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Die Erfindung betrifft ein Röntgensystem zur Akquisition von Projektionsdaten und ein Verfahren zur Bildrekonstruktion.
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Bei der Projektion von Röntgenstrahlung durch ein Untersuchungsobjekt kommt es in Abhängigkeit von dem verwendeten Spektrum und von den zu durchdringenden Substanzen zu unterschiedlichen Absorptions- bzw. Streuverhalten, wobei der Anteil der niedrigen Energien im Spektrum im Verhältnis zu den hohen Energien schneller absorbiert wird (Strahlaufhärtung). Im Hinblick auf den Kontrast oder das Rauschen der zu rekonstruierenden Bilder kann es somit vorteilhaft sein, das verwendete Spektrum an die geplante Projektion durch das Untersuchungsobjekt anzupassen. Dafür kommen grundsätzlich zwei Herangehensweisen in Frage: Einerseits kann das ausgestrahlte Spektrum über die Quelle reguliert werden, andererseits kann der Detektor, beispielsweise durch Filter, so ausgebildet und gegebenenfalls regulierbar sein, dass er nur definierte Bereiche eines relativ breiten eingehenden Spektrums erfasst. Für die spektrale Trennung ist dabei die spektrale Empfindlichkeitsverteilung ein Indikator, die durch das Produkt aus dem Spektrum und der Empfindlichkeit des Detektors gegeben ist.
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Aus der Praxis sind mehrere Ansätze bekannt, wie das Spektrum quellenseitig modifiziert werden kann. Diese sogenannten Multi-Energy-Techniken gliedern sich in die im Folgenden kurz beschriebenen Varianten auf. Beim sogenannten „kV-Switching“ wird die Röhrenspannung, auch Beschleunigungsspannung genannt, in kurzen Zeitintervallen über ein oder mehrere Auslesezyklen hinweg variiert, sodass die Elektronen unterschiedliche Energien aufnehmen, die schließlich als Bremsstrahlung in unterschiedlichen Röntgenspektren resultieren. Bei der „Doppelspirale“ handelt es sich um zwei Scans des gleichen Objektbereichs, die mit verschiedenen Röntgenspektren ausgeführt werden. Eine weitere Variante stellt der „Split-Filter“ dar, dessen Vorfilter aus zwei unterschiedlichen Materialien besteht, die für unterschiedliche Röntgenspektren durchlässig sind. Die Röntgenstrahlung wird dann jeweils nur in den Detektorelementen detektiert, die dem entsprechenden Vorfilter zugeordnet sind. Des Weiteren ist die sogenannte „Dual-Source“-Technik aus der Praxis bekannt, bei der zwei Röhren-Detektor-Systeme die Röntgenstrahlung simultan mit unterschiedlichen Röntgenspektren erzeugen und diese voneinander getrennt messen.
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Zur Erfassung der Projektionsdaten wurden bisher meist Detektoren eingesetzt, die zur Akquisition von Messdaten über den gesamten Energiebereich, das sogenannte Gesamtspektrum, der Röntgenstrahlung integrieren. Diese können, um eine gewisse Energieauflösung zu erzielen, auch in zwei Lagen als „Dual-Layer-Detektor“ angeordnet sein, wobei in der ersten Lage vornehmlich die niederenergetischen und die zweite Lage die verbleibenden höherenergetischen Röntgenquanten erfasst werden.
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Im Gegensatz dazu messen photonenzählende Detektoren das Eingangsspektrum spektral aufgelöst. Dabei werden je nach Anzahl der implementierten Schwellen mehrere spektral unterschiedliche Datensätze erzeugt. Die spektrale Trennung der einzelnen Datensätze kann dabei aber aufgrund des nur einen Eingangsspektrums weniger gut sein als bei den vorher beschriebenen Multi-Energy-Ansätzen. In der Druckschrift
DE 102007027460 A1 wird ein der Einsatz eines solchen photonenzählenden Detektors in einem bildgebendem System beschrieben.
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Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Röntgensystem und ein Verfahren zur Bildrekonstruktion mit verbesserter spektraler Trennung anzugeben.
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Diese Aufgabe wird durch ein Röntgensystem gemäß Patentanspruch 1 und einen Verfahren zur Bildrekonstruktion gemäß Patentanspruch 9 gelöst.
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Das eingangs genannte Röntgensystem umfasst zur Akquisition von Projektionsdaten eines Untersuchungsobjekts eine Röntgenstrahleranordnung mit einer Anzahl von Röntgenstrahlungsquellen und eine Anzahl von photonenzählenden Detektoren mit mindestens zwei Detektionsschwellen. Dabei ist die Anzahl von Röntgenstrahlungsquellen so ausgebildet, dass sie Röntgenstrahlung mit zumindest zwei Röntgenstrahlungsspektren erzeugt. Ferner ist die Anzahl der photonenzählenden Detektoren so angeordnet und ausgebildet, dass sie zumindest die durch das Untersuchungsobjekt dringende Röntgenstrahlung energieaufgelöst als Projektionsdaten detektiert.
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Unter dem Begriff „Röntgensystem“ wird bevorzugt ein Computertomographie-System verstanden, er kann jedoch auch ein einfaches Röntgengerät oder ein Angiographiegerät umfassen. Im Folgenden wird sich deshalb ohne Beschränkung der Allgemeinheit auch auf ein Computertomographie-System bezogen. Das zu untersuchende Objekt kann ein Gegenstand oder auch ein Tier sein, bevorzugt handelt es sich dabei jedoch um einen menschlichen Patienten.
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Die Röntgenstrahleranordnung des Röntgensystems umfasst bevorzugt eine oder zwei Röntgenstrahlungsquellen. Die Röntgenstrahlungsquelle wiederum umfasst eine Röntgenröhre und stellt somit die strahlenerzeugende Einheit dar. Von dieser Einheit können auch weitere Elemente wie beispielsweise Blenden, Filter, Shutter oder dergleichen umfasst sein. Der Begriff Röntgenstrahlungsspektrum – kurz Spektrum – entspricht einer emittierten Strahlung mit einer Verteilung von unterschiedlichen Energien bzw. Wellenlängen, die in einer Röntgenstrahlungsquelle als Bremsstrahlung generiert wird. Dabei wird das Spektrum häufig durch die in der Röntgenröhre anliegende Spannung, beispielsweise 140 kV oder dergleichen, charakterisiert. Dass die Röntgenstrahleranordnung mit der Anzahl der Röntgenstrahlungsquellen zur Erzeugung von Röntgenstrahlung mit zumindest zwei Spektren ausgebildet ist, bedeutet, dass entweder eine einzelne Röntgenstrahlungsquelle zumindest zwei, bevorzugt unterschiedliche, Spektren erzeugen kann oder mehrere Röntgenstrahlungsquellen die bevorzugt unterschiedlichen Spektren erzeugen. Es kann also auch bei mehreren Röntgenstrahlungsquellen jede einzelne Quelle zur Erzeugung unterschiedlicher Spektren ausgebildet sein.
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Neben den Röntgenstrahlungsquellen umfasst das Röntgensystem bevorzugt einen oder zwei photonenzählende Detektoren. Diese umfassen wiederum bevorzugt ein Sensorfeld von Halbleitersensoren z. B. aus Silicium (Si), Cadmiumtellurid (CdTe) oder Cadmiumzinktellurid (CZT), die die einfallenden Photonen direkt in ein elektrisches Signal umwandeln. Die Photonen werden vorzugsweise über das Sensorfeld lokal detektiert, also örtlich aufgelöst, und gleichzeitig in Abhängigkeit von ihrer Energie in sognannte Bins sortiert. Die Halbleitersensoren können also die Lichtquanten für zumindest zwei unterschiedliche Energiebereiche getrennt erfassen. Für diese Sortierung können je nach Bedarf Energieschwellen festgelegt und elektronisch über eine Steuereinrichtung eingestellt werden. Dadurch können die einzelnen Detektoren an die Erfordernisse der Untersuchung angepasst werden. Die elektrischen Signale, deren Gesamtheit die Projektionsdaten repräsentieren, werden dann an eine Auswerteeinheit weitergeleitet. Diese kann von der Steuereinheit umfasst und beispielsweise in einer Rechnereinheit implementiert sein.
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Von der Anzahl an Detektoren werden Projektionsdaten vom Untersuchungsobjekt akquiriert. Diese geben also örtlich aufgelöst die Intensität und die Energieverteilung der Röntgenstrahlung an, die als definiertes Spektrum von der Anzahl von Röntgenstrahlungsquellen in Haupteinstrahlrichtung durch das Untersuchungsobjekt auf den Detektor projiziert werden. Dabei kann die Röntgenstrahlung abhängig von Dicke und Material des Untersuchungsobjekts lokal unterschiedlich von diesem absorbiert und/oder gestreut werden. Dadurch beinhalten die Projektionsdaten in der logischen Umkehr lokale Informationen über das Untersuchungsobjekt. Die Energieverteilung der hinter dem Untersuchungsobjekt am Detektor ankommenden Röntgenstrahlung, also die Energieverteilung der Projektion, wird dabei über die Detektionsschwellen der orts- und energieauflösenden Detektoren gemessen. Somit können die als Rohdaten zu verstehenden Projektionsdaten eine Grundlage für eine Erzeugung von Bilddaten des Untersuchungsobjekts bilden. Dabei können die Projektionsdaten bevorzugt dem jeweiligen von der Röntgenstrahlungsquelle ausgesandten Spektrum zugeordnet werden. Die Projektionsdaten umfassen somit Informationen über das verwendete quellenseitige Spektrum, Ortsinformation, Information über die Haupteinstrahlrichtung und über die im Detektor deponierte Energie der einzelnen Photonen.
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Im Gegensatz zum Stand der Technik kombiniert das erfindungsgemäße Röntgensystem also die bekannten Multi-Energy-Techniken mit einem photonenzählenden Detektor und nicht mit energieintegrierenden Detektoren. Dadurch kann eine bessere spektrale Trennung, d. h. eine feinere Segmentierung des für die Bildgebung erfassten Röntgenspektrums, erreicht werden, da das Spektrum sowohl quellenseitig bei der Emission als auch detektorseitig bei der Erfassung bereichsweise unterteilt wird. Dies wirkt sich letztendlich in einer verbesserten Bildgebung aus.
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Das eingangs genannte Verfahren zur Bildrekonstruktion mittels eines Röntgensystems umfasst folgende Schritte. In einem ersten Schritt wird Röntgenstrahlung mit zumindest zwei Röntgenstrahlungsspektren mittelseiner Röntgenstrahleranordnung mit einer Anzahl von Röntgenstrahlungsquellen erzeugt. In einem zweiten Schritt wird zumindest die durch das Untersuchungsobjekt dringende Röntgenstrahlung als Projektionsdaten mittels einer Anzahl von photonenzählenden Detektoren energieaufgelöst detektiert. In einem dritten Schritt erfolgt eine Rekonstruktion eines Bildes auf Basis der Projektionsdaten des Untersuchungsobjekts.
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Zur Durchführung des Verfahrens wird bevorzugt ein erfindungsgemäßes Röntgensystem verwendet. Über eine Steuereinrichtung kann das Röntgensystem, beispielsweise anhand eines festgelegten Untersuchungsprotokolls, automatisch gesteuert und/oder über eine Eingabeschnittstelle können von einem Bediener Einstellungen der einzelnen für die Untersuchung erforderlichen Parameter vorgenommen werden. Insbesondere können dabei die verwendeten Röntgenspektren sowie die Detektionsschwellen festgelegt werden. Nach der Akquisition können die Projektionsdaten direkt zu einer Auswerteeinheit und/oder in einem Zwischenspeicher, in dem die Projektionsdaten als Rohdaten gespeichert werden, übermittelt werden. Der Schritt der Bildrekonstruktion kann je nach Bedarf also sofort oder zu einem späteren Zeitpunkt erfolgen. Im Zuge der Rekonstruktion wird auf Basis der Projektionsdaten des Untersuchungsobjekts in Anwendung entsprechend für eine feinere spektrale Trennung modifizierter bekannter Bilderzeugungsverfahren ein Bild des Untersuchungsobjekts generiert. Dies kann ein Abbild des Untersuchungsobjekts, z. B. in Form von Schnittbildern, 3D-Bildern oder sogar 4D-Bilddaten (mit einer zeitlichen Komponente) sein. Das Bild kann dabei in Graustufen oder auch nach einer Material- bzw. Gewebezusammensetzung farbig hervorgehoben dargestellt werden, wobei die Zusammensetzung auf Basis den Projektionsdaten bestimmt wird. Dies ist besonders vorteilhaft für die Erkennung von Kalzifikationen von Blutgefäßen, kontrastierten Objekten und/oder Tumoren.
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Eine weitgehend softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass auch schon bisher verwendete Steuereinrichtungen auf einfache Weise durch ein Software-Update nachgerüstet werden können, um auf die erfindungsgemäße Weise zu arbeiten. Insofern wird die Aufgabe auch durch ein entsprechendes Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm gelöst, welches direkt in eine Speichereinrichtung einer Steuereinrichtung eines Röntgensystems ladbar ist, mit Programmabschnitten, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung ausgeführt wird. Ein solches Computerprogrammprodukt kann neben dem Computerprogramm gegebenenfalls zusätzliche Bestandteile wie z. B. eine Dokumentation und/oder zusätzliche Komponenten auch Hardware-Komponenten, wie z.B. Hardware-Schlüssel (Dongles etc.) zur Nutzung der Software, umfassen.
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Zum Transport zur Steuereinrichtung und/oder zur Speicherung an oder in der Steuereinrichtung kann ein computerlesbares Medium, beispielsweise ein Memorystick, eine Festplatte oder ein sonstiger transportabler oder fest eingebauter Datenträger dienen, auf welchem die von einer Rechnereinheit der Steuereinrichtung einlesbaren und ausführbaren Programmabschnitte des Computerprogramms gespeichert sind. Die Rechnereinheit kann z.B. hierzu einen oder mehrere zusammenarbeitende Mikroprozessoren oder dergleichen aufweisen.
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Weitere, besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen sowie der nachfolgenden Beschreibung, wobei die unabhängigen Ansprüche einer Anspruchskategorie auch analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein können und insbesondere auch einzelne Merkmale verschiedener Ausführungsbeispiele bzw. Varianten zu neuen Ausführungsbeispielen bzw. Varianten kombiniert werden können.
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Bei einer Variante des erfindungsgemäßen Röntgensystems ist eine Röntgenstrahlungsquelle zur Erzeugung der Röntgenstrahlung mit zumindest zwei Röntgenstrahlungsspektren so ausgebildet, dass sie gesteuert von einer Steuereinrichtung zwischen verschiedenen Beschleunigungsspannungen (Röntgenspannungen) schaltet. Dabei wird die Röntgenstrahlung von den photonenzählenden Detektoren synchron zum Wechsel der Beschleunigungsspannungen detektiert. Bei dieser Variante, dem sogenannten kV-Switching, kann also allein über die Regelung der Röhrenspannung das Spektrum der emittierten Röntgenstrahlung bereits bei ihrer Erzeugung modifiziert werden. Bevorzugt alterniert die Röhrenspannung mit hoher Frequenz, z. B. 1000 Hz, zwischen zwei festgelegten Werten, z. B. 80 kV und 140 kV. Für die Synchronisierung der Detektion und zum Abgleich mit den ursprünglich emittierten Spektren können hier vorteilhafterweise die Daten verwendet werden, die von Bereichen aufgenommen werden, in denen die Röntgenstrahlung nicht durch das Untersuchungsobjekt verläuft. Diese Daten geben nämlich im Wesentlichen, d. h. abgesehen vom Einfluss der Umgebungsluft, exakt das von der Röntgenstrahlungsquelle emittierte Spektrum wieder.
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Bei einer weiteren Variante des erfindungsgemäßen Röntgensystems umfasst zumindest eine der Röntgenstrahlungsquellen zur Erzeugung der Röntgenstrahlung mit zumindest zwei Röntgenstrahlungsspektren zumindest einen Vorfilter. Der Vorfilter kann beispielsweise als Platte aus Leicht- oder Schwermetall ausgebildet sein, um die weichen und mittelweichen Strahlen zu absorbieren. Ein Vorfilter dieser Form härtet also im Wesentlichen den Strahl auf, da durch ihn vornehmlich die Röntgenstrahlung mit weniger durchdringenden, größeren Wellenlängen herausgefiltert wird. Bereits durch einen Vorfilter ist es somit möglich, zwei unterschiedliche Röntgenspektren zu erzeugen, nämlich das tatsächlich von der Röntgenröhre generierte und das durch den Vorfilter modifizierte Spektrum. Zwei mögliche Anwendungen dieses Effekts sind in den folgenden Untervarianten beschrieben.
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Bei der ersten und bevorzugten Untervariante des erfindungsgemäßen Röntgensystems verteilt der zumindest eine Vorfilter Bereiche eines Röntgenstrahlungsspektrums räumlich auf definierte Winkelbereiche der photonenzählenden Detektoren. Der Vorfilter weist dafür Filterbereiche aus unterschiedlichen Materialien auf, die durchlässig für unterschiedliche Spektren sind. Die durch diesen sogenannten „Split Filter“ emittierte Strahlung wird dementsprechend über die Filterbereiche unter gewissen Winkelbereichen abgegeben, sodass sie schließlich auch auf dedizierte Bereiche des Sensorfeldes des Detektors trifft, die dem jeweiligen Spektrum durch ihre Anordnung zugeordnet sind. Wird nun beispielsweise eine Anordnung aus Röntgenstrahlungsquelle und Detektor auf einer Kreisbahn um das Untersuchungsobjekt rotiert und liegen alle Filterbereiche auf der Kreisbahn, so werden vollständige Projektionsdaten des Untersuchungsobjekts für alle durch den Vorfilter erzeugte Spektren erfasst. Bei orthogonal zur Kreisbahn, also in Richtung der Rotationsachse, angeordneten Filterbereichen können die Projektionsdaten beispielsweise in unterschiedlichen Umläufen erfasst werden, wenn der jeweilige Bereich des Untersuchungsobjekts unter axialer Verschiebung bei einem Spiralscan den Filterbereichen entsprechend mehrfach überstrichen wird. Besonders bevorzugt umfasst der Vorfilter zwei Filterbereiche.
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Bei der zweiten Untervariante des erfindungsgemäßen Röntgensystems modifiziert der zumindest eine Vorfilter das Röntgenstrahlungsspektrum zeitlich, welches von den photonenzählenden Detektoren synchronisiert detektiert wird. Ähnlich wie bei dem vorher beschriebenen kV-Switching wird das Spektrum hier zeitlich variiert. Dies kann beispielsweise durch periodisches, schnelles Einbringen und Entfernen des Vorfilters in den bzw. aus dem Strahlengang erreicht werden. Alternativ kann auch zwischen unterschiedlichen Vorfiltern gewechselt werden. Analog zum kV-Switching kann auch die Synchronisierung erfolgen.
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Grundsätzlich sind auch die beiden oben beschriebenen Untervarianten miteinander kombinierbar. Es können also grundsätzlich beispielsweise durch in Reihe angeordnete geeignete Vorfilter zugleich örtlich separierte und zeitliche modifizierte Spektren erzeugt werden, um eine noch feinere energetische Segmentierung der Spektren zu erzielen.
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Eine weitere Variante des erfindungsgemäßen Röntgensystems umfasst eine Steuereinrichtung, die so ausgebildet ist, dass sie eine Röntgenstrahlungsquelle und die Anzahl von photonenzählenden Detektoren so steuert, dass in mindestens zwei Scans Projektionsdaten mit unterschiedlichen Röntgenstrahlungsspektren akquiriert werden. Dabei werden die unterschiedlichen Röntgenstrahlungsspektren durch unterschiedliche Beschleunigungsspannungen der Röntgenstrahlungsquelle erzeugt. Bei dieser „Doppelspirale“ genannten Variante wird das Röntgenspektrum einer Röntgenröhre also ähnlich wie beim kV-Switching über die Röhrenspannung variiert. Anders als beim kV-Switching wird die Spannung allerdings nicht mit hoher Frequenz gewechselt, sondern bleibt für einen Scanvorgang konstant z. B. 80 kV, und wird für den zumindest einen sequenziellen Scan auf einen anderen konstanten Wert, z. B. 140 kV, geregelt.
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Bei einer weiteren Variante des erfindungsgemäßen Röntgensystems weist die Röntgenstrahleranordnung mindestens zwei Röntgenstrahlungsquellen auf, die so ausgebildet sind, dass sie unterschiedliche Röntgenstrahlungsspektren erzeugen. Die unterschiedlichen Spektren der mindestens zwei Röntgenstrahlungsquellen können dabei durch unterschiedliche Beschleunigungsspannungen und/oder unterschiedliche Filter erzeugt werden. Es kann zwar für die mindestens zwei Röntgenstrahlungsquellen lediglich ein großer Detektor mit Detektionsbereichen ausgebildet sein, die den einzelnen Röntgenstrahlungsquellen zugeordnet sind. Bevorzugt wird jedoch jeder Röntgenstrahlungsquelle ein eigener Detektor zugeordnet. Besonders bevorzugt weist das Röntgensystem genau zwei, vorzugsweise in etwa orthogonal zueinander angeordnete, Röntgenstrahlungsquellen mit einem jeweils zugeordneten Detektor auf. Dieser Variante erlaubt es vorteilhafterweise vollständig separierte Röntgenspektren zu erzeugen und diese auch mit separaten Detektoren zu erfassen. In Kombination mit den photonenzählenden Detektoren wird dadurch eine besonders gute spektrale Trennung erreicht.
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Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Röntgensystems weist zumindest einer der photonenzählenden Detektoren mindestens vier, vorzugsweise mindestens sechs, Detektionsschwellen auf. Durch eine höhere Anzahl an Detektionsschwellen kann das Röntgenspektrum weiter segmentiert werden, was die spektrale Trennung zusätzlich verbessert.
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Bei einer bevorzugten Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Bildrekonstruktion sind die Projektionsdaten dem jeweiligen Röntgenspektrum zugeordnet. Das heißt, dass auf Basis der der Energiewerte an sich und/oder der räumlichen Trennung und/oder zeitlichen Synchronisierung das von der Röntgenstrahlungsquelle emittierte Spektrum mit den vom Detektor erfassten Werten in den Projektionsdaten verknüpft werden kann. Es lässt sich somit anhand der Projektionsdaten nachvollziehen, mit welchem emittierten Spektrum die erfassten Energie bzw. Intensitätswerte erzeugt wurden.
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Bei der erfindungsgemäßen Rekonstruktion des Bildes werden die den Röntgenspektren zugeordneten Projektionsdaten bevorzugt zu einem optimierten Bild kombiniert. Die Optimierung des Bildes kann anhand von unterschiedlichen Kriterien erfolgen. Beispielsweise können bestimmte Bereiche aus den Projektionsdaten des Untersuchungsobjekts ausgewählt werden, in denen sich z. B. Blutgefäße, Knochen oder Organe befinden, die unter der Verwendung von Projektionsdaten aus einem bestimmten Spektralbereich optimal dargestellt werden. Die Optimierung kann aber auch im Hinblick auf Parameter wie Kontrast, Rauschen oder dergleichen erfolgen.
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Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Dabei sind in den verschiedenen Figuren gleiche Komponenten mit identischen Bezugsziffern versehen. Die Figuren sind in der Regel nicht maßstäblich. Es zeigen:
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1 eine grob schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Röntgensystems mit kV-Switching,
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2 eine grob schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Röntgensystems mit Split-Filter,
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3 eine grob schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Röntgensystems mit Dual-Source und
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4 ein Blockdiagramm eines Ablaufs eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Verfahrens.
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In 1 ist beispielhaft und grob schematisch ein erfindungsgemäßes Röntgensystem 1 als Computertomographie-System 1 in einer Variante mit kV-Switching dargestellt. Da ein Computertomographie-System die bevorzugte Ausführungsform des erfindungsgemäßen Röntgensystems darstellt, beziehen sich die folgenden Erläuterungen, ohne Beschränkung der Allgemeinheit auf ein Computertomographie-System 1. Das Computertomographie-System 1 umfasst hier eine Röntgenstrahleranordnung mit einer Röntgenstrahlungsquelle 3, einen Detektor 4 und eine Steuereinrichtung 5. Die Röntgenstrahlungsquelle 3 und der Detektor 4 sind mit der Steuereinrichtung 5 verbunden. Die Röntgenstrahlungsquelle 3 und der Detektor 4 sind beweglich und zueinander diametral auf einer Kreisbahn 6 angeordnet. Sie stehen also zueinander in einem festen Positionsverhältnis, in dem der Detektor die von der Röntgenstrahlungsquelle 3 emittierte Strahlung erfasst, und bilden somit eine erste Quelle-Detektor-Anordnung. Im Zentrum der Kreisbahn 6 befindet sich ein Patient 2 als Untersuchungsobjekt. Die Röntgenstrahlungsquelle 3 umfasst eine Röntgenröhre 7 und eine Blende 8. Die Blende ist leicht beabstandet von der Röntgenröhre 7 auf einer zu dem Patienten 2 weisenden Seite der Röntgenröhre 7 angeordnet. Über sie kann ein Austrittswinkel von Röntgenstrahlung 10, die im Betrieb von der Röntgenröhre 7 emittiert wird, eingestellt werden.
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Im Betrieb werden zur Akquisition von Projektionsdaten die Röntgenstrahlungsquelle 3 und der Detektor 4 auf der Kreisbahn 6 um den Patienten 2 herum rotiert. Dabei wird die Beschleunigungsspannung der Röntgenstrahlungsquelle 3 variiert, indem sie beispielsweise geregelt von der Steuerungseinrichtung 5 zwischen Werten von 80 kV und 140 kV mit einer Frequenz von beispielsweise 1000 Hz stufenförmig alterniert. Die Beschleunigungsspannung alterniert also schnell verglichen mit der Rotationsbewegung von dem Detektor 4 und der Röntgenstrahlungsquelle 3, die auf der Kreisbahn mit einer Frequenz von typischerweise höchstens etwa 4 Hz erfolgt. Durch die alternierende Beschleunigungsspannung werden in der Röntgenröhre 7 unterschiedliche Röntgenspektren erzeugt. Diese dringen als Röntgenstrahlung 10 unter dem über die Blende 8 definierten Austrittswinkel durch den Patienten. Folgend treffen sie auf den energieauflösenden Detektor 4. Dieser nimmt also Messwerte von Röntgenprojektionen des Patienten auf, die mittels unterschiedlicher Röntgenspektren erzeugt werden. Es werden also Projektionsdaten aus unterschiedlichen Winkelpositionen relativ zum Patienten akquiriert, die zeitlich dem von der Röntgenröhre emittierten Spektrum zugeordnet werden können. Die erfassten Projektionsdaten können dann an eine beispielsweise in der Steuerungseinrichtung 5 befindliche Auswerteeinheit übermittelt und dort zu einem Bild B des Patienten 2 rekonstruiert werden. Um Projektionsdaten von weiteren Bereichen des Patienten 2 zu akquirieren, kann der Patient 2 relativ zum Computertomographie-System 1, beispielsweise mittels eines positionierbaren Patiententisches (hier nicht dargestellt), senkrecht zur Ebene der Kreisbahn 6 verschoben werden. Beim sogenannten Spiral-CT erfolgt die Akquisition kontinuierlich bei ebenfalls kontinuierlichem Tischvorschub.
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2 zeigt beispielhaft und grob schematisch ein erfindungsgemäßes Computertomographie-System 1 in der Variante mit Split-Filter. Zusätzlich zu dem in 1 dargestellten Röntgensystem 1 ist hier zwischen Röntgenröhre 7 und Blende 8 ein Vorfilter 9 eingebracht. Dieser weist zwei Materialien mit unterschiedlichen Eigenschaften hinsichtlich ihrer Röntgenabsorption auf. Die von der Röntgenröhre 7 erzeugte Röntgenstrahlung wird somit je nach Material unterschiedlich vorgefiltert und tritt in Form von zwei unterschiedlichen Röntgenspektren aus der Röntgenstrahlungsquelle aus. Diese sind entlang einer Trennlinie 11 entsprechend der Grenze zwischen den Materialien des Vorfilters räumlich beispielsweise in ein niederenergetisches und ein hochenergetisches Spektrum separiert. Folgend wird die durch den Patienten 2 auf den Detektor 5 projizierte Röntgenstrahlung 10 der beiden Spektren auch räumlich getrennt in unterschiedlichen Bereichen des Detektors erfasst und kann so dem jeweils emittierten Spektrum zugordnet werden. Alternativ kann der Filter 9 auch um 90° gedreht angeordnet sein, sodass die Trennlinie 11 die unterschiedlichen Spektren quasi in der Bildebene teilt. Bei dieser Alternative werden die Projektionsdaten für beide Spektren für die zu aufzunehmenden Bereiche des Patienten 2 sequenziell mit dem Tischvorschub akquiriert. Im Gegensatz zu 1 muss hier die Beschleunigungsspannung nicht variiert werden, abgesehen davon erfolgt die Akquisition der Projektionsdaten hier im Wesentlichen analog zu der Variante in 1.
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In 3 ist beispielhaft und grob schematisch ein erfindungsgemäßes Computertomographie-System 1 in einer Variante mit Dual-Source dargestellt. Zusätzlich zu dem in 1 dargestellten System weist das Computertomographie-System 1 hier eine zweite Quelle-Detektor-Anordnung mit einer zweiten Röntgenstrahlungsquelle 3‘ und einem zugehörigen zweiten Detektor 4‘ auf. Die Röntgenstrahleranordnung umfasst hier also zwei Röntgenstrahlungsquellen 3, 3‘. Die Röntgenstrahlungsquelle 3‘ und der Detektor 4‘ sind wie bei der ersten Quelle-Detektor-Anordnung diametral zueinander auf der Kreisbahn 6 angeordnet aber orthogonal zur ersten Quelle-Detektor-Anordnung ausgerichtet. Die zweite Quelle-Detektor-Anordnung ist auch auf der Kreisbahn 6 beweglich, sie bleibt jedoch ortsfest relativ zur ersten Quelle-Detektor-Anordnung, da beide Quelle-Detektor-Anordnungen z. B. üblicherweise gemeinsam in einer auf der Kreisbahn 6 rotierenden Gantry angeordnet sind. An den Röntgenröhren der ersten und der zweiten Quelle-Detektor-Anordnung liegen jeweils unterschiedliche Beschleunigungsspannungen an, um unterschiedliche Spektren zu emittieren. Alternativ könnte das Spektrum einer Röntgenstrahlungsquelle auch über einen Vorfilter modifiziert werden. Die Akquisition der Projektionsdaten verläuft auch hier, abgesehen, von den konstanten Beschleunigungsspannungen, im Wesentlichen analog zu 1.
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4 zeigt beispielhaft einen Ablauf eines erfindungsgemäßen Verfahrens REC zur Bildrekonstruktion als Blockdiagramm. In einem ersten Schritt I des Verfahrens wird in einem bevorzugt erfindungsgemäßen Computertomographie-System 1 Röntgenstrahlung S1 mit einem ersten definierten Spektrum und Röntgenstrahlung S2 mit einem zweiten definierten Spektrum erzeugt, wie oben bereits beschrieben wurde. Das heißt, die Strahlung S1 weist eine von der Strahlung S2 abweichende Energieverteilung auf. Diese Strahlung S1, S2 dringt zumindest teilweise durch ein Untersuchungsobjekt 2 und wird als Projektion dieses Untersuchungsobjektes 2 von zumindest einem energieauflösenden Detektor 4 im zweiten Schritt II erfasst. Verfahrensgemäß kann es sich dabei um genau einen Detektor handeln, wobei für die Strahlung S1 die Erfassung räumlich, zeitlich und/oder sogar über die Spektren selbst getrennt von der Erfassung der Strahlung S2 erfolgt. Alternativ kann die Erfassung der Strahlung S1 aber auch über einen ersten Detektor 4 und die Erfassung der Strahlung S2 über einen separaten zweiten Detektor erfolgen. Dementsprechend werden die Projektionsdaten P1 der Röntgenstrahlung S1 mit dem ersten definiertem Spektrum zugeordnet. Analog wird mit den Projektionsdaten P2 verfahren, die dem zweiten definierten Spektrum zugeordnet werden.
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Bei der Erfassung werden die Projektionsdaten P1 und P2 jedoch noch weiter segmentiert, nämlich anhand der Energieverteilung der Projektion in energieaufgelöste Projektionsdaten P11, P12, ..., P1i, P21, P22, ..., P2i. Die Projektionsdaten P11, P12, ..., P1i sind dabei dem ersten Spektrum zugeordnet und die Projektionsdaten P21, P22, ..., P2i sind dem zweiten Spektrum zugeordnet. Die Projektionsdaten P11 sind ferner die Daten des ersten Spektrums aus einem definierten Energiebereich der durch das Untersuchungsobjekt 2 projizierten Röntgenstrahlung, nämlich dem Energiebereich, der in einem ersten Bin des energieselektiven Detektors 4 erfasst wird. Selbiges gilt analog bis hin zu den Projektionsdaten P2i, die im i-ten Bin erfasst werden und dem zweiten Spektrum zugeordnet sind. Die Bins des Detektors 4 erfassen also jeweils Daten eines definierten Energiebereichs der Projektion. Die Grenzen der Energiebereiche der Bins können, beispielsweise per Steuerungsprotokoll oder durch einen Bediener, festgelegt und mithilfe der Steuerungseinrichtung 5 eingestellt werden. Weitere Schritte der Akquisition erfolgen analog zu den in der Computertomographie bereits etablierten Verfahren.
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Somit enthalten die Projektionsdaten Informationen über das erzeugende Spektrum und über die in der Projektion vorhandene Energieverteilung. Aus diesen spektral getrennten Projektionsdaten, lassen sich im dritten Schritt III für die einzelnen Energiebereiche jeweils mit bekannten Rekonstruktionsalgorithmen Bilder erzeugen. Diese können dann je nach den Erfordernissen miteinander gemischt werden um gewisse Materialien bzw. Gewebe nach Wunsch hervorgehoben darzustellen und hinsichtlich Kontrast und/oder Rauschen und/oder Kontrast-Rausch-Verhältnis zu optimieren. Schließlich liefert das erfindungsgemäße Verfahren REC aufgrund der besseren spektralen Trennung eine verbesserte Darstellung des rekonstruierten Bildes B.
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Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den vorhergehend detailliert beschriebenen Vorrichtungen und Verfahren lediglich um Ausführungsbeispiele handelt, welche vom Fachmann in verschiedenster Weise modifiziert werden können, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. Weiterhin schließt die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein“ bzw. „eine“ nicht aus, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Element“ nicht aus, dass die betreffende Komponente aus mehreren zusammenwirkenden Teilkomponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- DE 102007027460 A1 [0005]
