DE102011076346B4

DE102011076346B4 - Verfahren und Computertomographiesystem zur Erzeugung tomographischer Bilddatensätze

Info

Publication number: DE102011076346B4
Application number: DE102011076346.5A
Authority: DE
Inventors: Thomas Flohr; Gabriel Haras; Daniel Niederlöhner; Stefan Pflaum
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2011-05-24
Filing date: 2011-05-24
Publication date: 2016-07-14
Anticipated expiration: 2031-05-25
Also published as: US9044189B2; CN102793555A; DE102011076346A1; CN102793555B; US20120301002A1

Abstract

Verfahren zur Erzeugung tomographischer Bilddatensätze eines Messobjektes mit Hilfe eines Computertomographiesystems (1) mit mindestens zwei gleichzeitig betreibbaren Sätzen von Detektorelementen (I, Z) welche gemeinsam ein Messobjekt (7) aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln abtasten, wobei: 1.1. mit mindestens einem ersten Satz integrierender Detektorelemente (I) einfallende Strahlung über das gesamte Energiespektrum der einfallenden Strahlung integrierend gemessen und als erster Projektionsdatensatz bestimmt wird, und 1.2. mit mindestens einem zweiten Satz zählender Detektorelemente (Z) einfallende Strahlung in mindestens zwei Energiebereiche auflösend gemessen und als zweiter Projektionsdatensatz bestimmt wird, dadurch gekennzeichnet, dass 1.3. aus dem ersten und zweiten Projektionsdatensatz ein tomographischer Ergebnisbilddatensatz berechnet wird, wobei eine Gewichtung von aus dem ersten und zweiten Projektionsdatensatz stammenden Daten ausgeführt wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und ein Computertomographiesystem zur Erzeugung tomographischer Bilddatensätze eines Messobjektes mit Hilfe eines Computertomographiesystems (CT-System) mit mindestens zwei gleichzeitig betreibbaren Sätzen von Detektorelementen, welche gemeinsam ein Messobjekt aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln abtasten, wobei mindestens ein erster Satz integrierender Detektorelemente einfallende Strahlung über das gesamte Energiespektrum der einfallenden Strahlung integrierend misst und mindestens ein zweiter Satz zählender Detektorelemente einfallende Strahlung in mindestens zwei Energiebereiche auflösend misst.
Dual-Source-CT-Systeme mit einem herkömmlichen, integrierenden Szintillationsdetektor und einem zählenden Detektor sind allgemein bekannt. Hierbei werden beide Mess-Systeme gleichzeitig zur Abtastung eines Messobjektes, meist eines Patienten, betrieben. Ein solches Dual-Source-CT-System enthält dabei zwei aus jeweils einem Röntgenstrahler und dem jeweils zugeordneten Detektor bestehende Strahler-Detektor-Systeme, die versetzt um einen Winkel zueinander auf einer Gantry angeordnet sind.
Auf die im Prüfungsverfahren ermittelten Druckschriften US 7 372 934 B2 , US 7 433 443 B1 und WO 2007/087789 A1 wird hingewiesen.
Ein Problem der Messungen mit energieselektiven zählenden Detektoren besteht in der relativ hohen Drift solcher Detektoren aufgrund vorhergehender Bestrahlung.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und ein Computertomographiesystem für die Abtastung eines Messobjektes und die Erzeugung von tomographischen Bilddatensätzen aus solchen Abtastungen zu finden, bei denen es nicht notwendig ist, die zählenden Detektorelemente vor jeder Messung zu kalibrieren, um die Drift der Detektorelemente auszugleichen.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Die Erfinder haben folgendes erkannt:
In der Medizin verwendete Computertomographie(CT)-Geräte sind heute als Stand der Technik mit integrierenden Szintillationsdetektoren ausgestattet. In ihnen werden die auftreffenden Röntgenstrahlen in einem Zweistufen-Prozess zunächst in sichtbares Licht umgewandelt, das dann von nachgeschalteten Photodioden detektiert und in elektrische Signale umgesetzt wird. Beispiele für entsprechende Szintillatoren sind Gadoliniumoxid oder Gadoliniumoxidsulfid. Solche Szintillationsdetektoren haben einen sehr weiten Dynamikbereich und können die in der medizinischen Computertomographie verwendeten minimalen und maximalen Röntgenflussdichten problemlos verarbeiten. Auf der anderen Seite ist ihre räumliche Auflösung beschränkt, denn die Detektorpixel können aus mechanischen Gründen wegen inaktiver Totzonen zwischen den Pixeln zur mechanischen und optischen Separation nicht beliebig verkleinert werden. Außerdem liefern integrierende Szintillationsdetektoren keine spektrale Information, so dass materialcharakteristische Unterschiede der Röntgenabsorption bei verschiedenen Energien des Röntgenspektrums nicht direkt erfasst werden können. Weiterhin ist das Kontrast-Rausch-Verhältnis der detektierten Signale aus integrierenden Detektoren nicht optimal, denn die niederenergetischen Quanten, die die meiste Kontrastinformation tragen, werden gemäß ihrer geringen Energie auch nur gering im integrierenden Detektor gewichtet, so dass der Kontrast bestimmter Materialien, wie z. B. weiße und graue Gehirnmasse, dadurch reduziert wird.
Dem gegenüber stehen zählende Detektoren, in denen die auftreffenden Röntgenquanten in einem direkten Prozess in elektrische Signale umgesetzt und gezählt werden. Beispiele für entsprechende Detektormaterialien sind Cadmiumtellurid oder Cadmium-Zinktellurid. Zählende Detektoren können auf der Fläche sehr fein strukturiert werden, da die Pixel nicht mechanisch separiert werden müssen und deshalb Totzonen wegfallen. Damit ist eine deutlich höhere räumliche Auflösung als mit konventionellen integrierenden Szintillationsdetektoren möglich. Außerdem können die auftreffenden Röntgenquanten für eine spektrale Auflösung in verschiedenen Energiebändern detektiert werden, wodurch materialcharakteristische Unterschiede der Röntgenabsorption bei verschiedenen Energien mit einer einzigen Messung erfassbar werden. Durch die Möglichkeit der energieabhängigen Gewichtung der Beiträge zum Gesamtsignal lässt sich außerdem der Objektkontrast und damit das Kontrast-Rausch-Verhältnis im Vergleich zu integrierenden Szintillationsdetektoren verbessern.
Ein Nachteil von zählenden Detektoren ist jedoch der eingeschränkte Dynamikbereich aufgrund der eingesetzten Detektormaterialien, bei denen eine maximale Röntgenflussdichte nicht überschritten werden darf, die nach dem momentanen Stand der Technik für uneingeschränkten Einsatz in einem medizinischen CT-System nicht hoch genug ist. Ein weiterer Nachteil ist die hohe Drift der Signale eines zählenden Detektors nach einer vorangehenden Bestrahlung, wobei sich unter Umständen schlecht korrigierbare Artefakte in den Bildern ergeben.
Diese Nachteile lassen sich jedoch ausgleichen, wenn bei der Berechnung eines tomographischen Bilddatensatzes aus den Messdaten mit integrierenden und zählenden Detektorelementen eine gewichtete Überlagerung, insbesondere unter gleichzeitiger Berücksichtigung von Eigenschaften der jeweiligen Messung als auch von Eigenschaften des Messobjektes, insbesondere deren lokale beziehungsweise Messpunkt bezogene Eigenschaften, für die Bewertung der Gewichtung stattfindet. Im Einzelnen können dabei insbesondere die folgenden Kriterien betrachtet werden:

– Es werden an der gleichen Position des Messobjekts aufgenommene Messdaten des integrierenden Szintillationsdetektors und des zählenden Detektors gewichtet überlagert, wobei z. B. in Bereichen hohen Photonenflusses hauptsächlich die Messwerte des Szintillationsdetektors und in Bereichen niedrigen Photonenflusses hauptsächlich die Messwerte des zählenden Detektors beitragen.
– Es werden an der gleichen Position des Messobjekts aufgenommene CT-Bilder des integrierenden Szintillationsdetektors und des zählenden Detektors gewichtet überlagert, wobei in Bereichen mit hohem Objektkontrast und feinen Strukturen (z. B. Knochen, Innenohr, ...) hauptsächlich das hochaufgelöste Bild des zählenden Detektors, in anderen Bereichen hauptsächlich das schlechter aufgelöste, aber rauschärmere Bild des Szintillationsdetektors beiträgt.
– Es werden an der gleichen Position des Messobjekts aufgenommene CT-Bilder des integrierenden Szintillationsdetektors und des zählenden Detektors gewichtet überlagert, wobei selektiv in bestimmten Objektbereichen spektrale Information des zählenden Detektors, z. B. durch Postprocessing aufgearbeitete materialcharakteristische Unterschiede der Röntgenabsorption bei verschiedenen Energien, zum CT-Bild des integrierenden Szintillationsdetektors beigemischt werden.
– Es werden an der gleichen Position des Messobjekts aufgenommene CT-Bilder des integrierenden Szintillationsdetektors und des zählenden Detektors gewichtet mit vom Benutzer beim Betrachten der Bilder leicht änderbarer Gewichtungsfunktion überlagert, um zwischen einem herkömmlichen CT-Bild des integrierenden Szintillationsdetektors und einem CT-Bild mit erhöhten Kontrasten des zählenden Detektors hin- und herblenden zu können.

Die oben genannten Ausführungsvarianten beziehen sich jeweils auf getrennte Detektoren mit unterschiedlichen Arten von Detektorelementen, also mit jeweils ausschließlich integrierenden oder zählenden Detektorelementen. Zum Rahmen der Erfindung zählen jedoch auch hybride Detektoren, welche sowohl integrierende als auch zählende Detektorelemente aufweisen.
Entsprechend diesen Erfindungsgedanken schlagen die Erfinder die Verbesserung eines Verfahrens zur Erzeugung tomographischer Bilddatensätze eines Messobjektes mit Hilfe eines Computertomographiesystems (CT-System) mit mindestens zwei gleichzeitig betreibbaren Sätzen von Detektorelementen welche gemeinsam ein Messobjekt aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln abtasten, vor, wobei:

– mit mindestens einem ersten Satz integrierender Detektorelemente einfallende Strahlung über das gesamte Energiespektrum der einfallenden Strahlung integrierend gemessen und als erster Projektionsdatensatz bestimmt wird, und
– mit mindestens einem zweiten Satz zählender Detektorelemente einfallende Strahlung in mindestens zwei Energiebereiche auflösend gemessen und als zweiter Projektionsdatensatz bestimmt wird.

Die Verbesserung dieses an sich bekannten Verfahrens besteht darin, dass aus dem ersten und zweiten Projektionsdatensatz ein tomographischer Ergebnisbilddatensatz berechnet wird, wobei eine Gewichtung von aus dem ersten und zweiten Projektionsdatensatz stammenden Daten – also sowohl Projektionsdaten als auch rekonstruierten Bilddaten – ausgeführt wird.
Vorteilhaft kann dabei vor der Gewichtung mit dem ersten Projektionsdatensatz ein erster CT-Bilddatensatz und mit dem zweiten Projektionsdatensatz ein zweiter CT-Bilddatensatz rekonstruiert werden.
Auf der Basis zuvor separat rekonstruierter CT-Bilddatensätze kann nun der erste CT-Bilddatensatz mit dem zweiten CT-Bilddatensatz mit jeweils einem datensatzübergreifenden Gewichtungsfaktor zum CT-Ergebnisbilddatensatz gewichtet überlagert werden.
Um alternativ auch lokale Eigenschaften der Bilddatensätze beziehungsweise des Messobjektes zu berücksichtigen, kann auch der erste CT-Bilddatensatz mit dem zweiten CT-Bilddatensatz mit lokal unterschiedlichen Gewichtungsfaktoren zum CT-Ergebnisbilddatensatz gewichtet überlagert werden.
Diese Berücksichtigung lokaler Eigenschaften des Messobjektes beziehungsweise der tomographischen Abbildung des Messobjektes kann dadurch erfolgen, dass der erste und/oder zweite CT-Bilddatensatz in eine Vielzahl von Teilbereichen unterteilt wird, in denen objektspezifische Eigenschaften gemessen werden, welche systematisch in dem ersten oder zweiten CT-Bilddatensatz unterschiedlich gut abgebildet werden, und der lokale Gewichtungsfaktor in Abhängigkeit der objektspezifischen Eigenschaft gewählt wird.
Als objektspezifische Eigenschaft kann besonders vorteilhaft der maximale Kontrast in den jeweiligen Teilbereichen oder die Feinheit der Strukturen in den Teilbereichen bestimmt und zur Einstellung des jeweiligen lokalen Gewichtungsfaktors verwendet werden.
Des Weiteren kann auch zur Gewichtung der zuvor rekonstruierten Bilddaten eine Gewichtungsfunktion verwendet werden, welche mindestens einen Koeffizienten aufweist, und der mindestens eine Koeffizient manuell unter Beobachtung des jeweils neu entstehenden CT-Bildes veränderbar ist.
Betrachtet man an Stelle der rekonstruierten Bilddaten jedoch die Projektionsdaten, so kann zunächst je nach Art der Detektorelemente – integrierend beziehungsweise zählend – ein erster und ein zweiter Projektionsdatensatz gebildet werden, der erste und zweite Projektionsdatensatz gewichtet zu einem neuen Projektionsdatensatz überlagert werden, und aus dem neuen Projektionsdatensatz ein CT-Ergebnisbilddatensatz rekonstruiert werden.
Auch hierbei kann erfindungsgemäß für den ersten und für den zweiten Projektionsdatensatz jeweils ein – individuelles – projektionsdatensatzübergreifendes Gewicht gewählt werden.
Eine wesentlich günstigere Variante des Verfahrens besteht jedoch darin, eine lokal individuelle Gewichtung der Projektionsdatensätze vorzunehmen.
Eine solche lokal individuelle Gewichtung der Projektionsdatensätze kann dann – zumindest auch – in Abhängigkeit des lokal gemessenen Photonenflusses erfolgen, wobei an Stellen höheren Photonenflusses die Messdaten der integrierenden Detektorelemente zumindest tendenziell stärker bewertet werden als die Messdaten der zählenden Detektorelemente und an Stellen niedrigeren Photonenflusses die Messdaten der zählenden Detektorelemente zumindest tendenziell stärker bewertet werden als die Messdaten der integrierenden Detektorelemente. Durch diese Maßnahme können die Eigenschaften der integrierenden Detektorelemente mit deren wesentlich höherem Dynamikbereich und günstigeren Rauschwerten und die Eigenschaften der zählenden Detektorelemente mit einer potentiell besseren Ortsauflösung, einer vorhandenen Energieauflösung und im Niederdosisbereich besseren Wertegenauigkeit und/oder Linearität genutzt werden.
Entsprechend kann auch ergänzend oder alternativ zur Gewichtung nach der Größe des lokalen Photonenflusses die lokal individuelle Gewichtung der Projektionsdatensätze zumindest auch in Abhängigkeit einer lokal ermittelten Ortsfrequenz oder mittleren Größe der Ortsfrequenz oder mittleren Frequenz der lokalen Ortsfrequenzen erfolgen, wobei an Stellen niedrigerer Werte die Messdaten der integrierenden Detektorelemente zumindest tendenziell stärker bewertet werden als die Messdaten der zählenden Detektorelemente und umgekehrt.
Aufgrund der zur Verfügung stehenden Energieauflösung durch die zählenden Detektorelemente kann außerdem neben einem CT-Ergebnisbilddatensatz zumindest zu strukturell oder gegebenenfalls manuell vorgegebenen Teilbereichen des Messobjektes zumindest mit den energieaufgelösten Messwerten der zählenden Detektorelemente eine Materialzerlegung durchgeführt werden und deren Ergebnis dem CT-Ergebnisbilddatensatz überlagert werden.
Neben dem erfindungsgemäßen Verfahren wird auch ein Computertomographiesystem (CT-System) vorgeschlagen, mit:

– mindestens zwei gleichzeitig betreibbaren Sätzen von Detektorelementen zur gleichzeitigen Abtastung eines Untersuchungsobjektes aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln, wobei
– mindestens ein erster Satz integrierender Detektorelemente zur integrierenden Strahlungsmessung ausgelegt ist und
– mindestens ein zweiter Satz zählender Detektorelemente ausgelegt ist, ein einfallendes Strahlungsspektrum in mindestens zwei Energiebins aufzulösen, und
– einem Computersystem zur Auswertung von Messergebnissen der Detektorelemente mit einem Speicher und darin befindlichen Computerprogrammen,
– wobei im Speicher des Computersystems auch mindestens ein Computerprogramm vorliegt, welches im Betrieb das voranstehend beschriebene Verfahren ausführt.

In einer ersten vorteilhaften Ausgestaltung können bei diesem Computertomographiesystem der mindestens eine erste Satz integrierender Detektorelemente und der mindestens eine zweite Satz zählender Detektorelemente jeweils auf physisch unterschiedlichen Detektoren angeordnet sein.
Alternativ können jedoch auch der mindestens eine erste Satz integrierender Detektorelemente und der mindestens eine zweite Satz zählender Detektorelemente auf einem, vorzugsweise dem einzigen vorhandenen, Detektor angeordnet sein. Hierdurch würden die wesentlich kostenaufwendigeren zählenden Detektorelemente zumindest teilweise durch die Einsparung durch das nicht erforderliche zweite Strahler-Detektorsystem kompensiert werden.
Vorteilhaft können dabei die integrierenden Detektorelemente des mindestens einen ersten Satzes und die zählenden Detektorelemente des mindestens einen zweiten Satzes zeilenweise oder auch reihenweise gruppiert zu dem einen Detektor angeordnet werden.
In einer anderen Ausgestaltung können die integrierenden Detektorelemente des mindestens einen ersten Satzes und die zählenden Detektorelemente des mindestens einen zweiten Satzes auch schachbrettartig gruppiert zu dem einen Detektor angeordnet werden.
Außerdem können die integrierenden Detektorelemente des mindestens einen ersten Satzes in mehreren unmittelbar benachbarten Zeilen und die zählenden Detektorelemente des mindestens einen zweiten Satzes in mehreren daran anschließenden Zeilen auf mindestens einem Detektor angeordnet werden. Grundsätzlich entspricht dies zwei parallel aneinander anliegenden Mehrzeilendetektoren mit unterschiedlichen Detektorelementen, welche beide mit einem einzigen Strahler betrieben werden können. Hierdurch kann je nach verwendetem Vorschub bei einer Spiralabtastung entweder der gesamte Detektor mit möglichst geringer Abtastungsredundanz eingesetzt werden. Alternativ kann – falls eine redundante Abtastung durch zählende und integrierende Teile des Detektors gewünscht ist – ein Vorschub eingestellt werden, der dafür sorgt, dass die beiden unterschiedlichen Sätze an Detektorzeilen jeweils das Messobjekt vollständig abtasten, so dass alle Projektionen sowohl mit Daten der zählenden als auch mit Daten der integrierenden Detektorelemente vorliegen.
Weiterhin kann die belegte Fläche jedes der zählenden Detektorelemente kleiner ausgeführt werden, als die Fläche jedes der integrierenden Detektorelemente. Somit kann zumindest für die zählenden Detektorelemente eine wesentlich höhere Ortsauflösung erreicht werden.
Im Folgenden wird die Erfindung mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen verwendet: 1: CT-System; 2: erste Röntgenröhre; 3: erster Detektor; 4: zweite Röntgenröhre; 5: zweiter Detektor; 6: Gantrygehäuse; 7: Patient; 8: Patientenliege; 9: Systemachse; 10: Computersystem; 11: Kontrastmittelapplikator; 12: EKG-Leitung; I: integrierendes Detektorelement; Prg₁–Prg_n: Computerprogramme; Z: zählendes Detektorelement.
Es zeigen im Einzelnen:
1: CT-System;
2: Aufsicht auf einen Detektor mit reihenweise gruppierten integrierenden Detektorelementen einerseits und zählenden Detektorelementen andererseits;
3: Aufsicht auf einen Detektor mit zeilenweise gruppierten integrierenden Detektorelementen einerseits und zählenden Detektorelementen andererseits;
4: Aufsicht auf einen Detektor mit mehreren unmittelbar benachbarten Zeilen mit integrierenden Detektorelementen einerseits und mehreren daran anschließenden unmittelbar benachbarten Zeilen mit zählenden Detektorelementen andererseits;
5: Aufsicht auf einen Detektor mit wabenförmig angeordneten achteckigen integrierenden Detektorelementen und zählenden Detektorelementen in den Lücken.
In der 1 ist ein beispielhaftes CT-System 1 mit zwei Strahler-Detektor-Systemen auf einer nicht näher dargestellten Gantry in einem Gantrygehäuse 6 gezeigt. Die beiden Strahler-Detektor-Systeme, bestehend aus einer ersten Röntgenröhre 2 mit einem der ersten Röntgenröhre zugeordneten gegenüberliegenden Detektor 3 einerseits und aus einer zweiten Röntgenröhre 4 mit einem der zweiten Röntgenröhre zugeordneten gegenüberliegenden Detektor 5 andererseits, sind auf der Gantry in einer Rotationsebene winkelversetzt angeordnet. Erfindungsgemäß können die beiden Detektoren 3 und 5 jeweils mit in ihrer Funktion unterschiedlichen Detektorelementen ausgerüstet sein, so dass ein Detektor mit zählenden, der andere Detektor mit integrierenden Detektorelementen ausgestattet ist. Alternativ besteht auch die Möglichkeit einer Hybridisierung der Detektoren oder mindestens eines Detektors, indem in einem Detektor teils integrierende, teils zählende Detektorelemente verbaut werden. Bezüglich beispielhafter Aufteilungen der unterschiedlich arbeitenden Detektorelemente wird auch auf die 2 bis 5 verwiesen.
Beide Strahler-Detektor-Systeme bestreichen ein in der zentralen runden Öffnung gelegenes Messfeld. Durch dieses Messfeld kann der Patient 7 mit Hilfe der Patientenliege 8 entlang der Systemachse 9 geschoben werden. Grundsätzlich kann hiermit sowohl ein Spiralscan als auch ein Sequenzscan ausgeführt werden. Zur Verbesserung der Abbildung von Blutgefäßen oder sonstiger Strukturen kann dem Patienten über den Kontrastmittelapplikator 11 auch ein Kontrastmittel injiziert werden. Außerdem können über die EKG-Leitung 12 auch Herzaktionen abgetastet werden, um eine herzaktionsgetriggerte Abtastung und/oder Rekonstruktion vorzunehmen.
Die Steuerung des CT-Systems 1 und die Auswertung der Abtastung des Patienten 7 wird durch das damit verbundene Computersystem 10 ausgeführt, wobei dieses mindestens einen Speicher aufweist, in dem Computerprogramme Prg₁–Prg_n gespeichert sind. Erfindungsgemäß sind darin auch Programme enthalten beziehungsweise gespeichert, welche derart ausgebildet sind, dass sie im Betrieb des Systems die unterschiedlichen Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens durchführen.
Beispiele für verschiedene gemischte Anordnungen von integrierenden und zählenden Detektorelementen in einem, gegebenenfalls auch dem einzigen, Detektor eines CT-Systems sind in den 2 bis 5 gezeigt.
In der 2 ist eine Ausführung eines hybriden Detektors mit reihenweise abwechselnd angeordneten integrierenden – nicht schraffiert gezeichneten – und zählenden – schraffiert gezeichneten – Detektorelementen I, Z dargestellt. Eine solche Anordnung eignet sich insbesondere im Falle von Kreisabtastungen, da hier beim Umlauf jedes integrierende Detektorelement I von einem zählenden Detektorelement Z gefolgt wird und sich sehr einfach deckungsgleiche Strahlen durch das abgetastete Messobjekt finden lassen, die von beiden Arten der Detektorelemente I, Z abgetastet wurden, um diese zu vergleichen und gegebenenfalls eine Korrektur an den Messdaten der zählenden Detektorelemente Z vornehmen zu können.
Insbesondere zur Verwendung bei Spiralabtastungen erscheint die in der 3 gezeigte Aufteilung vorteilhaft. Hier sind zeilenweise abwechselnd integrierende – nicht schraffiert gezeichnete – und zählende – schraffiert gezeichnete – Detektorelemente I, Z angeordnet. Da bei einer Spiralabtastung ein Vorschub in Systemachsenrichtung ausgeführt wird, überstreichen beide Arten von Detektorelementen I, Z wiederum gleiche oder zumindest annähernd gleiche Strahlen durch das Messobjekt, um die zugehörenden Messergebnisse vergleichen zu können und gegebenenfalls eine Korrektur an den Messdaten der zählenden Detektorelemente Z vornehmen zu können. Lassen sich nicht genau überlappende Strahlen aus beiden Messdaten finden, so besteht die Möglichkeit durch entsprechende, an sich bekannte Interpolationsoperationen interpolierte Messdaten für deckungsgleiche, gegebenenfalls auch gegenläufige Strahlen zu finden.
Es wird darauf hingewiesen, dass es auch im Rahmen der Erfindung liegt, für die zählenden Detektoren bezüglich ihrer Projektionsfläche kleinere Detektorelemente Z zu verwenden als sie bei den integrierenden Detektorelementen I der Fall sind. Zum Beispiel kann jede hier gezeigte Fläche eines zählenden Detektorelementes Z auch mehrfach – zum Beispiel in 2 × 2, 3 × 3 oder 4 × 4 getrennt auslesbare Teilflächen – unterteilt werden, so dass sich eine wesentlich höhere Ortsauflösung ergibt.
Eine Aufsicht auf einen Detektor mit mehreren unmittelbar benachbarten Zeilen mit integrierenden Detektorelementen I einerseits und mehreren daran anschließenden unmittelbar benachbarten Zeilen mit zählenden Detektorelementen Z andererseits ist in der 4 zu erkennen. Die integrierenden Detektorelemente I sind wieder nicht schraffiert und die zählenden Detektorelemente Z schraffiert dargestellt. Des Weiteren sind die zählenden Detektorelemente Z bezüglich ihrer Ausdehnung nur halb so groß ausgebildet oder anders ausgedrückt, ist die räumliche Messauflösung der zählenden Detektorelemente Z doppelt so hoch wie die der integrierenden Detektorelemente I.
Eine andere vorteilhafte Variante einer hybriden Anordnung von zählenden und integrierenden Detektorelementen Z, I ist in der 5 gezeigt. Hier werden die integrierenden – nicht schraffiert dargestellten – Detektorelemente I wabenförmig aus achteckigen Flächen erstellt, wobei in den sich bildenden viereckigen Zwischenräumen in der Fläche wesentlich kleinere zählende Detektorelemente Z eingelassen sind, die damit nicht nur eine Energieauflösung des aufgenommenen Spektrums ermöglichen, sondern auch feinere Messstrahlen definieren.
Insgesamt wird also mit dieser Erfindung ein Verfahren und ein Computertomographiesystem zur Erzeugung tomographischer Bilddatensätze eines Messobjektes mit mehreren gleichzeitig betreibbaren Sätzen von Detektorelementen beschrieben, welche gemeinsam ein Messobjekt aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln einerseits integrierend und andererseits energieauflösend abtasten, wobei im Wesentlichen ein erster Projektionsdatensatz aus integrierend aufgenommenen Messdaten und mindestens ein zweiter Projektionsdatensatz aus energieaufgelösten Messdaten bestimmt wird und weiterhin unter gewichteter Verwendung des ersten und des zweiten Projektionsdatensatzes ein gewichteter tomographischer Ergebnisbilddatensatz berechnet wird, wobei die Gewichtung auf den Projektionsdaten oder den daraus rekonstruierten tomographischen Bilddaten ausgeführt wird.
Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und es können andere Variationen vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.

Claims

Verfahren zur Erzeugung tomographischer Bilddatensätze eines Messobjektes mit Hilfe eines Computertomographiesystems (1) mit mindestens zwei gleichzeitig betreibbaren Sätzen von Detektorelementen (I, Z) welche gemeinsam ein Messobjekt (7) aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln abtasten, wobei: 1.1. mit mindestens einem ersten Satz integrierender Detektorelemente (I) einfallende Strahlung über das gesamte Energiespektrum der einfallenden Strahlung integrierend gemessen und als erster Projektionsdatensatz bestimmt wird, und 1.2. mit mindestens einem zweiten Satz zählender Detektorelemente (Z) einfallende Strahlung in mindestens zwei Energiebereiche auflösend gemessen und als zweiter Projektionsdatensatz bestimmt wird, dadurch gekennzeichnet, dass 1.3. aus dem ersten und zweiten Projektionsdatensatz ein tomographischer Ergebnisbilddatensatz berechnet wird, wobei eine Gewichtung von aus dem ersten und zweiten Projektionsdatensatz stammenden Daten ausgeführt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Gewichtung mit dem ersten Projektionsdatensatz ein erster CT-Bilddatensatz und mit dem zweiten Projektionsdatensatz ein zweiter CT-Bilddatensatz rekonstruiert wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der erste CT-Bilddatensatz mit dem zweiten CT-Bilddatensatz mit jeweils einem datensatzübergreifenden Gewichtungsfaktor zum CT-Ergebnisbilddatensatz gewichtet überlagert wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der erste CT-Bilddatensatz mit dem zweiten CT-Bilddatensatz mit lokal unterschiedlichen Gewichtungsfaktoren zum CT-Ergebnisbilddatensatz gewichtet überlagert wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und/oder zweite CT-Bilddatensatz in eine Vielzahl von Teilbereichen unterteilt wird, in denen objektspezifische Eigenschaften gemessen werden, welche systematisch in dem ersten oder zweiten CT-Bilddatensatz unterschiedlich gut abgebildet werden, und der lokale Gewichtungsfaktor in Abhängigkeit der objektspezifischen Eigenschaft gewählt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass als objektspezifische Eigenschaft der maximale Kontrast in den Teilbereichen verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass als objektspezifische Eigenschaft die Feinheit der Strukturen in den Teilbereichen verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass zur Gewichtung eine Gewichtungsfunktion verwendet wird, welche mindestens einen Koeffizienten aufweist, und der mindestens eine Koeffizient manuell unter Beobachtung des jeweils neu entstehenden CT-Bildes veränderbar ist.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass: 9.1. der je nach Art der Detektorelemente gebildete erste und zweite Projektionsdatensatz gewichtet zu einem neuen Projektionsdatensatz überlagert wird, und 9.2. aus dem neuen Projektionsdatensatz ein CT-Ergebnisbilddatensatz rekonstruiert wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass für den ersten und für den zweiten Projektionsdatensatz jeweils ein projektionsdatensatzübergreifendes Gewicht gewählt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass eine lokal individuelle Gewichtung der Projektionsdatensätze erfolgt.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die lokal individuelle Gewichtung der Projektionsdatensätze zumindest auch in Abhängigkeit des lokal gemessenen Photonenflusses erfolgt, wobei an Stellen höheren Photonenflusses die Messdaten der integrierenden Detektorelemente (I) zumindest tendenziell stärker bewertet werden als die Messdaten der zählenden Detektorelemente (Z) und an Stellen niedrigeren Photonenflusses die Messdaten der zählenden Detektorelemente (Z) zumindest tendenziell stärker bewertet werden als die Messdaten der integrierenden Detektorelemente (I).
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 11 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die lokal individuelle Gewichtung der Projektionsdatensätze zumindest auch in Abhängigkeit einer lokal ermittelten Ortsfrequenz erfolgt, wobei an Stellen niedrigerer Werte die Messdaten der integrierenden Detektorelemente (I) zumindest tendenziell stärker bewertet werden als die Messdaten der zählenden Detektorelemente (Z) und umgekehrt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass neben einem CT-Ergebnisbilddatensatz zumindest zu Teilbereichen des Messobjektes zumindest mit den energieaufgelösten Messwerten der zählenden Detektorelemente (Z) eine Materialzerlegung durchgeführt wird und deren Ergebnis dem CT-Ergebnisbilddatensatz überlagert wird.
Computertomographiesystem (1) mit: 15.1. mindestens zwei gleichzeitig betreibbaren Sätzen von Detektorelementen zur gleichzeitigen Abtastung eines Untersuchungsobjektes (7) aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln, wobei 15.2. mindestens ein erster Satz integrierender Detektorelemente (I) zur integrierenden Strahlungsmessung ausgelegt ist und 15.3. mindestens ein zweiter Satz zählender Detektorelemente (Z) ausgelegt ist, ein einfallendes Strahlungsspektrum in mindestens zwei Energiebins aufzulösen, und 15.4. einem Computersystem (10) zur Auswertung von Messergebnissen der Detektorelemente mit einem Speicher und darin befindlichen Computerprogrammen, dadurch gekennzeichnet, dass 15.5. im Speicher des Computersystems (10) auch mindestens ein Computerprogramm (Prg₁–Prg_n) vorliegt, welches im Betrieb das Verfahren gemäß einem der voranstehenden Verfahrensansprüche ausführt.
Computertomographiesystem (1) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine erste Satz integrierender Detektorelemente (I) und der mindestens eine zweite Satz zählender Detektorelemente (Z) jeweils auf physisch unterschiedlichen Detektoren (3, 5) angeordnet sind.
Computertomographiesystem (1) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine erste Satz integrierender Detektorelemente (I) und der mindestens eine zweite Satz zählender Detektorelemente (Z) in einem Detektor (3) angeordnet sind.
Computertomographiesystem (1) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass die integrierenden Detektorelemente (I) des mindestens einen ersten Satzes und die zählenden Detektorelemente (Z) des mindestens einen zweiten Satzes zeilenweise gruppiert in dem einen Detektor (3) angeordnet sind.
Computertomographiesystem (1) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass die integrierenden Detektorelemente (I) des mindestens einen ersten Satzes und die zählenden Detektorelemente (Z) des mindestens einen zweiten Satzes reihenweise gruppiert in dem einen Detektor (3) angeordnet sind.
Computertomographiesystem (1) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass die integrierenden Detektorelemente (I) des mindestens einen ersten Satzes und die zählenden Detektorelemente (Z) des mindestens einen zweiten Satzes schachbrettartig gruppiert in dem einen Detektor (3) angeordnet sind.
Computertomographiesystem (1) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass die integrierenden Detektorelemente (I) des mindestens einen ersten Satzes in mehreren unmittelbar benachbarten Zeilen und die zählenden Detektorelemente (Z) des mindestens einen zweiten Satzes in mehreren daran anschließenden Zeilen auf mindestens einem Detektor (3) angeordnet sind.
Computertomographiesystem (1) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 15 bis 21, dadurch gekennzeichnet, dass die belegte Fläche jedes der zählenden Detektorelemente (Z) kleiner ist als die Fläche jedes der integrierenden Detektorelemente (I).