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Diese Erfindung betrifft ein Computertomographie-Gerät mit einem Filter zur spektralen Filterung von von einer Röntgenstrahlenquelle ausgehender Röntgenstrahlung, die von einem energieselektiven Röntgendetektor in wenigstens zwei verschiedenen Spektralbereichen detektiert wird. Der Filter ist eingerichtet, einen Teil des Energiespektrums der Röntgenstrahlung stärker zu unterdrücken als andere Teilbereiche des Röntgenspektrums. Daraus resultiert eine optimierte spektrale Auflösung der durch den Röntgendetektor erfassten Signale. Die Erfindung betrifft ferner ein Verfahren zur spektralen Filterung von von einer Röntgenstrahlenquelle eines Computertomographie-Geräts ausgehender Röntgenstrahlung.
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Die Röntgenbildgebung und insbesondere Computertomographie-Systeme ermöglichen eine spektrale Bildgebung mittels herkömmlicher energieintegrierender Röntgendetektoren, indem ein Untersuchungsobjekt, in der Regel ein Patient, mit zwei voneinander abweichenden Röntgenröhrenspektren untersucht wird. Dies kann beispielsweise mittels zweier parallel arbeitender Röntgenstrahlungsquellen oder mittels schnellem kV-Switching an nur einer Röntgenstrahlungsquelle erfolgen. Typischerweise können dabei ein 80 kV-Spektrum und ein 140 kV-Spektrum zum Einsatz kommen. Die spektrale Trennung der Energiespektren kann zudem durch entsprechende Vorfilterungen verstärkt werden, z.B. kommt bei der Dual-Energy Bildgebung bei der Röntgenstrahlenquelle, die mit der höheren Röhrenspannung von z.B. 140 kV betrieben wird, regelmäßig ein Zinnfilter zum Einsatz, um das Energiespektrum der Röntgenstrahlenquelle um niederenergetische Photonen zu bereinigen. Diesem Verfahren inhärent ist, dass die Messungen zeitlich und/oder räumlich getrennt sind und somit bekannte Algorithmen zur Materialzerlegung nur im Bildraum arbeiten können.
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Demgegenüber erlauben spektral sensitive Röntgendetektoren die gleichzeitige Aufnahme von Röntgenschwächungsdaten in ein und derselben Projektionsrichtung bezüglich eines Untersuchungsobjektes in zwei oder mehr unterschiedlichen Spektralbereichen. Dies ermöglicht grundsätzlich eine flexible Weiterverarbeitung der Röntgenschwächungsdaten und kann zudem vorteilhaft die Dosisbelastung für den Patienten reduzieren. Die spektrale Detektorantwortfunktion eines realen, spektral sensitiven, photonenzählenden Röntgendetektors ist jedoch nicht perfekt, da sie durch physikalische und elektronische Effekte beeinträchtigt wird. Dazu zählen unter anderem insbesondere die Effekte Puls Pileup, Charge Sharing, K-Escape, Compton-Streuung und Charge Trapping.
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Beim Puls Pileup werden gleichzeitig oder quasi-koinzident auf den Detektor auftreffende Photonen in sich überlagernde Pulse umgewandelt, die als ein resultierender Puls entsprechend höherer Energie detektiert werden und bringt einen Zählsignalverlust mit sich. Beim Charge Sharing wird eine durch ein einfallendes Photon erzeugte Ladungswolke im Detektormaterial zumindest teilweise auf eines oder mehrere Nachbarpixel übertragen. Dadurch werden durch ein Photon Zählsignale in verschiedenen Pixeln bei Energien detektiert, die unterhalb der Quantenenergie des einfallenden Photons liegen. Wird ein per Photoeffekt durch ein einfallendes Photon erzeugtes Loch auf einer inneren Schale eines Atoms des Detektormaterials durch ein Elektron einer höheren Schale aufgefüllt, wird dabei charakteristische Strahlung in Form von (Fluoreszenz-)Röntgenstrahlung des entsprechenden K-Übergangs frei. Bestenfalls verursacht diese Strahlung ein Puls Pileup im gleichen Pixel, jedoch kann sie aufgrund ihrer stochastischen Richtungsverteilung auch in einem anderen Pixel oder gar nicht detektiert werden. In den beiden letztgenannten Fällen werden die Zählsignale verfälscht.
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Der Compton-Effekt, bei den die Photonen unter Richtungsänderung nur einen Teil ihrer Energie im Detektormaterial deponieren, verursacht einen falschen Detektionsort, eine zu geringe detektierte Energie und/oder gar keine Detektion dieses Photons. Durch Unreinheiten oder Gitterfehler des Detektormaterials können beim Charge Trapping erzeugte Ladungen gefangen und nur zeitlich versetzt mit verringerter Energie detektiert werden. Zusammengefasst entsprechen die vom zählenden Röntgendetektor ausgegebenen Zählsignale in den einzelnen Energiebins oder Energiefenstern nur bedingt der tatsächlich in diesen Energiebereichen auf den Detektor einfallenden Röntgenstrahlung. Dies führt dazu, dass das spektrale Auflösungsvermögen benachbarter Spektralbereiche des einfallenden Energiespektrums beeinträchtigt ist, sodass diese gar nicht oder nur unzureichend abgebildet werden können. Dadurch ist die prinzipielle „Viel-Energie-Fähigkeit“ und insbesondere die „Dual-Energie-Fähigkeit“ eines spektral sensitiven Röntgendetektors limitiert.
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Daneben gibt es derzeit viele Anwendungen bzw. Untersuchungen mittels Röntgenbildgebung im Ultra-Niedrig-Dosisbereich. Dies sind Anwendungen, die mit einer geringeren, dem Untersuchungsobjekt applizierten Röntgendosis durchgeführt werden oder werden müssen, als sie durch den minimalen Röntgenstrahlungsquellenstrom erreichbar wären. Hauptanwendungsgebiet sind Lungen-Krebs-Screenings oder die Pädiatrie. Für einen energieintegrierenden Detektor werden zu diesem Zweck Filter eingesetzt, die die Röntgenstrahlungsintensität derart verringern, dass dennoch im Ultra-Niedrig-Dosisbereich untersucht werden kann, z.B. wird bei einer Röhrenspannung von 100 KV ein Zinnfilter eingesetzt. Für Untersuchungen im Ultra-Niedrig-Dosisbereich mit spektral sensitiven Detektoren existieren momentan keine optimierten Filter.
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Demgegenüber ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Computertomographie-Gerät und ein Verfahren zur spektralen Filterung der Röntgenstrahlung für die Röntgenbildgebung mittels spektral sensitiven Detektors vorzusehen, das jeweils die beschriebenen Probleme des Standes der Technik überwindet.
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Diese Aufgabe wird durch ein Computertomographie-Gerät sowie ein Verfahren gemäß den unabhängigen Ansprüchen gelöst. Weiterbildungen und vorteilhafte Ausgestaltungsvarianten sind jeweils Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
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Nachstehend wird die erfindungsgemäße Lösung der Aufgabe in Bezug auf die beanspruchte Vorrichtung als auch in Bezug auf das beanspruchte Verfahren beschrieben. Hierbei erwähnte Merkmale, Vorteile oder alternative Ausführungsformen sind ebenso auch auf die anderen beanspruchten Gegenstände zu übertragen und umgekehrt. Mit anderen Worten können gegenständliche Ansprüche (die beispielsweise auf ein Verfahren gerichtet sind) auch mit Merkmalen, die in Zusammenhang mit einer Vorrichtung beschrieben oder beansprucht sind, weitergebildet sein. Die entsprechenden funktionalen Merkmale des Verfahrens werden dabei durch entsprechende gegenständliche Module oder Einheiten ausgebildet.
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Die Erfindung betrifft gemäß einem ersten Aspekt ein Computertomographie-Gerät, umfassend
- - eine Röntgenstrahlenquelle und einen energieselektiven Röntgendetektor,
- - einen Filter zur spektralen Filterung von von der Röntgenstrahlenquelle ausgehender Röntgenstrahlung, welche ein Untersuchungsobjekt passiert und von dem Röntgendetektor in wenigstens zwei verschiedenen Spektralbereichen detektiert wird, wobei die Röntgenstrahlung ein nach Passieren des Untersuchungsobjektes ein Energiespektrum aufweist, das eine für das Anodenmaterial der Röntgenstrahlenquelle charakteristische Verteilung zeigt, wobei der Filter eingerichtet ist,
einen Teil des Energiespektrums, umfassend den Schwerpunkt des Energiespektrums, zu unterdrücken.
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Mit anderen Worten handelt es sich bei dem Filter um einen Filter mit einem Absorptionskoeffizienten, der derart Quantenenergie-abhängig ist, dass er einen Bereich des Energiespektrums abschwächt, der um den Schwerpunkt des Energiespektrums angeordnet ist. Während also bestimmte spektrale Teilbereiche des Energiespektrums, z.B. die äußeren Flanken des Energiespektrums, nicht oder nur geringfügig durch den Filter abgeschwächt werden, erfährt das Zentrum des Energiespektrums, insbesondere der Teilbereich um den Spektrumsschwerpunkt, eine erhebliche oder zumindest deutliche Abschwächung durch den Filter.
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Diese Erfindung beruht auf der Erkenntnis, dass durch eine geeignete spektrale Vorfilterung des Energiespektrums die Bildgebung mit spektral sensitiven Röntgendetektoren selbst bei nicht perfekter Detektorantwortfunktion verbessert werden kann. Die Energieschwellen eines energieauflösenden Detektors werden regelmäßig so eingestellt, dass in allen Energiebins bzw. Energiefenstern annähernd dieselbe Anzahl Photonen detektiert wird. Der Bereich des auf den Röntgendetektor einfallenden Energiespektrums um den Spektrumsschwerpunkt herum kann dabei zumindest teilweise in mehreren Energiebins detektiert werden. Durch gezielte Unterdrückung dieses spektralen Teilbereichs im einfallenden Energiespektrum kann der in den Energiebins durch diesen spektralen Teilbereich verursachte Signalanteil ebenfalls unterdrückt und dadurch eine bessere Separierung der Energiekanäle erzielt werden.
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Der Schwerpunkt des Energiespektrums bezeichnet dabei die Quantenenergie innerhalb des auf den Detektor einfallenden Energiespektrums, ausgehend von der statistisch betrachtet sowohl in Richtung niedrigerer Energiewerte sowie in Richtung höherer Energiewerte dieselbe Strahlungsintensität gemessen werden kann bzw. dieselbe Anzahl Röntgenquanten innerhalb des Energiespektrums auftritt.
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Das am Detektor einfallende Spektrum unterscheidet sich von dem durch die Röntgenstrahlenquelle erzeugten Energiespektrum insoweit, als die am Detektor einfallende Röntgenstrahlung bereits ein Untersuchungsobjekt durchlaufen hat. Das Untersuchungsobjekt kann ein Patient oder auch ein Phantom, z.B. ein Wasseräquivalent mit einem Durchmesser von 30 cm sein.
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Die spektral selektive Abschwächung des Filters basiert dabei im Wesentlichen auf einer Absorption der Röntgenquantenenergie im Filtermaterial aufgrund der Wechselwirkung von Röntgenstrahlung und Filtermaterial.
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Ein Energiespektrum (vor oder nach Passieren eines Untersuchungsobjektes) setzt sich typischerweise aus einem kontinuierlichen Bremsspektrum von Elektronen in der Anode der Röntgenstrahlenquelle und Linienspektren der charakteristischen Röntgenstrahlung zusammen, deren Lage innerhalb des Spektrums vom Material der Röntgenanode abhängt. Die charakteristischen Linienspektren entsprechen jeweils der Quantenenergie, die beim Übergang eines Elektrons von einer äußeren Elektronenschale auf eine dichter am Atomkern liegende Elektronenschale freigesetzt wird. Ein Röntgenstrahlungsmaximum der charakteristischen Röntgenstrahlung entspricht einem charakteristischen Linienspektrum. Ein Röntgenstrahlungsmaximum kann ein absolutes oder lokales Maximum innerhalb des erzeugten Röntgenspektrums sein. Die maximale Energie der Photonen im Spektrum ist durch die an der Röntgenanode anliegende Beschleunigungsspannung gegeben.
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In einigen Fällen liegen die Linienspektren der charakteristischen Röntgenstrahlung im Vergleich zur Breite des erzeugten Röntgenstrahlenspektrums dicht beieinander, so dass eines oder mehrere der Röntgenstrahlungsmaxima ein ähnliches oder vergleichbares Signal im spektral sensitiven Detektor erzeugen. Zudem liegen die Röntgenstrahlungsmaxima oft im oder nahe dem Bereich des Spektrumsschwerpunktes, sodass hohe Intensitätspeaks des einfallenden Spektrums Signalanteile in mehreren Energiekanälen des Detektors verursachen. Dies erschwert eine korrekte spektrale Separierung. Die Erfinder haben nun erkannt, dass ein Filter, der eingerichtet ist, einen Teil des Energiespektrums, umfassend den Spektrumsschwerpunkt, zu unterdrücken, zu einem verbesserten spektralen Auflösungsvermögen des Röntgendetektors führt.
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Aufgrund der Lage der charakteristischen Röntgenstrahlungsmaxima kann der Filter derart ausgestaltet sein, dass er zumindest eines oder auch mehrere oder alle der Röntgenstrahlungsmaxima der charakteristischen Röntgenstrahlung, insbesondere eines oder mehrere der höherenergetischen Röntgenstrahlungsmaxima, unterdrückt.
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Erfindungsgemäß weist der Filter einen Absorptionskoeffizienten für Röntgenstrahlung auf, der unterhalb des Schwerpunktes des Energiespektrums mit steigender Röntgenquantenenergie sprunghaft ansteigt, wobei der sprunghafte Anstieg direkt oberhalb der K-Alpha-Linie des Anodenmaterials liegt. Der sprunghafte Anstieg des Absorptionskoeffizienten liegt bevorzugt in direkter oder unmittelbarer spektraler Nähe zum Spektrumsschwerpunkt, z.B. innerhalb von 5 keV und erstreckt sich nur über eine geringe spektrale Breite, z.B. von 0 keV bis 5 keV. Der sprunghafte Anstieg des Absorptionskoeffizienten bewirkt eine besonders vorteilhafte Unterdrückung der durch den zentralen Bereich des Energiespektrums verursachten Signalanteile am spektral auflösenden Röntgendetektor. Während der Filter den Teil des Energiespektrums unterhalb des Schwerpunktes ungehindert oder zumindest im Wesentlichen vollständig, z.B. 60 Prozent bis 100 Prozent, passieren lässt, werden die Röntgenquanten mit Energien oberhalb des Spektrumsschwerpunktes in einem Teilbereich des Spektrums weitestgehend absorbiert, z.B. 60 Prozent bis 97 Prozent.
In einigen Fällen, abhängig vom Anodenmaterial, lässt der Filter das niederenergetischste charakteristische Linienspektrum passieren, während er die Röntgenquanten zumindest eines höherenergetischen Linienspektrums fast vollständig absorbiert. Mit anderen Worten liegt in einigen Fällen der sprunghafte Anstieg des Absorptionskoeffizienten direkt oberhalb des niederenergetischsten der charakteristischen Linienspektren.
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In vorteilhafter Weiterbildung der Erfindung weist der Filter einen Absorptionskoeffizienten für Röntgenstrahlung auf, der über den Teil des Energiespektrums, umfassend den Schwerpunkt des Energiespektrums, hinweg mit steigender Röntgenquantenenergie exponentiell abfällt. Diese Ausgestaltung des Filters bewirkt eine starke Absorption des sich unmittelbar an den Spektrumsschwerpunkt in Richtung höherer Energien anschließenden, spektralen Teilbereichs des Energiespektrums, wobei demgegenüber weiter entfernt liegende spektrale Teilbereiche mit steigender Röntgenquantenenergie rasch weniger stark absorbiert werden.
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Gemäß einer Ausgestaltungsvariante der Erfindung ist der Filter eingerichtet, die Intensität der Röntgenstrahlung in dem Teil des Energiespektrums, umfassend den Schwerpunkt des Energiespektrums, im Mittel um fünf Prozent bis 97 Prozent abzuschwächen, z.B. um 30 Prozent. Die von den Erfindern durchgeführten Simulationen haben ergeben, dass derart die spektrale Auflösung der einfallenden Röntgenstrahlung mittels eines spektral sensitiven Röntgendetektors besonders gut ist.
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In einer Ausführungsvariante der Erfindung ist der Filter eingerichtet, maximal 30 Prozent der gesamten Röntgenstrahlenquellenleistung zu absorbieren. Der Verlust von bis zu 30 Prozent der Röntgenstrahlenquellenleistung kann durch eine entsprechende Erhöhung des Röntgenstrahlenquellenstromes bzw. Röntgenröhrenstromes kompensiert werden. Insofern eignet sich die vorliegende Erfindung besonders für den Einsatz für Anwendungen bzw. Untersuchungen im Normal-Dosisbereich und ist damit in der Röntgenbildgebung sehr breit einsetzbar.
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In einer alternativen Ausgestaltungsvariante ist der Filter eingerichtet 95 Prozent bis 97 Prozent der gesamten Röntgenstrahlenquellenleistung zu absorbieren. Damit eignet sich die vorliegende Erfindung auch für den Einsatz im Ultra-Niedrig-Dosisbereich, insbesondere für das Lungen-Krebs-Screening oder die Pädiatrie, wobei dort im Ultra-Niedrig-Dosisbereich eine spektrale Bildgebung bislang nicht möglich war.
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In Weiterbildung der Erfindung ist der Filter in den Röntgenstrahl hinein bzw. heraus verfahrbar ausgestaltet, wobei der Filter entlang des Verfahrweges eine unterschiedliche Materialdicke aufweist. Auf diese Art und Weise kann über eine Einstellung der im Röntgenstrahl befindlichen Materialdicke die Filterwirkung auf die aktuelle Anwendung bzw. Untersuchung eingestellt werden. Aufwändiges Umrüsten eines Filters von einer Röntgenuntersuchung zur nächsten oder gar der Wechsel von einem Computertomographie-Gerät auf ein anderes entfällt vorteilhaft. Z.B. kann der Filter einstückig und entlang des Verfahrweges stufenförmig ausgebildet sein. Alternativ kann der Filter auch aus zwei entgegengesetzt entlang des Verfahrweges bewegbaren und stufenförmig ausgestalteten Filterelementen oder aus einer Vielzahl von ebenso individuell verfahrbaren, überlagerbaren, ebenen Filterplatten bestehen.
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Gemäß einem anderen Beispiel kann der Filter auch fest integrierter Bestandteil eines Computertomographie-Geräts sein, der nur durch fachmännisches Service-Personal austauschbar ist.
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In weiterer Ausgestaltung der Erfindung weist das Filtermaterial eine Ordnungszahl zwischen 70 bis 74 auf. Die Erfinder haben erkannt, dass sich diese Materialien besonders gut für den Einsatz in der Computertomographie unter Verwendung typischer Energiespektren eignen. Typischerweise wird bei der Computertomographie eine Wolfram-Anode eingesetzt. Andere Anodentypen sind selbstverständlich auch möglich.
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Für ein Energiespektrum, welches in der Computertomographie mit einer Röntgenstrahlenquellenspannung von z.B. 140 kV erzeugt wird, erzielt der Filter in Weiterbildung der Erfindung ein besonders gutes spektrales Auflösungsvermögen mittels eines spektral sensitiven Detektors, wenn als Filtermaterial Ytterbium gewählt wird.
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Bei dem Computertomographie-Gerät handelt es sich um ein Röntgengerät, welches zur Aufnahme einer einzelnen oder einer Vielzahl von Röntgenprojektionen aus derselben oder unterschiedlichen Projektionswinkeln bzw. Projektionsrichtungen ausgelegt ist. Insbesondere kann das erfindungsgemäße Computertomographie-Gerät einen ringförmigen Drehrahmen aufweisen. Die Röntgenbildaufnahmen können z.B. während einer, insbesondere kontinuierlichen, Rotationsbewegung einer Aufnahmeeinheit umfassend eine Röntgenstrahlenquelle und einen mit der Röntgenstrahlenquelle zusammenwirkenden Röntgendetektor erzeugt werden. Alternativ werden mehrere Röntgenbildaufnahmen in einer Projektionsrichtung erfasst, währenddessen zusammenwirkende Röntgenstrahlenquelle und Röntgendetektor nicht bewegt werden. Bei einem Röntgendetektor für ein Computertomographiegerät handelt es sich beispielsweise um einen Zeilendetektor mit mehreren Zeilen. Der Röntgendetektor kann im Sinne der Erfindung sowohl integrierend als auch zählend ausgebildet sein. Jedenfalls handelt es sich um einen energiesensitiven Röntgendetektor. Dies erleichtert bzw. ermöglicht das zeitgleiche Erfassen von Röntgenbilddaten bei gleichzeitig flexibel anwendbaren Weiterverarbeitungsmöglichkeiten.
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Energieintegrierende Röntgendetektoren basieren heutzutage vorwiegend auf Szintillatoren, beispielsweise aus CsJ oder Gd2O2S, die beispielsweise Röntgenstrahlung in vergleichsweise niederenergetische Strahlung, beispielsweise sichtbares Licht, umwandeln. Dieses Licht wird in Matrizen von Photodioden in elektrische Ladung gewandelt. Diese werden dann über aktive Steuerelemente üblicherweise zeilenweise ausgelesen. Der prinzipielle Aufbau umfasst von diesen sogenannten indirekt-konvertierenden Röntgendetektoren weist einen Szintillator, eine aktive Auslesematrix aus amorphem Silizium oder ausgebildet in CMOS-Technologie mit einer Vielzahl von Pixelelementen (mit Photodiode und Schaltelement) und Ansteuer- und Ausleseelektronik auf (siehe beispielsweise M. Spahn, „Flat detectors and their clinical applications", Eur Radiol. (2005), 15: 1934-1947). Integrierende Röntgendetektoren diskriminieren die einfallende Strahlung nicht nach ihrer Quantenenergie.
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Energiesensitiv bzw. -selektiv ist dabei als spektral auflösend bzw. spektral separierend zu verstehen. Energieselektive Detektoren sind eingerichtet, einfallende Strahlungsquanten entsprechend ihrer Quantenenergie zu klassifizieren. Diese Detektoren haben den Vorteil, dass sie zur gleichzeitigen Erzeugung von wenigstens zwei Röntgendatensätzen geeignet sind, die sich in ihrer Quantenenergieverteilung unterscheiden. Energieselektive Detektoren sind beispielsweise quantenzählende Detektoren oder integrierende Zwei-Schicht-Detektoren. Ein quantenzählender Detektor ist typischerweise ein direkt konvertierender Detektor, der ein einfallendes Strahlungsquant mittels geeignetem Detektormaterial direkt in ein elektrisches Signal umwandelt. Quantenzählende Detektoren können energieauflösend betrieben werden, wobei die Energieauflösung mittels sogenanntem Binning einstellbar ist. Mit anderen Worten können nahezu beliebige Energiebereiche festgelegt werden, bezüglich derer einfallende Röntgenquanten klassifiziert werden können.
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Die wenigstens zwei Röntgendatensätze werden jeweils durch Signale innerhalb eines oder mehrerer Energiebereiche gebildet. Als Detektormaterialien für quantenzählende Detektoren in der medizinischen Computertomographie eignen sich insbesondere die Halbleiter Cadmium-Tellurid, Cadmium-Zink-Tellurid oder Gallium-Arsenid oder, im Falle eines Flachdetektors, amorphes Selen oder dergleichen. Quantenzählende, energieselektive Röntgendetektoren sind in ihrer Einsetzbarkeit für die Erfindung nicht eingeschränkt. Es können sowohl zwei als auch mehr Energiebins bzw. Energiefenster gleichzeitig betrachtet und anschließend ausgewertet werden.
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Ein Zwei-Schicht-Detektor oder auch Dual oder Double Layer Detektor ist ausgestaltet, das einfallende Strahlungsspektrum in einen niederenergetischen und einen hochenergetischen Anteil zu zerlegen. Dazu ist der Zwei-Schicht-Detektor aus zwei Schichten aufgebaut. Eine der Röntgenstrahlenquelle zugewandte Detektorschicht misst Strahlungsquanten der einfallenden Strahlung mit niedriger Energie und weist die gemessenen Signale dem ersten Röntgendatensatz zu. Sie wird von hochenergetischer Strahlung durchdrungen. Photonen mit höherer Quantenenergie werden in der darunter bzw. dahinter, also von der Röntgenstrahlenquelle abgewandt angeordneten Detektorschicht gemessen und dem zweiten Röntgendatensatz zugeordnet. Typischerweise umfassen beide Detektorschichten einen Szintillator, folglich handelt es sich bei dem Zwei-Schicht-Detektor um einen indirekt konvertierenden Detektor. Als Szintillationsmaterial kommen Kristalle wie Cäsium-Jodid, Cadmium-Wolframat oder keramische Stoffe, wie beispielsweise Gadoliniumoxysulfid oder dergleichen zum Einsatz. Zwei-Schicht-Detektoren eignen sich dann besonders für die vorliegende Erfindung, wenn sich eine der Energieschwellen zwischen hochenergetischer und niederenergetischer Strahlung nahe oder über dem Schwerpunkt des Energiespektrums bzw. dem sprunghaft ansteigenden Bereich des Absorptionskoeffizienten des Filters befindet.
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Die Erfindung gemäß einem weiteren Aspekt betrifft ein Verfahren zur spektralen Filterung von von einer Röntgenstrahlenquelle eines Computertomographie-Geräts ausgehender Röntgenstrahlung mit einem Filter, welche ein Untersuchungsobjekt passiert und von einem energieselektiven Röntgendetektor des Computertomographie-Geräts in wenigstens zwei verschiedenen Spektralbereichen detektiert wird, wobei die Röntgenstrahlung nach Passieren des Untersuchungsobjektes ein Energiespektrum aufweist, das eine für das Anodenmaterial der Röntgenstrahlenquelle charakteristische Verteilung zeigt, wobei ein Teil des Energiespektrums, umfassend den Schwerpunkt des Energiespektrums, unterdrückt wird, wobei der Filter einen Absorptionskoeffizienten für Röntgenstrahlung aufweist, der unterhalb des Schwerpunktes des Energiespektrums mit steigender Röntgenquantenenergie sprunghaft ansteigt, wobei der sprunghafte Anstieg direkt oberhalb der K-Alpha-Linie des Anodenmaterials liegt.
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In bevorzugter Ausgestaltung der Erfindung wird die Filterung derart ausgeführt, dass die Röntgenstrahlung im Normal-Dosisbereich detektiert wird.
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In weiterer bevorzugter Ausgestaltung der Erfindung wird die Filterung derart ausgeführt, dass die Röntgenstrahlung im Ultra-Niedrig-Dosisbereich detektiert wird.
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Die oben beschriebenen Eigenschaften, Merkmale und Vorteile dieser Erfindung sowie die Art und Weise, wie diese erreicht werden, werden klarer und deutlicher verständlich im Zusammenhang mit der folgenden Beschreibung der Ausführungsbeispiele, die im Zusammenhang mit den Zeichnungen näher erläutert werden. Durch diese Beschreibung erfolgt keine Beschränkung der Erfindung auf diese Ausführungsbeispiele. Es zeigen:
- 1 ein Computertomographie-Gerät;
- 2 eine Anordnung und Ausgestaltung eines Filters in einem Ausführungsbeispiel;
- 3 eine Anordnung und Ausgestaltung eines Filters in einem anderen Ausführungsbeispiel;
- 4A eine weitere Ausgestaltung eines Filters gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel,
- 4B eine weitere Ausgestaltung eines Filters gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel,
- 5 eine Gegenüberstellung von gefiltertem und ungefiltertem, an einem Röntgendetektor einfallenden Energiespektrum,
- 6 eine Gegenüberstellung ungefilterter und in zwei Energiebins energieselektiv detektierter Messdaten,
- 7 eine Gegenüberstellung gefilterter und in zwei Energiebins energieselektiv detektierter Messdaten im Normal-Dosisbereich, und
- 8 eine Gegenüberstellung gefilterter und in zwei Energiebins energieselektiv detektierter Messdaten im Ultra-Niedrig-Dosisbereich.
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Das in 1 gezeigte Computertomographie-Gerät 1 umfasst eine Gantry 2 mit einem stationären Teil 3 und mit einem um eine Systemachse bzw. z-Achse 5 rotierbaren Teil 4. Der rotierbare Teil 4 weist im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels der Erfindung eine Röntgenstrahlenquelle 6 und einen Röntgendetektor 7 auf, die an dem rotierbaren Teil 4 einander gegenüberliegend angeordnet sind.
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Im Betrieb des Computertomographie-Geräts geht von der Röntgenstrahlenquelle 6 Röntgenstrahlung 8 in Richtung des Röntgendetektors 7 aus, durchdringt ein Untersuchungsobjekt P, hier ein Patient, und wird vom Röntgendetektor 7 in Form von Detektorsignalen bzw. Messdaten erfasst. Der Röntgendetektor 7 weist eine Vielzahl von in Detektorzeilen und Detektorspalten angeordnete Detektorelemente auf, wobei die Detektorspalten in Richtung der z-Achse und die Detektorzeilen in φ-Richtung und somit senkrecht zur z-Richtung verlaufen. Bei dem Computertomographie-Gerät 1 handelt es sich um einen Mehrschicht- bzw. Multi-Slice-Röntgencomputertomographen. Der Röntgendetektor 7 ist zudem als quantenzählender, energieselektiver Röntgendetektor ausgebildet, d.h. er ist eingerichtet, pro Detektorelement mehrere, also wenigstens zwei Messdatensätze zu erzeugen, die sich bezüglich der jeweils berücksichtigten Röntgenquantenenergien unterscheiden.
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Das Computertomographie-Gerät 1 weist des Weiteren eine Liege 9 zur Lagerung des Untersuchungsobjektes P auf. Die Liege 9 umfasst einen Liegensockel 10, an dem eine zur eigentlichen Lagerung des Untersuchungsobjektes P vorgesehene Lagerungsplatte 11 angeordnet ist. Die Lagerungsplatte 11 ist derart relativ zu dem Liegensockel 10 in Richtung der Systemachse 5 verstellbar, dass sie zusammen mit dem Untersuchungsobjekt P in die Öffnung 12 der Gantry 4, welche vorliegend ein zylinderförmiges Messfeld definiert, zur Aufnahme von 2D-Röntgenprojektionen von dem Untersuchungsobjekt P, z.B. in einem Spiralscan, eingeführt werden kann. Die rechnerische Verarbeitung der mit dem Computertomographie-Gerät 1 aufgenommenen 2D-Röntgenprojektionen bzw. die Rekonstruktion von Schichtbildern, 3D-Bildern oder eines 3D-Datensatzes basierend auf den 2D-Röntgenprojektionen erfolgt mit einem Bildrechner 13 des Computertomographie-Geräts 1, welche Schichtbilder oder 3D-Bilder auf einer Anzeigevorrichtung 14 darstellbar sind. Die Rekonstruktion durch den Bildrechner 13 kann z.B. unter Verwendung des Rekonstruktionsalgorithmus der Weighted Filtered Back Projection erfolgen. Die Röntgenstrahlenquelle 6 weist einen Filter 17 auf.
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2 zeigt exemplarisch die Anordnung des Filters 17 innerhalb des Blendenkastens 15 der Röntgenstrahlenquelle 6 gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung. Röntgenstrahlung 8 wird mittels einer Röntgenröhre 16 erzeugt, von deren Fokus F Röntgenstrahlung 8 annähernd konusförmig ausgeht und in Richtung des Röntgendetektors 7 ausgesandt wird. Zur Einblendung auf den Röntgendetektor 7 und/oder das Untersuchungsobjekt P bzw. zu untersuchende Körperregionen weist die Röntgenstrahlenquelle 6 eine Blende 19 auf. Im Strahlengang direkt hinter der Röntgenröhre 16 ist der Filter 17 zur spektralen Filterung der Röntgenstrahlung 8 angeordnet. In diesem Ausführungsbeispiel weist der Filter eine rechteckige oder quadratische Grundform und eine konstante Dicke D auf. Er kann z.B. anstelle eines Zinn-Filters in den dafür vorgesehenen Halterungen montiert werden, da ein Zinn-Filter zur Reduzierung der Strahlungsintensität entfallen kann. Sowohl die Dicke D als auch die Form des Filters sowie das verwendete Material können je nach Anwendungsfall und Computertomographie-Gerät 1, in dem der Filter zum Einsatz kommen soll, variieren. In 2 ist der Filter z.B. fest montiert und kann nur durch geschultes Service-Personal entfernt oder ausgetauscht werden.
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3 zeigt einen alternativen Filter 17 gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel der Erfindung. Der hier gezeigte Filter 17 ist stufenförmig ausgebildet und entlang eines Verfahrweges W innerhalb des Blendenkastens 16 bewegbar bzw. verschiebbar. Dazu kann eine entsprechende Aktuatorik und/oder ein Antriebsmotor (beides nicht dargestellt) vorgesehen sein. Dadurch sind auf einfache Art und Weise verschiedene Dicken D1, D2, D3, D4 des Filters einstellbar, bspw. dann, wenn das für eine Röntgenuntersuchung eingestellte Energiespektrum verändert wird und/oder eine andere Intensitätsabschwächung gewünscht ist (bspw. Wechsel von Normal-Dosisbereich auf Ultra-Niedrig-Dosisbereich u.u.).
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Die 4A und 4B zeigen dazu weitere Ausgestaltungen der Form des Filters 17, die ebenfalls entlang des Verfahrweges W bewegt werden können (veranschaulicht durch die Pfeile) und sich deshalb gleichermaßen zur flexiblen Einstellung der Dicke D der Filtermaterialschicht eignen, die die Röntgenstrahlung 8 auf ihrem Weg zum Untersuchungsobjekt P bzw. Röntgendetektor 7 passieren muss. Der in 4A dargestellte Filter 17 umfasst zwei Filterelemente, die jeweils eine stufenartige Grundform aufweisen, wobei jede Stufe einer bestimmten Dicke D1, D2, D3, D4 bzw. D5, D6, D7, D8 entspricht, wobei die einzelnen Dicken für eine flexible Einstellbarkeit beliebige und insbesondere voneinander abweichende Werte annehmen können. Beide Filterelemente sind entlang des Verfahrweges W bewegbar. Durch individuelle Überlagerung der Filterelementstufen kann die von der Röntgenstrahlung zu passierende Schichtdicke des Filtermaterials eingestellt werden. Der in 4B dargestellte Filter 17 umfasst mehrere Filterplatten 18 gleicher oder verschiedener Höhe. Jede der Filterplatten 18 ist einzeln und individuell entlang des Verfahrweges W verschiebbar. Gemeinsam bilden sie den Filter 17. Durch eine beliebige Kombination der Platten 18 im Strahlengang können beliebige Werte der für die Röntgenstrahlung 8 zu passierenden Schichtdicke D des Filtermaterials eingestellt werden.
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Andere Formen des Filters 17 sind ebenfalls möglich.
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5 stellt die Intensität I eines ungefilterten und an einem Röntgendetektor einfallenden Röntgenspektrums SPEC dar. Es wurde mittels einer Röntgenstrahlenquelle 6 umfassend Röntgenröhre mit einer Wolfram-Anode bei einer Röhrenspannung von 140 kV erzeugt und hat ein Phantom in Form eines Wasseräquivalents mit 30 cm Durchmesser durchlaufen. Demgegenüber ist die Intensität I des entsprechenden, mit einem Filter 17 gefilterten Röntgenspektrums SPEC-F dargestellt. Derartige Röntgenstrahlenquellen 6 sowie eine Röhrenspannung von 140 kV kommen typischerweise in Computertomographie-Systemen zum Einsatz. Andere Anoden-Materialien können ebenfalls, ggf. in Kombination mit einen anderen Filtermaterial, zum Einsatz kommen, z.B. werden in der Mammographie Anoden aus Molybdän oder Rhodium verwendet. Der hier eingesetzte Filter 17 besteht aus dem Material Ytterbium (Z=70). Die Gesamtleistung der Röntgenstrahlung wurde durch den Filter 17 auf 40 Prozent reduziert, dazu wurde der Filter mit einer Dicke D von 0,265 mm verwendet. Das ungefilterte Spektrum zeigt bei ca. 58 keV, der kleinsten Röntgenquantenenergie der charakteristischen Röntgenstrahlung des Anodenmaterials, ein Röntgenstrahlungsmaximum SM1 bzw. ein Linienspektrum entsprechend der K-Alpha-Linie von Ytterbium. Bei ca. 68 keV zeigt es ein weiteres Röntgenstrahlungsmaximum SM2 bei einer nächsthöheren Röntgenquantenenergie entsprechend der K-Beta-Linie von Ytterbium.
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Es versteht sich, dass andere Anoden-Materialien andere Energiespektren aufweisen. Ebenfalls gegenüber gestellt ist der Verlauf LAC des linearen Schwächungskoeffizienten µ von Ytterbium. Dieser zeigt bei ca. 60 keV und damit knapp unterhalb des Schwerpunktes des Röntgenspektrums einen sprunghaften Anstieg, um danach exponentiell wieder abzufallen. Erfindungsgemäß liegt der sprunghafte Anstieg direkt oberhalb der K-Alpha-Linie des Anodenmaterials. Direkt unterhalb des sprunghaften Anstiegs bei 60 keV verläuft der Schwächungskoeffizient LAC nur knapp über Null.
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Mit anderen Worten, während das Röntgenspektrum um die K-Beta-Linie herum umfassend die K-Beta-Linie durch das Filtermaterial fast vollständig absorbiert wird, erfährt die K-Alpha-Linie nur eine geringfügige Abschwächung. Dies lässt sich anhand des gefilterten Röntgenspektrums SPEC-F ablesen, in welchem die K-Beta-Linie nur noch stark unterdrückt erscheint, wohingegen die K-Alpha-Linie durch den Filter 17 nur eine Abschwächung um ca. ein Drittel erfahren hat. Insbesondere durch unerwünschte Effekte wie Charge Sharing, K-Escape und damit einher gehender Fluoreszenz-Verschiebungen verursacht der Bereich um den Schwerpunkt des Energiespektrums herum und vorliegend insbesondere die dicht benachbarten K-Linien bei der spektralen Bildgebung in den verschiedenen Energiebins Signalanteile. Diese Überschneidung der Informationen in den einzelnen Energiebins kann minimiert und dadurch das spektrale Auflösungsvermögen des Röntgendetektors erhöht werden, indem der zentrale Bereich des Röntgenspektrums oder hier der Bereich um die K-Beta-Linie wie beschrieben gefiltert wird. Mit anderen Worten verbessert der zusätzliche Einsatz des Filters 17 die spektrale Trennung.
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6 zeigt ein am Röntgendetektor 7 erfasstes ungefiltertes Röntgenspektrum SPEC-GES einer Wolfram-Anode bei einer Röhrenspannung von 140 kV und stellt diese mit dem in zwei Energiebins erfassten Detektorsignalen, ebenfalls in Form von Röntgenspektren SPEC-LOW und SPEC-HIGH gegenüber, wobei für SPEC-LOW ein Schwellwert von 22,5 keV und für SPEC-HIGH ein Schwellwert von 67,5 keV am Röntgendetektor 7 eingestellt wurde. Erkennbar ist ein deutlicher Überlapp der beiden detektierten Spektren, der sich von Quantenenergien von knapp 70 keV bis zu 140 keV erstreckt. Dieser Überlapp wird vorrangig durch die oben genannten Effekte verursacht und beeinträchtigt die Aussagekraft der einzelnen Energiekanäle. Diese eignen sich dadurch nur bedingt für eine weiterführende Auswertung, z.B. eine Materialzerlegung.
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In 7 ist das wie in 6 erzeugte und mittels Ytterbium-Filter gefilterte Röntgenspektrum SPEC-GES-F mit den Röntgenspektren zweier Energiebins SPEC-LOW-F und SPEC-HIGH-F gegenübergestellt. Die Dicke des Filtermaterials liegt hier bei D=0,265 mm. Die hier eingestellten Schwellwerte für die Energiebins liegen bei 27,5 keV und 62,5 keV. Deutlich erkennbar ist, dass der durch den Überlapp verursachte und in beiden energetisch getrennt detektierten Spektren enthaltene Signalanteil durch die Filterung deutlich reduziert ist.
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Da sich mit der Dicke D des Filtermaterials das eingestrahlte Spektrum ändert, ist die Einstellung der Energieschwellen eine Optimierungsaufgabe, die sich z.B. empirisch lösen lässt.
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8 zeigt abschließend einen Anwendungsfall im Ultra-Niedrig-Dosisbereich. Ebenfalls ist das wie in 6 erzeugte und mittels Ytterbium-Filter gefilterte Röntgenspektrum SPEC-GES-F mit den Röntgenspektren zweier Energiebins SPEC-LOW-F und SPEC-HIGH-F gegenübergestellt. Die Dicke des Filtermaterials liegt hier bei D=1,17 mm. Die hier eingestellten Schwellwerte für die Energiebins liegen bei 32,5 keV und 62,5 keV. Durch die Verwendung eines dickeren Filters 17 kann der durch den Überlapp verursachte und in beiden energetisch getrennt detektierten Spektren enthaltene Signalanteil weiter reduziert und die spektrale Trennung noch verbessert werden.
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Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert wurde, ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen. Insbesondere können Merkmale der beschriebenen Ausführungsbeispiele, wo technisch möglich und sinnvoll, untereinander ausgetauscht werden.
