiterer Zählwert Zk zu einer zwischen den Energieschwellen S1, S2 angeordneten Energieschwelle Sk erzeugt. Die Auswerteeinheit 4 weist zu jeder der Energieschwellen S1, Sk, S2 eine Triggerschaltung 6 auf, welche den Puls 3 mittels drei parallel geschalteter Komparatoren 21 auswertet. Bei Überschreiten einer der jeweiligen Energieschwelle S1, Sk, S2 entsprechenden Pulsschwelle wird von dem Komparator 21 ein Zählsignal erzeugt, welches den Zählwert in einem an den Komparator 21 jeweils angeschlossenen Zähler 22 inkrementiert. Die beiden äußeren Energieschwellen S1, S2 sind in Abhängigkeit der zu untersuchenden Materialien in dem Patienten gewählt, während die mittlere Energieschwelle Sk als Korrekturschwelle dient und in Abhängigkeit des Konvertermaterials festgelegt wird.
In dem vorliegenden Beispiel sind die beiden äußeren Energieschwellen S1, S2 für eine Kontrastmitteluntersuchung auf 20 keV und 70 keV eingestellt. Die mittlere Energieschwelle Sk liegt bei 35 keV und somit knapp oberhalb der Energie von K-Escape-Röntgenquanten des CdTe-Halbleitermaterials.
Eine Korrektureinheit 5 ist derart ausgelegt, dass aus den Zählwerten Z1, Zk, Z2 der Energieschwellen S1, Sk, S2 ein korrigierter Zählwert Zkorr mit reduzierter Doppelzählung für zumindest eine der Energieschwellen S1, Sk, S2 berechnet wird. Hierbei werden die Zählwerte Z1, Zk, Z2 zu den einzelnen Energieschwellen S1, Sk, S2 gewichtet aufaddiert. Für einen Direktkonverter auf CdTe-Basis und den Energieschwellen S1 = 20 keV, Sk = 35 keV und S2 = 70 keV wurden als geeignete Gewichte die Faktoren w1 = 0,53, wk = 0,73 und w2 = –0,26 ermittelt. Der korrigierte Zählwert wird entsprechend also nach der folgenden Formel berechnet: Zkorr = w1·Z1 + wk·Zk + w2·Z2, mit

Zkorr: := korrigierter Zählwert
Z1: = Zählwert zu der ersten Energieschwelle S1
Zk: = Zählwert zu der Energieschwelle für eine Korrektur Sk
Z2: = Zählwert zu der zweiten Energieschwelle S2
w1: = Gewicht zu der ersten Energieschwelle S1
wk: = Gewicht zu der Energieschwelle für eine Korrektur Sk
w2: = Gewicht zu der zweiten Energieschwelle S2

w1 = 1 – wk – w2,

wk, w2 ∊ (–∞, ∞)

Aus den so ermittelten Zählwerten sind Schicht- und Volumenbilder mit einem verbesserten Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis bei gleichzeitig geringerer Röntgendosis berechenbar.
Es sei erwähnt, dass die Lage der Energieschwellen S1, Sk, S2 und die geeigneten Gewichte w1, wk, w2 insbesondere entsprechend den medizinischen Fragestellungen und physikalischen Randbedingungen, insbesondere von der Dimension der Sensoren 2, dem Konvertermaterial und dem verwendeten Röntgenspektrum abhängen. Geeignete Werte sind mittels einer Simulation im Vorfeld einer Untersuchung, beispielsweise mittels einer Monte-Carlo-Simulation ermittelbar.
In der 3 und der 4 sind Ergebnisse einer solchen Simulation gezeigt. Die Simulation geht von der Annahme aus, dass die Sensorfläche 225 × 225 μm² und die Dicke der CdTe-Halbleiterschicht 1,6 mm beträgt. Simuliert wurde ein Röntgenspektrum, welches bei 120 kV erzeugt wurde und ein 20 cm dickes Wasserphantom durchdringt. Die x-Achse repräsentiert das Äquivalent einer mit dem elektrischen Puls entsprechenden Energie. Entlang der y-Achse ist die Anzahl der erwarteten Strahlenquantenereignisse aufgetragen. Die 3 stellt die erwarteten Zählraten für einen mittleren Sensor 2 dar. Die 4 zeigt eine Situation für einen zum mittleren Sensor 2 lokal benachbart angeordneten Sensor. Wie zu erkennen ist, sind durch K-Escape-Röntgenquanten und durch Übersprechen der erzeugten elektrischen Signale Zählraten bei niedrigen Energien zu beobachten, die in dem jeweiligen Sensor 2 die Doppelzählungen verursachen. In beiden 3 und 4 sind darüber hinaus die drei Energieschwellen S1, Sk, S2 eingetragen, zu denen Zählwerte Z1, Zk, Z2 in einem Sensor 2 erfasst werden. Es ist zu erwähnen, dass im Falle des CdTe-basierten zählenden Detektors 1 die unterste Energieschwelle S1 bei 20 keV mit der vorgeschlagenen weiteren Energieschwelle zur Korrektur von Doppelzählungen direkt unterhalb der charakteristischen Energie von für Doppelzählung ursächlichen Strahlenquanten aus K-Escape-Effekten zusammenfällt, was eine technische Realisierung der Auswerteeinheit stark vereinfacht.
Die Lage der Energieschwellen S1, Sk, S2 kann beispielsweise mittels einer Optimierung des Bildrauschens oder eines Kontrast-zu-Rausch-Verhältnisses erfolgen.
Das Bildrauschen ergibt sich nach folgender Gleichung: σkorr² = w1²σ1² + wk²σk² + w2²σ2² + 2·w1·wk·cov(Z1, Zk) + 2·w1·w2·cov(Z1, Z2) + 2·w2·wk·cov(Z2, Zk), mit

σkorr: = Standardabweichung des Bildrauschens entsprechend des Zählwerts Zkorr,
σk: = Standardabweichung des Bildrauschens entsprechend des Zählwerts Zk der Energieschwelle Sk,
σ1: = Standardabweichung des Bildrauschens entsprechend des Zählwerts Z1 der Energieschwelle S1,
σ2: = Standardabweichung des Bildrauschens entsprechend des Zählwerts Z2 der Energieschwelle S2

w1 = 1 – wk – w2,

wk, w2 ∊ (–∞, ∞)

cov(Z1, Zk) > cov(Z1, Z2) > cov(Z2, Zk)

Die Kontraste hingegen ergeben sich nach folgender Gleichung: Ckorr = w1·C1 + wk·Ck + w2·C2, mit

Ckorr: = Kontrast entsprechend des Zählwerts Zkorr,
Ck: = Kontrast entsprechend des Zählwerts Zk der Energieschwelle Sk,
C1: = Kontrast entsprechend des Zählwerts Z1 der Energieschwelle S1,
C2: = Kontrast entsprechend des Zählwerts Z2 der Energieschwelle S2.

Das quadrierte Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis hingegen ergibt sich aus: CNRkorr² = Ckorr²/σkorr².
Durch die zusätzliche Energieschwelle SK zur Korrektur von Doppelzählungen und einer optimierten gewichteten Verrechnung der Zählwerte Z1, Zk, Z2 zu den Energieschwellen S1, Sk, S2 kann das quadrierte Iod-Wasser-Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis CNR² um 6% gesteigert werden. Ferner ist das Bildrauschen um 3% reduziert, was in eine Reduktion der Patientendosis um 6% umgesetzt werden kann.
Zusammenfassend kann gesagt werden:
Die Erfindung betrifft einen zählenden Detektor 1, welcher Sensoren 2 zur Wandlung von Strahlenquanten in elektrische Pulse 3 und eine Auswerteeinheit 4 mit einer Anzahl von Energieschwellen S1, Sk, S2 aufweist, wobei die Auswerteeinheit 4 zu jedem der Sensoren 2 aus den Pulsen 3 für jede der Energieschwellen S1, Sk, S2 einen Zählwert Z1, Zk, Z2 erzeugt, welcher die Anzahl der Strahlenquanten mit einer Energie oberhalb der jeweiligen Energieschwelle S1, Sk, S2 repräsentiert, wobei eine der Energieschwellen Sk zur Korrektur von Doppelzählungen direkt über einer charakteristischen Energie von für Doppelzählung ursächlichen Strahlenquanten angeordnet ist, und wobei eine Korrektureinheit 5 aus den Zählwerten Z1, Zk, Z2 der Energieschwellen S1, Sk, S2 einen korrigierten Zählwert Zkorr mit reduzierter Doppelzählung für zumindest eine der Energieschwellen S1, Sk, S2 berechnet. Auf Basis des zumindest einen korrigierten Zählwertes Zkorr sind Bilder mit einem verbesserten Kontast-zu-Rausch-Verhältnis bei gleichzeitig geringerer Röntgendosis erzeugbar. Die Erfindung betrifft außerdem ein Computertomographiesystem 7 mit einem solchen zählenden Detektor 1.

Claims

Zählender Detektor (1), welcher Sensoren (2) zur Wandlung von Strahlenquanten in elektrische Pulse (3) und eine Auswerteeinheit (4) mit einer Anzahl von Energieschwellen (S1, Sk, S2) aufweist, wobei die Auswerteeinheit (4) zu jedem der Sensoren (2) aus den Pulsen (3) für jede der Energieschwellen (S1, Sk, S2) einen Zählwert (Z1, Zk, Z2) erzeugt, welcher die Anzahl der Strahlenquanten mit einer Energie oberhalb der jeweiligen Energieschwelle (S1, Sk, S2) repräsentiert, wobei eine der Energieschwellen (Sk) zur Korrektur von Doppelzählungen direkt über einer charakteristischen Energie von für Doppelzählung ursächlichen Strahlenquanten angeordnet ist, und wobei eine Korrektureinheit (5) aus den Zählwerten (Z1, Zk, Z2) der Energieschwellen (S1, Sk, S2) einen korrigierten Zählwert (Zkorr) mit reduzierter Doppelzählung für zumindest eine der Energieschwellen (S1, Sk, S2) berechnet.
Zählender Detektor (1) nach Anspruch 1, wobei die elektrischen Pulse (3) eine für die Energie des jeweiligen Strahlenquants charakteristische Pulshöhe aufweisen und das Erzeugen der Zählwerte (Z1, Zk, Z2) mittels einer Triggerschaltung (6) erfolgt, welche bei Überschreiten einer der jeweiligen Energieschwelle (S1, Sk, S2) entsprechenden Pulsschwelle den Zählwert (Z1, Zk, Z2) für die Energieschwelle (S1, Sk, S2) inkrementiert.
Zählender Detektor (1) nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Korrektureinheit (6) die Zählwerte (Z1, Zk, Z2) jeweils mit einem für die Energieschwelle (S1, Sk, S2) spezifischen Gewicht (w1, wk, w2) gewichtet aufsummiert.
Zählender Detektor (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei zur materialspezifischen Untersuchung eine erste Energieschwelle (S1) unterhalb und eine zweite Energieschwelle (S2) oberhalb der zur Korrektur eingesetzten Energieschwelle (Sk) angeordnet sind.
Zählender Detektor (1) nach Anspruch 3 oder 4, wobei zumindest eine der Energieschwellen (S1, Sk, S2) und/oder zumindest eines der spezifischen Gewichte (w1, wk, w2) in Abhängigkeit einer Bildgebungsanwendung ausgewählt sind.
Zählender Detektor (1) nach Anspruch 5, wobei die erste Energieschwelle (S1) bei 20 keV, die zweite Energieschwelle (S2) bei 70 keV und die Energieschwelle (Sk) zur Korrektur von Doppelzählungen bei 35 keV angeordnet ist.
Zählender Detektor (1) nach Anspruch 5 oder 6, wobei das Gewicht (w1) für den Zählwert (Z1) der ersten Energieschwelle (S1) 0,53, das Gewicht (w2) für den Zählwert (Z2) der zweiten Energieschwelle (S2) –0,26 und das Gewicht (wk) für den Zählwert (Zk) der Energieschwelle (Sk) zur Korrektur von Doppelzählungen 0,73 beträgt.
Zählender Detektor (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei weiterhin eine der Energieschwellen zur Korrektur von Doppelzählungen direkt unterhalb der charakteristischen Energie von für Doppelzählung ursächlichen Strahlenquanten angeordnet ist.
Zählender Detektor (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei der Detektor (1) ein direkt konvertierender Detektor ist und die Sensoren (2) eine direkt konvertierende Halbleiterschicht aufweisen.
Zählender Detektor (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei der Detektor (1) ein indirekt konvertierender Detektor ist und die Sensoren (2) einen Szintillator mit nachgeschalteter Photodiode aufweisen.
Computertomographiesystem (7) mit einem zählenden Detektor (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 10.