WO2002026133A1 - Röntgen-computertomographieeinrichtung - Google Patents

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WO2002026133A1
WO2002026133A1 PCT/DE2001/003717 DE0103717W WO0226133A1 WO 2002026133 A1 WO2002026133 A1 WO 2002026133A1 DE 0103717 W DE0103717 W DE 0103717W WO 0226133 A1 WO0226133 A1 WO 0226133A1
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WO
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projection
detector
arrangement
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radiation
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Thomas Flohr
Bernd Ohnesorge
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Siemens Aktiengesellschaft
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Definitions

  • the invention relates to an X-ray computed tomography device with multi-spectra beam hardening correction.
  • X-ray computed tomography measures the attenuation p that the X-ray radiation generated by an X-ray source experiences in an irradiated object. It is determined from the X-ray intensity In striking the object and the intensity I, which is registered in a detector arranged in the beam path after the object, according to the following equation:
  • the X-ray attenuation therefore increases linearly with the object thickness.
  • an X-ray tube emits polychromatic X-rays with the energy distribution S (E).
  • the weakening p is then calculated using the following equation:
  • Typical beam hardening-related image defects are bowl artifacts in large homogeneous objects and line or bar artifacts in CT images with a high proportion of bone or contrast agent.
  • Today's correction methods often have the primary aim of eliminating bowl artifacts and extensive beam artifacts in objects with high weakening, such as shoulder and pelvic images.
  • the coefficients a n are obtained, for example, by measuring the attenuation values of homogeneous absorbers (eg plexiglass beams) at N different thicknesses.
  • the so-called two-spectra method for example, is known from the relevant literature for estimating the basic material lengths traversed by an X-ray beam.
  • two measured values are recorded, each with a different spectral energy distribution of the x-ray beam, which is equivalent to a different average energy of the x-ray beam.
  • the water and bone lengths d w and d ⁇ can then be estimated from equations (6) and (7).
  • correction values f E ⁇ and f E2 are taken from tables which were determined beforehand for the mean spectral energies E and E 2 by calculation or empirically.
  • the invention provides an X-ray computer tomography device, comprising
  • radiator-detector arrangement which is assigned to each slice projection of an examination object
  • a plurality of detection channels of the detector distributed over the entire projection area of this slice projection provides projection measurement values, each of which is representative of the attenuation of the X-ray radiation in the respective detection channel caused by the examination object, the emitter-detector arrangement being designed for multi-spectral beam hardening correction in Assigning to each detection channel lying within the projection area of a slice projection to deliver a plurality of at least two projection measurement values with different average energy of the X-rays entering the examination object,
  • an electronic evaluation and reconstruction unit connected to the radiator-detector arrangement, which is designed to determine a beam hardening-corrected projection value for each of the projection measurement values and to reconstruct a tomography image of the examination object using the corrected projection values, and energy influencing means for influencing the middle one Energy of the X-ray radiation entering the examination object.
  • this computer tomography device provides that the energy influencing means comprise a radiation filter arrangement arranged in the beam path in front of the examination object, which has areas of different filter material or / and different thickness profile of the filter material to influence the average energy of the X-ray radiation, and that the radiation detector arrangement is designed for this purpose is to provide, in association with each detection channel lying within the projection range of a slice projection, in each case a plurality of at least two projection measurement values, each with a different filter material and / or a different thickness profile of the filter material of the radiation filter arrangement.
  • the varying material and / or the varying material thickness of the radiation filter arrangement make it possible to use the same radiation filter arrangement to realize different average energies of the X-ray radiation entering the examination object without having to change the radiation filter arrangement.
  • the projection measurement values for the different mean energies can be recorded in close proximity to one another, so that falsifying influences on the projection measurement values due to contrast medium flow and body movements of the patient need not be feared. All projection measurement values can then be recorded in one revolution of the radiator of the radiator-detector arrangement.
  • the radiation filter arrangement be exchangeable on the radiation detector arrangement is mounted to keep the applicability of the computed tomography device open for other correction techniques.
  • the radiation filter arrangement can be held in a simple manner on a diaphragm carrier arranged near the radiator, which carries a diaphragm arrangement for beam shaping of the X-rays emitted by the radiator.
  • the solution according to the invention can be used in such a way that the radiation filter arrangement is assigned to each of the Spring foci each have an area of different filter material and / or different thickness profiles of the filter material and that the radiator-detector arrangement is designed to provide a projection measurement value for each of the spring foci in association with each detection channel lying within the projection range of a slice projection.
  • the evaluation and reconstruction unit can be designed from those in association with one of the
  • the spring focus operation also leaves open the possibility of realizing slice projections of increased scanning density by designing the evaluation and reconstruction unit to convert the tomography image for a number of
  • the evaluation and reconstruction unit being designed to correct the corrections determined in association with one of the detection channels.
  • the solution according to the invention can also be used advantageously in computed tomography devices in which the detector of the steel detector arrangement is designed with a multiplicity of detector elements arranged in at least two rows one above the other, the detector elements one above the other in each column having the same detection channel assigned.
  • the radiation filter arrangement can, in association with at least a partial number of at least two detector elements of each column of detector elements lying within the projection range of a slice projection, each have an area of different filter material and / or different thickness profile of the filter material, the emitter-detector arrangement then being designed for this is assigned to each column of detector elements within the projection area of this slice projection to deliver a projection measurement value for each detector element from this partial number of detector elements.
  • the evaluation and reconstruction unit can be designed to use one of the two in association with each other Columns determined and one of each
  • FIG. 1 schematically shows an exemplary embodiment according to the invention of a CT scanner with spring focus operation
  • Fig. 2 shows schematically an embodiment of a multi-cell CT scanner
  • FIG. 3 schematically shows a variant of a radiation pre-filter for the CT scanners of FIGS. 1 and 2.
  • the CT scanner recognizable in FIG. 1 has an X-ray beam 10 with two identical foci 12, 14, between which the X-ray beam 10 can jump back and forth. From each of the foci 12, 14, the x-ray radiator 10 can radiate x-ray radiation onto the body 16 in one plane radiate the patient to be examined.
  • a detector arrangement 18 detects the radiation passing through the body 16. It has a multiplicity of detector elements 20 arranged next to one another on a circular arc in the direction of the fan angle, each of which covers part of the entire projection area of the slice projection generated by irradiation of the body 16.
  • Each of the detector elements 20 emits an intensity measurement signal, which indicates the intensity of the incident radiation in the respective projection partial area, to an electronic evaluation and reconstruction unit 22.
  • the radiation intensity arriving in each individual projection subarea is thus detected in a separate detection channel. From the incoming intensity measurement signals, the evaluation and reconstruction unit 22 each determines an attenuation measurement value that indicates the radiation attenuation in the respective partial projection area.
  • the radiator 10 can be moved in a circumferential direction 24 around the body 16 and carries out slice projections of the body 16 at a plurality of projection angles. Two slice projections are taken at each projection angle - one using focus 12 and one using focus 14.
  • the two slice projections taken at each projection angle are carried out at different mean energies of the X-rays entering the body 16 to be examined.
  • a radiation pre-filter 26 is arranged in the beam path of the X-rays in front of the body 16, with which average spectral energies for the two foci 12, 14 can be set.
  • the radiation pre-filter 24 has two filter areas 28, 30, which differ in the embodiment shown with the same material thickness in terms of their filter material, but alternatively or additionally, they can also have a different thickness profile.
  • the radiation pre-filter 26 is arranged such that the filter area 28 is effective when the focus 12 is used, while the filter area 30 is effective when the focus 14 is used.
  • the different filter material of the filter areas 28, 30 then causes the desired difference in the mean spectral energies.
  • the radiation pre-filter 26 is expediently bent such that the distance traveled through all the individual rays of the radiation fan emitted by the radiator 10 in the radiation pre-filter 26 is approximately the same, so that an additional calibration of the detection channels can be avoided ,
  • the evaluation and reconstruction unit 22 carries out an estimation of the lengths of the base materials traversed by the X-rays in the body 16.
  • water and bone are considered as basic materials. It is based on the assumption that the base material lengths d w (k) and d ⁇ (k) of water and bone to be estimated for each individual detection channel k for the two projections, which at each projection angle are once with the focus 12 and once with the focus 14 are performed, are approximately the same.
  • the attenuation measured values p E ⁇ (k) and p E2 (k) which the evaluation and reconstruction unit 22 contributes for each detection channel k determined in the two mean spectral energies El and E2 the following estimate then applies:
  • the two unknowns d w (k) and d ⁇ (k) can be determined from this system of equations.
  • the evaluation and reconstruction unit 22 then calculates corrected attenuation values p c (k, El) and p c (k, E2) using previously determined ones
  • p c (k, El) p (k, El) + f E ⁇ (d w (k), d ⁇ (k)) (9a)
  • p c (k, E2) p (k, E2) + f E2 (d w (k), d ⁇ (k)) (9b)
  • a tomographic image could now be reconstructed solely from the corrected attenuation values p c (k, El), just as from the attenuation values p c (k, E2) alone.
  • a tomography image would be reconstructed with a channel number N per slice projection, which is equal to the number of detection channels formed by the detector arrangement 18, that is to say the number of detector elements 20 lying next to one another in the direction of the fan angle in the respective overall projection area.
  • the attenuation values p c (k, El) and p c (k, E2) can be weighted differently.
  • FIGS. 2 and 3 The same or equivalent components as in Fig. 1 are provided with the same reference numerals, but supplemented by a lowercase letter. In order to avoid repetitions, essentially only differences from the exemplary embodiment in FIG. 1 are explained. For the rest, reference is made to the above description of FIG. 1.
  • the CT scanner shown in FIG. 2 is a so-called multi-line scanner, which has detector elements 20a in several lines one above the other in the direction of a z-axis 32a.
  • the z axis 32a corresponds to the feed axis along which the patient 16a is moved through the CT scanner.
  • FIG. 2 is a so-called multi-line scanner, which has detector elements 20a in several lines one above the other in the direction of a z-axis 32a.
  • the z axis 32a corresponds to the feed axis along which the patient 16a is moved through the CT scanner.
  • the detector arrangement 18a has four such rows of detector elements 20a; the lines are labeled ZI, Z2, Z3 and Z4.
  • the x-ray emitter 10a is designed to carry out a layer projection of the body 16a at each projection angle for each detector line. In the present example, four slice projections in succession in the direction of the z-axis can thus be recorded at each projection angle. All detector elements 20a one above the other in a column provide four for these
  • Slice projections measurement signals which - when viewed in the direction of the fan angle of the beam fan emitted by the radiator 10a for each slice projection from a focus 34a. - can each be assigned to the same detection channel.
  • the beam pre-filter 26a which is attached close to the focus, has regions of different thickness profiles or / and different filter materials in the direction of the z-axis.
  • a different average spectral energy of the X-rays can be obtained for each detector line or the same average spectral energy can be obtained for groups of detector lines.
  • the radiation pre-filter 26a has a thickness which varies in the z direction. It is designed symmetrically in the z direction in such a way that for the two outer detector lines ZI and Z4 and for the two inner detector lines Lines Z2 and Z3 each have the same filter effect.
  • the tomography images reconstructed for the individual detector lines are susceptible to artefacts even in the event of inaccurate adjustment or mechanical movement of the prefilter or in the event of inevitable gravitational or thermal z Movement of the focus 34a during the rotation of the radiator 10a around the patient 16a is extremely slight. Therefore, a continuous course of the filter effect of the radiation pre-filter 26a in the z-direction is preferred.
  • the radiation pre-filter - 26a can be mounted in a diaphragm box 36a, shown in dashed lines, in which an aperture arrangement 38a is accommodated, which serves to irradiate the X-rays emitted by the radiator 10a in the z direction and in the direction of the fan angle.
  • the radiation pre-filter 26a can be detachably mounted on a common changing device, so that it can be removed if necessary and can only be used for special purposes (e.g. images of the skull base).
  • a multi-spectrum beam hardening correction for the CT scanner shown in FIG. 2 with four detector lines ZI to Z4 can easily be transferred to any other CT scanner with a different number of lines.
  • a two-spectrum correction is considered for the case of the beam pre-filter 26a symmetrical to the center of the detector according to FIG. 2.
  • the different effective thickness of the radiation prefilter 26a supplies spectra with different mean quantum energy Ei and E 2 for the line pair ZI and Z2.
  • a corrected attenuation value can be calculated in each case.
  • p c ⁇ (k, El) p ⁇ (k, El) + f E ⁇ (d W ⁇ (k), d ⁇ ⁇ (k)) (13a)
  • p c2 (k, E2) p 2 (k, E2) + f E2 (d resume ⁇ (k), d ⁇ l (k)) (13b)
  • One reconstructs a tomography image for each of the different ones from the corrected attenuation values P c i (k, Ej)
  • a common tomographic image is then reconstructed for the detector lines ZI and Z2 from the effective attenuation values p c ⁇ (k, E ⁇ ff ), while for the detector lines Z3 and Z4 a common tomography image is reconstructed from the effective attenuation values p c2 (k, E ef f) becomes.
  • the effective attenuation values p c ⁇ (k, E e f f ) and p C 2 (k, E eff ) are assigned the same effective energy E eff .
  • the projections can also be combined with different weighting of the individual attenuation values p C ⁇ (k, Ej) in order to increase the image effectiveness of one of the two energies Ei and E 2 :
  • FIG. 3 shows a possible design of a beam pre-filter 26b in order to implement four-spectrum operation of the four-line scanner of FIG. 2.
  • the radiation prefilter 26b for example made of titanium, has a thickness that changes uniformly across all detector lines in the z direction.
  • the invention can of course also be used in multi-line scanners with spring focus operation, it then being possible to use a radiation pre-filter which has thickness and / or material changes both in the direction of the fan angle and in the z direction.

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Abstract

Es wird eine Röntgen-Computertomographieeinrichtung vorge-schlagen, bei der im Strahlengang vor einem Untersuchungsob-jekt eine Strahlenfilteranordnung (26) angeordnet ist, wel-che Bereiche (28, 30) unterschiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dickenprofils des Filtermaterials aufweist. Zur Mehrspektren-Strahlaufhärtungskorrektur mit Ab-schätzung der Basismateriallängen ist die Computertomographieein-rich-tung dazu ausgebildet, Projektionen des Untersu-chungsobjekts bei unterschiedlicher wirksamer Materialdicke oder/und unter-schiedlichem wirksamen Material der Strahlen-filteranordnung (26) durchzuführen.

Description

Beschreibung
Röntgen-Computertomographieeinrichtung
Die Erfindung betrifft eine Röntgen-Computertomographie- einrichtung mit Mehrspektren-Strahlaufhärtungskorrektur.
In der Röntgen-Computertomographie wird die Schwächung p gemessen, die von einer Röntgenquelle erzeugte Röntgen- Strahlung in einem durchstrahlten Objekt erfährt. Sie bestimmt sich aus der auf das Objekt auftreffenden Röntgen- intensität In und der Intensität I, die in einem im Strahlengang nach dem Objekt angeordneten Detektor registriert wird, nach folgender Gleichung:
p = -ln(I/I0) (1)
Im Falle monoenergetischer Strahlung gilt für ein homogenes Objekt mit dem Schwächungskoeffizienten μ und der durch- strahlten Objektdicke d:
p = μd (2)
Die Röntgenschwächung nimmt also linear mit der Objektdicke zu.
Tatsächlich emittiert eine Röntgenröhre aber polychromatische Röntgenstrahlung mit der Energieverteilung S(E). Die Schwächung p berechnet sich dann nach folgender Gleichung:
p = JJ μ(E)S(E)dEdx (3) Die durch das Objekt hervorgerufene Röntgenschwächung hängt damit - selbst wenn das Objekt homogen ist - nicht mehr linear von der durchstrahlten Objektdicke ab. Da μ(E) in der Regel zu höheren Energien hin abnimmt, verschiebt sich der „Energie-Schwerpunkt,, des Röntgenspektrums hin zu höheren Energien, und zwar um so mehr, je größer die durchstrahlte Objektdicke ist. Dieser Effekt wird als Stahlaufhärtung (Beamhardening) bezeichnet.
Bei in der CT-Technologie üblichen Bildrekonstruktionsverfahren wird für homogene Objekte eine lineare Änderung der Röntgenschwächung mit der Objektdicke angenommen. Die Gesamtschwächung p eines Strahls auf seinem Weg durch ein Objekt bestehend aus Teilobjekten i mit Schwächungskoeffizient μi und Dicke di ergibt sich dann aus:
Figure imgf000004_0001
Die von der Strahlaufhärtung verursachten Abweichungen von dieser Annahme führen zu Dateninkonsistenzen und damit zu Bildfehlern. Typische strahlaufhärtungsbedingte Bildfehler sind Schüsselartefakte in großen homogenen Objekten und Strich- oder Balkenartefakte in CT-Bildern mit hohem Knochenoder Kontrastmittelanteil. Heutige Korrekturverfahren haben häufig das vorrangige Ziel, Schüsselartefakte und weitreichende Balkenartefakte in Objekten mit hoher Schwächung, etwa bei Schulter- und Beckenaufnahmen, zu beseitigen. Gängigerweise erfolgen diese Korrekturen mittels der sogenannten Polynomkorrektur, bei der aus einem detektierten SchwächungsMesswert pM durch Einsetzen in ein Polynom mit vorbestimmten Koeffizienten an ein korrigierter Schwächungswert pc gemäß folgender Gleichung berechnet wird: Pc - ∑[n=0, l. . . .N] ( an P " ) ( 5 )
Die Koeffizienten an werden z.B. durch Messung der Schwächungswerte homogener Absorber (z.B. Plexiglasbalken) bei N verschiedenen Dicken gewonnen.
Es hat sich gezeigt, dass zur Korrektur lokal begrenzter Balken- und Strichartefakte sowie unscharfer Knochen-Gewebe- Übergänge, wie sie insbesondere bei Schädelaufnahmen auf- treten (ein weithin bekannter Balkenartefakt ist z.B. der sogenannte Hounsfield-Balken zwischen den Felsenbeinen) , verbesserte Korrekturverfahren benötigt werden. Dabei hat sich ein Ansatz als günstig erwiesen, bei dem individuell für jeden Schwächungsmesswert die Länge der „Basismaterialien,, abgeschätzt wird, die der zu diesem Messwert führende Röntgenstrahl im Körper des untersuchten -Patienten durchquert hat. Als Basismaterialien werden bei medizinischen Untersuchungen in der Regel Knochensubstänz und Weichgewebe bzw. Wasser, das ähnliche spektrale Schwächungseigenschaften wie Weichgewebe besitzt, gewählt. Zur Abschätzung der von einem Röntgenstrahl durchquerten Basismateriallängen ist aus der einschlägigen Literatur beispielsweise die sogenannte Zwei- Spektren-Methode bekannt. Bei dieser werden zwei Messwerte mit jeweils unterschiedlicher spektraler Energieverteilung des Röntgenstrahls, was gleichbedeutend ist mit einer unterschiedlichen mittleren Energie des Röntgenstrahls, aufgenommen. Bei bekannten Schwächungskoeffizienten μw(Eι) und μw(E2) von Wasser bei den mittleren Spektralenergien Ei und E2 und μκ(Eι) und μκ(E ) von Knochen bei diesen mittleren Energien ist für die bei den Energien Ei und E2 erhaltenen Schwächungsmesswerte p(Eι) und p(E2) die folgende näherungsweise Abschätzung möglich: p (Eι) = dM- μw (Eι) + dκ- μκ (Eι) ( 6a) p (E2) = dw - μw (E2) + dκ - μκ (E2) ( 6b)
Aus den Gleichungen (6) und (7) können dann die Wasser- und Knochenlängen dw und dκ abgeschätzt werden.
Für die mittleren Spektralenergien Ei und E2 kann nun jeweils ein korrigierter Messwert pc(Eι) bzw. pc(E2) in folgender Weise ermittelt werden:
pc(Eι) = p(Eι) + fEι(dw,dκ) (7a) pc(E2) = p(E2) + fE2(dw,dκ) (7b)
Die Korrekturwerte fEι und fE2 werden dabei Tabellen ent- nommen, die im voraus für die mittleren Spektralenergien E und E2 rechnerisch oder empirisch ermittelt wurden.
Nähere Informationen zu obiger Zwei-Spektren-Methode finden sich beispielsweise in folgenden Veröffentlichungen:
1) P.M. Joseph, R.D. Spittal, Journal of Computer Assisted Tomography, 1978, Bd. 2, S. 100;
2) P.C. Johns, M. Yaffe, Medical Physics, 1982, Bd. 9, S. 231; 3) G.H. Glover, Medical Physics, 1982, Bd. 9, S. 860;
4) A.J. Coleman, M.Sinclair, Physics in Medicine and Biology, 1985, Bd. 30, Nr. 11, S. 1251.
Um in herkömmlichen CT-Geräten Messwerte bei zwei unter- schiedlichen mittleren Energien aufzunehmen, müssen zwei aufeinanderfolgende Umläufe des Röntgenstrahlers um den Patienten durchgeführt werden. Im zweiten Umlauf wird dabei mit einer anderen Strahlvorfilterung oder mit einer anderen Röhrenspannung gearbeitet als im ersten Umlauf. Nachteil einer solchen Vorgehensweise ist allerdings, dass durch Patientenbewegung oder Kontrastmittelfluss die Messergebnisse Inkonsistenzen aufweisen können.
Demgegenüber sieht die Erfindung eine Röntgen-Computertomo- graphieeinrichtung vor, umfassend
- eine Strahler-Detektor-Anordnung, welche für jede Schicht- projektion eines Untersuchungsobjekts in Zuordnung zu einer
Mehrzahl von über den gesamten Projektionsbereich dieser Schichtprojektion verteilten Detektionskanälen des Detektors Projektionsmesswerte liefert, deren jeder für die durch das Untersuchungsobjekt hervorgerufene Schwächung der Röntgen- Strahlung im jeweiligen Detektionskanal repräsentativ ist, wobei die Strahler-Detektor-Anordnung dazu ausgebildet ist, zur Mehrspektren-Strahlaufhärtungskorrektur in Zuordnung zu jedem innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Detektionskanal jeweils eine Mehrzahl von mindestens zwei Projektionsmesswerten bei jeweils unterschiedlicher mittlerer Energie der in das Untersuchungsobjekt eintretenden Röntgenstrahlung zu liefern,
- eine mit der Strahler-Detektor-Anordnung verbundene elektronische Auswerte- und Rekonstruktionseinheit, welche dazu ausgebildet ist, für jeden der Projektionsmesswerte einen strahlaufhärtungskorrigierten Projektionswert zu ermitteln und unter Verwendung der korrigierten Projektionswerte ein Tomographiebild des Untersuchungsobjekts zu rekonstruieren, und - Energiebeeinflussungsmittel zur Beeinflussung der mittleren Energie der in das Untersuchungsobjekt eintretenden Röntgenstrahlung. Erfindungsgemäß ist bei dieser Computertomographieeinrichtung vorgesehen, dass die Energiebeeinflussungsmittel eine im Strahlengang vor dem Untersuchungsobjekt angeordnete Strahlenfilteranordnung umfassen, welche zur Beeinflussung der mittleren Energie der Röntgenstrahlung Bereiche unterschiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dickenprofils des Filtermaterials aufweist, und dass die Strahler-Detektor-Anordnung dazu ausgebildet ist, in Zuordnung zu jedem innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Detektionskanal jeweils eine Mehrzahl von mindestens zwei Projektionsmesswerten bei jeweils unterschiedlichem Filtermaterial oder/und unterschiedlichem Dickenprofil des Filtermaterials der Strahlenfilteranordnung zu liefern.
Das variierende Material oder/und die variierende Materialdicke der Strahlenfilteranordnung ermöglichen es, mit ein und derselben Strahlenfilteranordnung verschiedene mittlere Energien der in das Untersuchungsobjekt eintretenden Röntgen- Strahlung zu realisieren, ohne die Strahlenfilteranordnung wechseln zu müssen. Insbesondere können die Projektionsmesswerte für die verschiedenen mittleren Energien in unmittelbarer zeitlicher Nähe zueinander aufgenommen werden, so dass verfälschende Einflüsse auf die Projektionsmesswerte durch Kontrastmittelfluß und Körperbewegungen des Patienten nicht befürchtet werden müssen. Sämtliche Projektionsmesswerte können dann in einem Umlauf des Strahlers der Strahler- Detektor-Anordnung aufgenommen werden.
Da nicht bei allen Untersuchungsszenarien eine Mehrspektren- Korrektur mit Abschätzung der Basismateriallängen erforderlich sein wird, empfiehlt es sich, dass die Strahlenfilteranordnung auswechselbar an der Strahler-Detektor-Anordnung montiert ist, um die Anwendbarkeit der Computertomographieeinrichtung auch für andere Korrekturtechniken offen zu halten.
Die Strahlenfilteranordnung kann in einfacher Weise an einem strahlernah angeordneten Blendenträger gehalten sein, welcher eine Blendenanordnung zur Strahlformung der von dem Strahler ausgesendeten Röntgenstrahlung trägt.
Bei Computertomographieeinrichtungen mit der Möglichkeit eines Springfokusbetriebs, bei denen der Strahler der Strahler-Detektor-Anordnung mit mindestens zwei Springfoki ausgeführt ist, zwischen denen er wechselweise umschaltbar ist, kann die erfindungsgemäße Lösung in der Weise genutzt werden, dass die Strahlenfilteranordnung in Zuordnung zu jedem der Springfoki jeweils einen Bereich unterschiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dickenprofils des Filtermaterials aufweist und dass die Strahler-Detektor-Anordnung dazu ausgebildet ist, in Zuordnung zu jedem innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Detektionskanal je einen Projektionsmesswert für jeden der Springfoki zu liefern.
Dabei kann die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit dazu aus- gebildet sein, aus den in Zuordnung zu jeweils einem der
Detektionskanäle ermittelten und jeweils einem der Springfoki zugeordneten korrigierten Projektionswerten durch gewichtete Summation einen effektiven Projektionswert zu ermitteln und das Tomographiebild unter Verwendung der effektiven Projek- tionswerte zu rekonstruieren. Auf diese- Weise kann der Effekt kompensiert werden, dass die Projektionsmesswerte eines Detektionskanals bei verschiedenen Spektren aufgenommen werden. Der Springfokusbetrieb lässt aber auch die Möglichkeit offen, Schichtprojektionen erhöhter Abtastdichte zu realisieren, indem die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit dazu aus- gebildet ist, das Tomographiebild für eine Anzahl von
Projektionskanälen je Schichtprojektion zu rekonstruieren, die gleich einem der Anzahl der Springfoki entsprechenden Mehrfachen der Anzahl der innerhalb des Projektionsbereichs der jeweiligen Schichtprojektion liegenden Detektiσnskanäle ist, wobei die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit dazu ausgebildet ist, die in Zuordnung zu jeweils einem der Detek- tionskanäle ermittelten korrigierten Projektionswerte für alle Springfoki bei der Rekonstruktion des Tomographiebilds als korrigierte Projektionswerte benachbarter Projektions- kanäle zu verwenden.
Die erfindungsgemäße Lösung lässt sich in vorteilhafter Weise auch bei Computertomographieeinrichtungen nutzen, bei denen der Detektor der St ahler-Detektor-Anordnung mit einer Viel- zahl von in mindestens zwei übereinanderliegenden Zeilen angeordneten Detektorelementen ausgeführt ist, deren in je einer Spalte übereinanderliegende Detektorelemente einem gleichen Detektionskanal zugeordnet sind. In diesem Fall kann die Strahlenfilteranordnung in Zuordnung zu wenigstens einer Teilanzahl von mindestens zwei Detektorelementen jeder innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Spalte von Detektorelementen jeweils einen Bereich unterschiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dickenprofils des Filtermaterials aufweisen, wobei die Strahler-Detektor-Änordnung dann dazu ausgebildet ist, in Zuordnung zu jeder innerhalb des Projektionsbereichs dieser Schichtprojektion liegenden Spalte von Detektorelementen je einen Projektionsmesswert für jedes Detektorelement aus dieser Teilanzahl von Detektorelementen zu liefern.
Um dabei subjektiv wahrgenommene, auf der Verwendung unter- schiedlicher Energiespektren beruhende Veränderungen zwischen Tomographiebildern zu vermeiden, die aus den Projektionsmesswerten aufeinanderfolgender Zeilen von Detektorelementen rekonstruiert werden, kann die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit dazu ausgebildet sein, aus den in Zuordnung zu je- weils einer der Spalten ermittelten und jeweils einem der
Detektorelemente aus der Teilanzahl von Detektorelementen zugeordneten korrigierten Projektionswerten durch gewichtete Summation einen effektiven Projektionswert zu ermitteln und das Tomographiebild unter Verwendung der effektiven Pro- jektionswerte zu rekonstruieren.
Die Erfindung wird im folgenden anhand der beigefügten Zeichnungen näher erläutert. Es stellen dar:
Fig. 1 schematisch ein erfindungsgemäßes Ausführungsbeispiel eines CT-Scanners mit Springfokusbetrieb,
Fig. 2 schematisch ein erfindungsgemäßes Ausführungsbeispiel eines mehrzelligen CT-Scanners und
Fig. 3 schematisch eine Variante eines Strahlenvorfilters für die CT-Scanner der Fig. 1 und 2.
Der in Fig. 1 erkennbare CT-Scanner weist einen Röntgen- strahier 10 mit zwei gleichen Foki 12, 14 auf, zwischen denen der Röntgenstrahier 10 hin- und herspringen kann. Von jedem der Foki 12, 14 aus kann der Röntgenstrahier 10 Röntgenstrahlung in einer Ebene fächerförmig auf den Körper 16 eines zu untersuchenden Patienten abstrahlen. Eine Detektoranordnung 18 detektiert die durch den Körper 16 hindurchtretende Strahlung. Sie weist eine Vielzahl auf einem Kreisbogen in Richtung des Fächerwinkels nebeneinander angeordneter Detek- torelemente 20 auf, von denen jedes einen Teil des gesamten Projektionsbereichs der durch Bestrahlung des Körpers 16 erzeugten Schichtprojektion abdeckt. Jedes der Detektorelemente 20 gibt ein Intensitätsmesssignal, das die Intensität der einfallenden Strahlung im jeweiligen Projektions- teilbereich angibt, an eine elektronische Auswerte- und Rekonstruktionseinheit 22 ab. Die in jedem einzelnen Projektionsteilbereich eintreffende Strahlungsintensität wird so in einem eigenen Detektionskanal detektiert. Aus den eingehenden Intensitätsmesssignalen ermittelt die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit 22 jeweils einen Schwächungsmesswert, der die Strahlenschwächung im jeweiligen Projektionsteilbereich angibt.
Der Strahler 10 ist in einer Umlaufrichtung 24 um den Körper 16 bewegbar- und führt unter einer Vielzahl von Projektionswinkeln Schichtprojektionen des Körpers 16 durch. An jedem Projektionswinkel werden zwei Schichtprojektionen genommen - eine unter Verwendung des Fokus 12 und eine unter Verwendung des Fokus 14.
Um eine Zwei-Spektren-Strahlaufhärtungskorrektur der bei den Schichtprojektionen erhaltenen Schwächungsmesswerte durchführen zu können, werden die beiden an jedem Projektionswinkel genommenen Schichtprojektionen bei verschiedenen mittleren Energien der in den zu untersuchenden Körper 16 eintretenden Röntgenstrahlung durchgeführt. Hierzu ist im Strahlengang der Röntgenstrahlung vor dem Körper 16 ein Strahlenvorfilter 26 angeordnet, mit dem sich unterschied- liehe mittlere Spektralenergien für die beiden Foki 12, 14 einstellen lassen. Das Strahlenvorfilter 24 besitzt zwei Filterbereiche 28, 30, die sich im gezeigten Ausführungsbeispiel bei gleicher Materialstärke hinsichtlich ihres Filtermaterials unterscheiden, alternativ oder zusätzlich aber auch ein unterschiedliches Dickenprofil haben können. Das Strahlenvorfilter 26 ist so angeordnet, dass bei Verwendung des Fokus 12 der Filterbereich 28 wirksam ist, während bei Verwendung des Fokus 14 der Filterbereich 30 wirksam ist. Das unterschiedliche Filtermaterial der Filterbereiche 28, 30 bewirkt dann den gewünschten Unterschied der mittleren Spektralenergien. Obwohl in Fig. 1 nicht zu erkennen, wird das Strahlenvorfilter 26 zweckmäßigerweise so gebogen sein, dass die durchquerte Wegstrecke aller Einzel- strahlen des von dem Strahler 10 ausgestrahlten Strahlenfächers im Strahlenvorfilter 26 annähernd gleich ist, so dass eine zusätzliche Kalibrierung der Detektionskanäle vermieden werden kann.
Anhand der bei den verschiedenen mittleren Spektralenergien gewonnenen Schwächungsmesswerte führt die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit 22 eine Abschätzung der Längen der von den Röntgenstrahlen im Körper 16 durchquerten Basismaterialien durch. Im folgenden werden als Basismaterialien Wasser und Knochen betrachtet. Dabei wird von der Annahme ausgegangen, dass die für jeden einzelnen Detektionskanal k abzuschätzenden Basismateriallängen dw(k) und dκ(k) von Wasser und Knochen bei den beiden Projektionen, die an jedem Projektionswinkel einmal mit dem Fokus 12 und einmal mit dem Fokus 14 durchgeführt werden, näherungsweise gleich sind. Für die Schwächungsmesswerte pEι(k) und pE2(k), die die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit 22 für jeden Detektionskanal k bei den beiden mittleren Spektralenergien El und E2 ermittelt, gilt dann folgende Abschätzung:
p(k,El) = dw(k) μw(El) + dκ(k) μκ(El) (8a) p(k,E2) = dw(k) μw(E2) + dκ(k) μκ(E2) (8b)
Aus diesem Gleichungssystem lassen sich die zwei Unbekannten dw(k) und dκ(k) ermitteln. Die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit 22 berechnet dann korrigierte Schwächungswerte pc(k,El) und pc(k,E2) unter Rückgriff auf vorab ermittelte
Tabellen, denen sie Korrekturwerte fEι und fE2 in Abhängigkeit von den Werten dw und dK entnimmt:
pc(k,El) = p(k,El) + fEι(dw(k),dκ(k)) (9a) pc(k,E2) = p(k,E2) + fE2(dw(k),dκ(k)) (9b)
Man könnte nun allein aus den korrigierten Schwächungswerten pc(k,El) ein Tomographiebild rekonstruieren, genauso auch allein aus den Schwächungswerten pc(k,E2). In beiden Fällen würde ein Tomographiebild mit einer Kanalzahl N pro Schichtprojektion rekonstruiert, die gleich der Anzahl der von der Detektoranordnung 18 gebildeten Detektionskanäle, also der Anzahl der in Richtung des Fächerwinkels im jeweiligen Gesamtprojektionsbereich nebeneinanderliegenden Detektor- elemente 20, ist. Man könnte meinen, dass sich in beiden
Fällen das gleiche Tomographiebild ergibt. Tatsächlich ist es aber möglich, dass Bildunterschiede feststellbar sind, die darauf beruhen, dass die Messwerte bei unterschiedlichen mittleren Spektralenergien aufgenommen wurden. Um diesen Effekt zu kompensieren, kann ein Tomographiebild aus Daten rekonstruiert werden, die sich aus einer gewichteten Summa- tion der Schwächungswerte pc(k,El) und pc(k,E2) ergeben. Im Fall einer Mittelung mit gleicher Gewichtung erhält man dann Schwächungswerte pc' (k) aus:
pc' (k) = 0,5 [pc(k,El) + pc(k,E2)] (10)
Es versteht sich, dass gewünschtenfalls auch eine unterschiedliche Gewichtung der Schwächungswerte pc(k,El) und pc(k,E2) vorgenommen werden kann.
Es ist alternativ denkbar, ein Tomographiebild mit einer erhöhten Kanalzahl M zu rekonstruieren, indem die korrigierten Schwächungswerte pc(k,El) und pc(k,E2) als Resultat einer einzigen Projektion betrachtet werden. Hierbei werden durch Verschachtelung der Schwächungswerte pc(k,El) und pc(k,E2) Schwächungswerte pc" (1) in folgender Weise gebildet:
Po" (l=2k) = pc(k,El) (11a) pc (l=2k-l) = ρc(k,E2) (11b)
wobei k= 1, 2, ... N. Man erhält auf diese Weise einen
Schwächungswert pc" (1) für jeden Kanal 1 aus einer Anzahl M von Projektionskanälen, die doppelt so groß wie die Anzahl N der von der Detektoranordnung 18 gebildeten Detektionskanäle ist.
Es wird nun auf die Fig. 2 und 3 verwiesen. Gleiche oder gleichwirkende Komponenten wie in Fig. 1 sind dabei mit gleichen Bezugszeichen versehen, jedoch ergänzt um einen Kleinbuchstaben. Um Wiederholungen zu vermeiden, werden im wesentlichen nur Unterschiede zu dem Ausführungsbeispiel der Fig. 1 erläutert. Im übrigen wird auf die vorstehende Beschreibung der Fig. 1 verwiesen. Der in Fig. 2 gezeigte CT-Scanner ist ein sogenannter Mehrzeilen-Scanner, der Detektorelemente 20a in mehreren in Richtung einer z-Achse 32a übereinanderliegenden Zeilen aufweist. Die z-Achse 32a entspricht dabei der Vorschubachse, längs der der Patient 16a durch den CT-Scanner hindurchbewegt wird. Im gezeigten Ausführungsbeispiel der Fig. 2 weist die Detektoranordnung 18a vier solcher Zeilen von Detektorelementen 20a auf; die Zeilen sind mit ZI, Z2, Z3 und Z4 bezeichnet. Der Röntgenstrahier 10a ist dazu ausgebildet, an jedem Projektionswinkel für jede Detektorzeile eine Schichtprojektion des Körpers 16a durchzuführen. Im vorliegenden Beispielfall können also vier in Richtung der z-Achse aufeinanderfolgende Schichtprojektionen an jedem Projektionswinkel aufgenommen werden. Alle in einer Spalte übereinander- liegenden Detektorelemente 20a liefern bei diesen vier
Schichtprojektionen Messsignale, die - bei einer Betrachtung in Richtung des Fächerwinkels des vom Strahler 10a bei jeder Schichtprojektion von einem Fokus 34a .ausgesandten Strahlenfächers - jeweils dem gleichen Detektionskanal zugeordnet werden können. Um bei dem Mehrzeilen-Scanner der Fig. 2 eine Mehrspektren-Schwächungsmessung durchzuführen, weist das fokusnah angebrachte Strahlenvorfilter 26a in Richtung der z- Achse Bereiche unterschiedlichen Dickenprofils oder/und unterschiedlichen Filtermaterials auf. Je nach Ausgestaltung des Strahlenvorfilters 26a kann man für jede Detektorzeile eine unterschiedliche mittlere Spektralenergie der Röntgenstrahlung oder für Gruppen von Detektorzeilen jeweils die gleiche mittlere Spektralenergie erhalten. Bei dem Beispielfall der Fig. 2 besitzt das Strahlenvorfilter 26a eine in z- Richtung variierende Dicke. Dabei ist es in z-Richtung symmetrisch gestaltet, derart, dass für die beiden äußeren Detektorzeilen ZI und Z4 und für die beiden inneren Detektor- Zeilen Z2 und Z3 jeweils die gleiche Filterwirkung erzielt wird.
Weil sich das Strahlenvorfilter 26a in z-Richtung über alle Detektorzeilen erstreckt und keine sprungförmigen Übergänge der Filterwirkung auftreten, ist die Artefaktanfälligkeit der für die einzelnen Detektorzeilen rekonstruierten Tomographiebilder selbst bei ungenauer Justage oder mechanischer Bewegung des Vorfilters oder bei unvermeidlicher gravitatori- scher oder thermischer z-Bewegung des Fokus 34a während des Umlaufs des Strahlers 10a um den Patienten 16a ausgesprochen gering. Deshalb wird ein in z-Richtung stetiger Verlauf der Filterwirkung des Strahlenvorfilters 26a bevorzugt.
Das Strahlenvorfilter - 26a kann in einem gestrichelt angedeuteten Blendenkasten 36a montiert sein, in dem eine Blendenanordnung 38a untergebracht ist, welche der Strahfor ung der vom Strahler 10a ausgesandten Röntgenstrahlung in z- Richtung und in Richtung des Fächerwinkels dient. Zusammen mit einer herkömmlichen, nicht näher dargestellten Zusatz- Vorfilteranordnung kann das Strahlenvorfilter 26a dabei auf einer gemeinsamen Wechselvorrichtung lösbar montiert sein, so dass es bei Bedarf abnehmbar ist und nur für spezielle Zwecke (z.B. Aufnahmen der Schädelbasis) in Einsatz gebracht werden kann.
Die nun folgende Beschreibung einer Mehrspektren-Strahlauf- härtungskorrektur für den in Fig. 2 gezeigten CT-Scanner mit vier Detektorzeilen ZI bis Z4 kann ohne weiteres auf jeden anderen CT-Scanner mit anderer Zeilenzahl übertragen werden. Zunächst wird für den Fall des zur Detektormitte symmetrischen Strahlenvorfilters 26a gemäß Fig. 2 eine Zweispektren- Korrektur betrachtet. Die unterschiedliche effektive Dicke des Strahlenvorfilters 26a liefert für das Zeilenpaar ZI und Z2 Spektren mit unterschiedlicher mittlerer Quantenenergie Ei bzw. E2. Gleiches gilt für das Zeilenpaar Z3 und Z4. Unter der Annahme annähernd gleicher Schätzwerte für dw und dκ für beide Detektorzeilen des jeweiligen Zeilenpaars kann jeweils ein korrigierter Schwächungswert berechnet werden. Für die Kanäle k einer Projektion pι(k,Ej), aufgenommen bei der effektiven Energie Ej (j=l,2) in der Detektorzeile i (i=l,2,3,4), gilt dann:
Pι(k,El) = dWι(k) μw(El) -l- dκl(k) μκ(El) (12a) p2(k,E2) = dwι(k) μw(E2) + dκι(k) μκ(E2) (12b) p3(k,E2) = dw2(k) μw(E2) + dκ2(k) μκ(E2) (12c) p4(k,El) = dw2(k) μw(El) + dκ2(k) μκ(El) (12d)
Aus den Gleichungen (12a) bis (12d) können nun die Basismateriallängen dWι und dw2 für Wasser (Weichgewebe) sowie dKi und dκ2 für Knochen ermittelt werden. Unter Verwendung von Korrekturfaktoren fEj (dWv (k) ,dKv (k) ) (υ=l,2), die z.B. aus vorberechneten Tabellen entnommen werden, können dann korrigierte Schwächungswerte pCi(k,Ej) für alle Detektorzeilen i (i=l,2,3,4) wie folgt ermittelt werden:
pcι(k,El) = pι(k,El) + fEι(dWι(k),dκι(k)) (13a) pc2(k,E2) = p2(k,E2) + fE2 (d„ι (k) , dκl (k) ) (13b)
Pc3(k,E2) = p3(k,E2) + fE2(dw2(k),dκ2(k)) (13c) pc4(k,El) = p4(k,El) + fEι(dw2(k),dκ2(k)) (13d)
Rekonstruiert man aus den korrigierten Schwächungswerten Pci(k,Ej) je ein Tomographiebild für jede der verschiedenen
Detektorzeilen, so kann es vorkommen, dass sich subjektiv der Bildeindruck zwischen den Zeilen des Zeilenpaars ZI und Z2 und zwischen den Zeilen des Zeilenpaars Z3 und Z4 aufgrund der jeweils unterschiedlichen mittleren Spektralenergie verändert. Um diesen Effekt zu vermeiden, können die getrennt korrigierten Schwächungswerte pci(k,Ej) der verschiedenen Detektorzeilen zu Schwächungswerten pcq(k,Eeff) zweier effektiver Detektorzeilen q (q=l,2) gemittelt werden:
Pci(k,Eeff) = 0,5 [pci(k,El) + pc2(k,E2)] (14a) pc2(k,Eeff) = 0,5 [pc3(k,E2) + pc4(k,El)] (14b)
Für die Detektorzeilen ZI und Z2 wird dann ein gemeinsames Tomographiebild aus den effektiven Schwächungswerten pcι(k,Eβff) rekonstruiert, während für die Detektorzeilen Z3 und Z4 ein gemeinsames Tomographiebild aus den effektiven Schwächungswerten pc2(k,Eeff) rekonstruiert wird. Den effektiven Schwächungswerten pcι(k,Eeff) und pC2(k,Eeff) ist dabei die gleiche effektive Energie Eeff zuzuordnen.
Die Projektionen können auch mit unterschiedlicher Gewichtung der einzelnen Schwächungswerte pCχ(k,Ej) zusammengefasst werden, um die Bildwirksamkeit einer der beiden Energien Ei und E2 zu verstärken:
pcι(k,Eeff) = gi Pci(k,El) + g2 pc2(k,E2) (15a) pc2(k,Eeff) = g2 pc3(k,E2) + q__ ρc4(k,El) (15b)
wobei gi + g2 = 1
Es ist darüber hinaus eine Ausnutzung der vier Detektorzeilen ZI bis Z4 bei vier verschiedenen Energiespektren denkbar, wenngleich dann der Aufwand hinsichtlich Rechenzeit und
Tabellengenerierung ansteigt. Bei einer solchen Vierspektren- Korrektur könnten weitere Basismaterialien berücksichtigt werden, etwa jodhaltige Wasserlösungen. Es könnten dann Strahlaufhärtungsfehler eliminiert werden, die bei Aufnahmen des Gehirns und anderer Körperteile infolge der Verwendung jodhaltiger Kontrastmittel auftreten. Fig. 3 zeigt eine mögliche Bauform eines Strahlenvorfilters 26b, um einen Vier- spektren-Betrieb des Vierzeilen-Scanners der Fig. 2 zu realisieren. Das beispielsweise aus Titan gefertigte Strahlenvorfilter 26b weist in z-Richtung eine sich über alle Detektorzeilen hinweg gleichmäßig ändernde Dicke auf.
Bei vier betrachteten Detektorzeilen ergibt sich das folgende Gleichungssystem zur Bestimmung der Basismateriallängen dw von Wasser, dκ von Knochen und dx und dγ zweier weiterer Materialien X und Y. Dabei muß vorausgesetzt werden, dass die vier zu bestimmenden Basismateriallängen dw, dκ, dx, dγ zumindest näherungsweise für alle betrachteten Detektorzeilen konstant sind.
Pι(k,El) = d„(k) μw(El) + dκ(k) μκ(El) +
+ dx(k) μx(El) + dγ(k) μγ(El) (16a) p2(k,E2) = dw(k) μw(E2) + dκ(k) μκ(E2) +
+ dx(k) μx(E2) + dγ(k) μγ(E2) (16b) p3(k,E3) = dw(k) μw(E3) + dκ(k) μκ(E3) +
+ dx(k) μx(E3) + dγ(k) μγ(E3) (16c) p4(k,E4) = dw(k) μw(E4) + dκ(k) μκ(E4) + + dx(k) μx(E4) + dγ(k) μγ(E4) (16d)
Hat man anhand dieses Gleichungssystems die vier Basismateriallängen ermittelt, kann aus vorab bestimmten Tabellen für alle Energien Eu (υ=l,2,3,4) ein Korrekturfaktor fEu(dw(k) ,dκ(k) ,dx(k) ,dy(k) ) entnommen werden. Die korrigierten Schwächungswerte pcυ(k,Eu) errechnen sich dann analog zur Zweispektren-Methode : Pcυ (k,Eυ) = pu (k,Eu) + fEu(dw(k) ,dκ(k) ,dx(k) ,dγ(k) )
(17)
wobei υ=l,2,3,4. Auch in diesem Fall kann eine Bildrekonstruktion einzeln für jede der Detektorzeilen einen subjektiv veränderten Bildeindruck von Zeile zu Zeile bewirken. Durch gewichtete Zusammenfassung aller vier korrigierten Projektionen kann dies wiederum vermieden werden:
Pc(k,Eeff) = ∑[u=l,2,3, ] [gυ Pco(k,Eυ) ] (18)
wobei
Figure imgf000021_0001
9υ = 1- Für alle vier Detektorzeilen wird dann ein gemeinsames Tomographiebild aus diesen effektiven Schwächungswerten rekonstruiert.
Nachzutragen ist, dass die Erfindung selbstverständlich auch bei Mehrzeilen-Scannern mit Springfokusbetrieb anwendbar ist, wobei es dann möglich ist, ein Strahlenvorfilter zu verwen- den, das sowohl in Richtung des Fächerwinkels als auch in z- Richtung Dicken- oder/und Materialänderungen aufweist .

Claims

Patentansprüche
1. Röntgen-Computertomographieeinrichtung, umfassend
- eine Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18), welche für jede Schichtprojektion eines Untersuchungsobjekts (16) in Zuordnung zu einer Mehrzahl von über den gesamten Projektionsbereich dieser Schichtprojektion verteilten Detektions- kanälen des Detektors (18) Projektionsmesswerte liefert, deren jeder für die durch das Untersuchungsobjekt (16) hervorgerufene Schwächung der Röntgenstrahlung im jeweiligen Detektionskanal repräsentativ ist, wobei die Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18) dazu ausgebildet ist, zur Mehrspektren-Strahlaufhärtungskorrektur in Zuordnung zu jedem innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Detektionskanal jeweils eine Mehrzahl von mindestens zwei Projektionsmesswerten bei jeweils unterschiedlicher mittlerer Energie der in das Untersuchungsobjekt eintretenden Röntgenstrahlung zu liefern,
- eine mit der Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18) verbundene elektronische Auswerte- und Rekonstruktionseinheit (22) , welche dazu ausgebildet ist, für jeden der Projektionsmesswerte einen strahlaufhärtungskorrigierten Projektionswert zu ermitteln und unter Verwendung der korrigierten Projektionswerte ein Tomographiebild des Untersuchungsobjekts (16) zu rekonstruieren, und
- Energiebeeinflussungsmittel (26) zur Beeinflussung der mittleren Energie der in das Untersuchungsobjekt (16) eintretenden Röntgenstrahlung, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die Energiebeeinflussungsmittel (26) eine im Strahlengang vor dem Untersuchungsobjekt angeordnete Strahlenfilteranordnung (26) umfassen, welche zur Beeinflussung der mittleren Energie der Röntgenstrahlung Bereiche (28, 30) unterschiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dickenprofils des Filtermaterials aufweist, und dass die Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18) dazu ausgebildet ist, in Zuordnung zu jedem innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Detektionskanal jeweils eine Mehrzahl von mindestens zwei Projektionsmesswerten bei jeweils unterschiedlichem Filtermaterial oder/und unterschiedlichem Dickenprofil des Filtermaterials der Strahlenfilteranordnung (26) zu liefern.
2. Computertomographieeinrichtung nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die Strahlenfilteranordnung .(26) auswechselbar an der Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18) montiert ist.
3. Computertomographieeinrichtung nach Anspruch 1 oder 2, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die Strahlenfilteranordnung (26a) an einem strahlernah angeordneten Blendenträger (36a) gehalten ist, welcher eine Blendenanordnung (38a) zur Strahlformung der von dem Strahler (10) ausgesendeten Röntgenstrahlung trägt.
4. Computertomographieeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass der Strahler (10) der Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18) mit mindestens zwei Springfoki (12, 14) ausgeführt ist, zwischen denen er wechselweise umschaltbar ist, dass die Strahlenfilteranordnung (26) in Zuordnung zu jedem der Springfoki (12, 14) jeweils einen Bereich (28, 30) unterschiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dickenprofils des Filtermaterials aufweist und dass die Strahler-Detektor-Anordnung (10, 18) dazu ausgebildet ist, in Zuordnung zu jedem innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Detektionskanal je einen Projektionsmesswert für jeden der Springfoki (12, 14) zu liefern.
5. Computertomographieeinrichtung nach Anspruch 4, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit (22) dazu ausgebildet ist, aus den in Zuordnung zu jeweils einem der Detektionskanäle ermittelten und jeweils einem der Springfoki (12, 14) zugeordneten korrigierten Projektionswerten durch gewichtete Summation einen effektiven Projektionswert zu ermitteln und das Tomographiebild unter Verwendung der effektiven Projektionswerte zu rekonstruieren.
6. Computertomographieeinrichtung nach Anspruch 4 oder 5, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit (22) dazu ausgebildet ist, das Tomographiebild für eine Anzahl von Pro- jektionskanälen je Schichtprojektion zu rekonstruieren, die gleich einem der Anzahl der Springfoki (12, 14) entsprechenden Mehrfachen der Anzahl der innerhalb des Projektionsbereichs der jeweiligen Schichtprojektion liegenden Detektionskanäle ist, wobei die Auswerte- und Rekonstruk- tionseinheit (22) dazu ausgebildet ist, die in Zuordnung zu jeweils einem der Detektionskanäle ermittelten korrigierten Projektionswerte für alle Springfoki (12, 14) bei der Rekonstruktion des Tomographiebilds als korrigierte Projektionswerte benachbarter Projektionskanäle zu verwenden.
7. Computertomographieeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass der Detektor (18a) der Strahler-Detektor-Anordnung (10a, 18a) mit einer Vielzahl von in mindestens zwei übereinander- liegenden Zeilen (ZI bis Z4) angeordneten Detektorelementen (20a) ausgeführt ist, deren in je einer Spalte- übereinander- liegende Detektorelemente (20a) einem gleichen Detektionskanal zugeordnet sind, dass die Strahlenfilteranordnung (26a) in Zuordnung zu wenigstens einer Teilanzahl von mindestens zwei Detektorelementen (20a) jeder innerhalb des Projektionsbereichs einer Schichtprojektion liegenden Spalte von Detektorelementen (20a) jeweils einen Bereich unterschiedlichen Filtermaterials oder/und unterschiedlichen Dickenprofils des Filtermaterials aufweist und dass die Strahler- Detektor-Anordnung (10a, 18a) dazu ausgebildet ist, in Zuordnung zu jeder innerhalb des Projektionsbereichs dieser Schichtprojektion liegenden Spalte von Detektorelementen
(20a) je einen Projektionsmesswert für jedes Detektorelement (20a) aus dieser Teilanzahl von Detektorelementen (20a) zu liefern.
8. Computertomographieeinrichtung nach Anspruch 7, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die Auswerte- und Rekonstruktionseinheit (22a) dazu ausgebildet ist, aus den in Zuordnung zu jeweils einer der Spalten ermittelten und jeweils einem der Detektorelemente (20a) aus der Teilanzahl von Detektorelementen (20a) zugeordneten korrigierten Projektionswerten durch gewichtete Summation einen effektiven Projektionswert zu ermitteln und das Tomographiebild unter Verwendung der effektiven Projektionswerte zu rekonstruieren.
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