Filter arrangement for CT system with multiple X-ray sources

Die Erfindung betrifft eine Filteranordnung für eine spektrale Filterung von Röntgenstrahlung eines Computertomographiesystems mit einer ersten und einer zweiten Röntgenquelle. Weiterhin betrifft die Erfindung ein Computertomographiesystem mit einer ersten Röntgenquelle mit einer ersten Röntgenenergie, welche einen ersten Fächerstrahl mit einem ersten Fächerwinkel abstrahlt, mit einer zweiten Röntgenquelle mit einer zweiten Röntgenenergie, welche einen zweiten Fächerstrahl mit einem zweiten Fächerwinkel abstrahlt, wobei der zweite Fächerwinkel größer ist als der erste Fächerwinkel, einem ersten Röntgendetektor, welcher dazu eingerichtet ist, den von der ersten Röntgenquelle abgestrahlten ersten Fächerstrahl zu detektieren, und einem zweiten Röntgendetektor, welcher dazu eingerichtet ist, den von der zweiten Röntgenquelle abgestrahlten zweiten Fächerstrahl zu detektieren. Die Erfindung betrifft überdies ein Verfahren zum Herstellen einer Filteranordnung für eine spektrale Filterung der Röntgenstrahlung einer Röntgenquelle eines CT-Systems. Zusätzlich betrifft die Erfindung ein Verfahren zum Rekonstruieren von Bilddaten auf Basis von Projektionsmessdaten, welche mit einem Computertomographiesystem erfasst wurden.

Die EP2873967EP 2 873 967 A1A1 offenbart eine Röntgenbildgebungsvorrichtung, umfassend:

• – eine Röntgenquelle, die konfiguriert ist, Röntgenstrahlen auf einen Objektbereich abzustrahlen;
• – ein Röntgendetektor, der konfiguriert ist, die abgestrahlte Röntgenstrahlung zu detektieren und eine Vielzahl von Bildern des Objektbereichs zu erfassen; und
• – einen Region-von-Interesse(ROI)-Filter, der zwischen der Röntgenquelle und dem Röntgendetektor angeordnet ist und konfiguriert ist, sich in Richtung der Röntgenquelle und in Richtung des Röntgendetektors zu bewegen, und konfiguriert ist, die von der Röntgenquelle abgestrahlten Röntgenstrahlen zu filtern.

Die DE102007044549DE 10 2007 044 549 A1A1 offenbart ein Verfahren zur Aufnahme zumindest eines Röntgenbildes eines Untersuchungsobjektes mittels eines Röntgensystems, wobei ein interessierender Bereich des Untersuchungsobjektes mit einer ersten Röntgendosis und ein an den interessierenden Bereich angrenzender Bereich mit einer zweiten Röntgendosis aufgenommen wird, wobei die erste Röntgendosis größer ist als die zweite Röntgendosis, und wobei das Röntgenbild aus dem abgebildeten interessierenden Bereich und dem abgebildeten angrenzenden Bereich gebildet ist.

Die DE202014002844DE 20 2014 002 844 U1U1 offenbart einen Röntgenfilter für ein Röntgengerät zur Bildgebung, aufweisend wenigstens einen ersten Filterbereich sowie wenigstens einen zweiten Filterbereich, wobei der erste und der zweite Filterbereich unterschiedliche Röntgenabsorptionseigenschaften aufweisen, wobei das Röntgenfilter dazu ausgelegt ist, durch Filtern polychromatischer Röntgenstrahlung gleichzeitig räumlich getrennte Röntgenstrahlen mit unterschiedlichen Energien zu erzeugen. Ein Dual-Source-Computertomographie-System (CT-System) besitzt im Unterschied zu herkömmlichen Ein-Röhren-CT-Systemen zwei um ca. 90 Grad versetzte Röntgenröhren mit jeweils gegenüberliegendem Detektorsystem. Die beiden Röhren können mit unterschiedlichen Energien betrieben werden, was zu einem differenzierten Energiespektrum von Geweben mit ähnlicher Dichte führt. Dadurch wird es möglich, Strukturen mit unterschiedlichem Gewebe voneinander zu unterscheiden (z. B. Knochen und mit Kontrastmittel gefüllte Gefäße) und auch quantitativ auszuwerten. Die Dual-Source-Technik ermöglicht eine direkte Subtraktion von Gefäßen und Knochen während der Bildaufnahme, eine Tumorcharakterisierung und eine Differenzierung von Flüssigkeiten.

Üblicherweise sind bei Dual-Source-CT-Geräten röhrenseitige Vorfilter installiert, um die spektrale Trennung zu erhöhen. D. h. die bereits aufgrund der unterschiedlichen Röntgenröhren unterschiedlichen Energiespektren werden mit Hilfe eines Vorfilters weiter differenziert. Herkömmlich werden 0,4 mm bis 0,6 mm dicke Zinn-Vorfilter verwendet, welche röhrenseitig in den Strahlengang der Röntgenröhre eingefahren, welche mit der höheren elektrischen Spannung, beispielsweise 140 kV oder 150 kV, betrieben wird. Dadurch verschiebt sich die mittlere Energie des Spektrums der Röntgenstrahlen zu höheren Werten, so dass sich die spektrale Trennung der Röntgenstrahlung, mit der unterschiedliche Strukturen, welche aus verschiedenen Materialien bestehen, sichtbar gemacht werden, verbessert.

Allerdings besteht bei herkömmlichen Systemen das Problem, dass aufgrund räumlicher Beschränkungen in der CT-Gantry nur ein Detektor das volle Messfeld von 50 cm Durchmesser abdecken kann, der andere Detektor aber auf ein kleineres Messfeld beschränkt ist. Üblicherweise umfasst das kleinere Messfeld einen Bereich mit einem Durchmesser von nur 26 bis 35 cm. Außerhalb des kleinen Messfelds stehen daher bei herkömmlichen Dual-Source-CT-Geräten keine Daten für beide Röntgenspektren zur Verfügung, so dass nur der innere Bereich, d. h. das kleinere Messfeld mit beiden Röntgenspektren abgetastet wird. Allerdings gibt es Anwendungen, wie zum Beispiel das Erfassen von Daten zur Berechnung von Elektronendichte-Verteilungen in der Strahlentherapie, bei denen Daten von dem gesamten Patienten, also im gesamten Messfeld zur Verfügung stehen müssen.

Es ist somit eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Bildaufnahme mit Hilfe eines CT-Systems mit Röntgenstrahlen mit mindestens zwei unterschiedlichen Energiespektren auch von großformatigen Objekten oder Objektausschnitten zu ermöglichen.

Diese Aufgabe wird durch eine Filteranordnung gemäß Patentanspruch 1, durch ein Computertomographie-System gemäß Patentanspruch 9, durch ein Verfahren zum Herstellen einer Filteranordnung gemäß Patentanspruch 13, durch ein Verfahren zum Rekonstruieren von Bilddaten auf Basis von Projektionsmessdaten gemäß Patentanspruch 14 und durch ein Computerprogrammprodukt gemäß Patentanspruch 15 gelöst.

Die erfindungsgemäße Filteranordnung für eine spektrale Filterung der Röntgenstrahlung eines CT-Systems mit einer ersten und einer zweiten Röntgenquelle weist einen inneren Filterbereich auf, welcher eine Querschnittsfläche eines Fächerstrahls der zweiten Röntgenquelle mit einem zweiten, größeren Fächerwinkel abdeckt, wobei die Teil-Querschnittsfläche entsprechend einem ersten, kleineren Fächerwinkel eines Fächerstrahls der ersten Röntgenquelle gewählt ist. Der Fächerstrahl der ersten Röntgenquelle wird von einem kleineren Detektor erfasst, dessen Abmessungen mit denen des Fächerstrahls der ersten Röntgenquelle korrespondieren. Zusätzlich weist die erfindungsgemäße Filteranordnung einen äußeren Filterbereich auf, welcher zusammen mit dem inneren Filterbereich eine im Verhältnis zur inneren Teil-Querschnittsfläche größere Querschnittsfläche des Fächerstrahls der zweiten Röntgenquelle abdeckt. Die beiden von den unterschiedlich dimensionierten Fächerstrahlen abgedeckten Messfelder sind, wie bereits erwähnt, bei CT-Systemen mit mehreren Röntgenquellen unterschiedlich groß. Der von den Abmessungen her mit dem kleineren Messfeld korrespondierende innere Filterbereich weist eine erste spektrale Filterfunktion auf. Dabei ist anzumerken, dass die Filteranordnung dazu vorgesehen ist, in den Strahlengang des größeren Fächerstrahls eingesetzt zu werden, dem ein größerer Detektor zugeordnet ist, dessen Abmessungen mit dem größeren Messfeld korrespondieren. Andererseits weist die erfindungsgemäße Filteranordnung im inneren Filterbereich eine herkömmliche Filterfunktion auf, wobei die mittlere Energie des Spektrums der Röntgenstrahlung im kleinen Messfeld erhöht wird.

Erfindungsgemäß ist zudem der äußere Filterbereich der Filteranordnung in z-Richtung, d. h. in Richtung der Systemachse, welche der Rotationsachse des CT-Systems entspricht, in zwei Teilbereiche aufgeteilt, wobei der erste Teilbereich eine zweite spektrale Filterfunktion aufweist und der zweite Teilbereich eine von der zweiten Filterfunktion verschiedene dritte spektrale Filterfunktion aufweist. In Fächerrichtung, also in Umfangsrichtung des CT-Systems betrachtet im Außenbereich, sind die Filterflächen in z-Richtung, d. h. in Axialrichtung des CT-Systems in zwei Teilbereiche aufgeteilt, die auf einfallende Röntgenstrahlung eine unterschiedliche Wirkung haben, so dass, auch wenn auf beide Teilbereiche Röntgenstrahlung desselben Spektrums fällt, die aus den beiden Filter-Teilbereichen austretende Röntgenstrahlung ein unterschiedliches Energiespektrum aufweist. Zwar werden zunächst auch unterschiedliche Bereiche des Messfelds von der Röntgenstrahlung aus den beiden Filter-Teilbereichen bestrahlt, jedoch wird mit Hilfe der Rotation der Gantry und einer gleichzeitigen linearen Bewegung des Patiententischs eine vollständige Abtastung des Messfeldes mit Röntgenstrahlung aus beiden Filter-Teilbereichen erzielt. Die aus der detektierten Röntgenstrahlung erzeugten Projektionsmessdaten für Röntgenstrahlung mit verschiedenen Energiespektren können dann zur Rekonstruktion von Abbildungen von verschiedenen Strukturen aus verschiedenen Materialien verwendet werden. Die erfindungsgemäße Filteranordnung hat den nicht hoch genug einzuschätzenden Vorteil, dass der Aufbau einer herkömmlichen CT-Anlage mit mehreren Röntgenquellen mit verschiedenen Röntgenspektren übernommen werden kann und zur Lösung der oben genannten Aufgabe nur ein herkömmlicher Filter durch die erfindungsgemäße Filteranordnung ersetzt werden muss, was die Hardware der Anlage betrifft. Somit wurde eine überaus effektive und zugleich kostengünstige Lösung des oben beschriebenen Problems gefunden.

Das erfindungsgemäße Computertomographiesystem weist eine erste Röntgenquelle mit einer ersten Röntgenenergie auf, welche einen ersten Fächerstrahl mit einem ersten Fächerwinkel abstrahlt. Zusätzlich umfasst das erfindungsgemäße Computertomographiesystem eine zweite Röntgenquelle mit einer zweiten Röntgenenergie, welche einen zweiten Fächerstrahl mit einem zweiten Fächerwinkel abstrahlt, wobei der zweite Fächerwinkel größer ist als der erste Fächerwinkel. Der zweite Fächerstrahl deckt also konstruktionsbedingt ein größeres Messfeld ab als der erste Fächerstrahl. Das erfindungsgemäße Computertomographiesystem umfasst korrespondierend zu der ersten Röntgenquelle einen ersten Röntgendetektor, welcher dazu eingerichtet ist, den von der ersten Röntgenquelle abgestrahlten ersten Fächerstrahl zu detektieren, und korrespondierend zu der zweiten Röntgenquelle einen zweiten Röntgendetektor, welcher dazu eingerichtet ist, den von der zweiten Röntgenquelle abgestrahlten zweiten Fächerstrahl zu detektieren. Zudem weist das erfindungsgemäße Computertomographiesystem die erfindungsgemäße Filteranordnung auf.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zum Herstellen einer Filteranordnung für eine spektrale Filterung von Röntgenstrahlung eines CT-Systems mit einer ersten Röntgenquelle und einer zweiten Röntgenquelle wird ein innerer Filterbereich ausgebildet, welcher eine innere Teil-Querschnittsfläche eines Fächerstrahls der zweiten Röntgenquelle mit einem zweiten, größeren Fächerwinkel abdeckt, wobei die Teil-Querschnittsfläche entsprechend einem ersten, kleineren Fächerwinkel eines Fächerstrahls der ersten Röntgenquelle gewählt ist, und eine erste spektrale Filterfunktion aufweist. Des Weiteren wird ein äußerer Filterbereich ausgebildet, welcher zusammen mit dem inneren Filterbereich eine im Verhältnis zur inneren Teil-Querschnittsfläche größere Querschnittsfläche des Fächerstrahls der zweiten Röntgenquelle abdeckt. Zusätzlich wird der äußere Filterbereich in z-Richtung, d. h. in Richtung der Systemachse in zwei Teilbereiche aufgeteilt, indem der erste Teilbereich mit einer zweiten spektralen Filterfunktion ausgebildet wird und der zweite Teilbereich mit einer von der zweiten spektralen Filterfunktion verschiedenen dritten spektralen Filterfunktion ausgebildet wurde.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zum Rekonstruieren von Bilddaten auf Basis von Projektionsmessdaten, welche mit dem erfindungsgemäßen Computertomographiesystem erfasst wurden, werden zunächst die Projektionsmessdaten aus den äußeren Detektorbereichen des zweiten Detektors in Abhängigkeit davon, ob die Projektionsmessdaten dem ersten Teilbereich des äußeren Filterbereichs der Filteranordnung zugeordnet sind oder ob die Projektionsmessdaten dem zweiten Teilbereich des äußeren Filterbereichs der Filteranordnung zugeordnet sind, separiert. Weiterhin werden die getrennten Projektionsmessdaten des ersten Teilbereichs des äußeren Filterbereichs der Filteranordnung den Projektionsmessdaten des zweiten Röntgendetektors zugeordnet, so dass ein erster Projektionsmessdatensatz auf Basis von der erfassten Röntgenstrahlung des ersten Röntgenspektrums gebildet wird. Entsprechend werden die getrennten Projektionsmessdaten des zweiten Teilbereichs des äußeren Filterbereichs der Filteranordnung den Projektionsmessdaten des ersten Röntgendetektors zugeordnet, so dass ein zweiter Projektionsdatensatz auf Basis von erfasster Röntgenstrahlung mit einem zweiten Röntgenspektrum gebildet wird. Es erfolgt also vor der Rekonstruktion von Bilddaten auf Basis der erfassten Rohdaten, d. h. der Projektionsmessdaten, eine Aufteilung der Projektionsmessdaten nach dem Energiespektrum der Röntgenstrahlung, durch deren Detektierung die jeweiligen Projektionsmessdaten erzeugt wurden. Schließlich werden Bilddaten auf Basis des ersten Projektionsdatensatz und des zweiten Projektionsmessdatensatzes getrennt rekonstruiert. Anschließend können Bilder von verschiedenen Strukturen durch eventuell auch gewichtetes Addieren und/oder Subtrahieren der getrennt rekonstruierten Bilddaten erzeugt werden.

Das erfindungsgemäße Verfahren zum Rekonstruieren von Bilddaten auf Basis von Projektionsmessdaten, welche mit dem erfindungsgemäßen Computertomographiesystem erfasst wurden, kann auch in Form eines Computerprogramms realisiert werden. Eine weitgehend softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass auch schon bisher verwendete Rekonstruktionseinrichtungen auf einfache Weise durch ein Software-Update nachgerüstet werden können, um auf die erfindungsgemäße Weise zu arbeiten. Insofern wird die Aufgabe auch durch ein Computerprogrammprodukt gelöst, welches direkt in eine Speichereinrichtung eines Computertomographiesystems ladbar ist, mit Programmabschnitten, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Rekonstruieren von Bilddaten auf Basis von Projektionsmessdaten, welche mit dem erfindungsgemäßen Computertomographiesystem erfasst wurden, auszuführen, wenn das Programm in der Speichereinrichtung ausgeführt wird.

Die abhängigen Ansprüche sowie die nachfolgende Beschreibung enthalten jeweils besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung. Dabei können insbesondere die Ansprüche einer Anspruchskategorie auch analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein. Zudem können im Rahmen der Erfindung die verschiedenen Merkmale unterschiedlicher Ausführungsbeispiele und Ansprüche auch zu neuen Ausführungsbeispielen kombiniert werden.

Die erfindungsgemäße Filteranordnung ist bevorzugt als Vorfilteranordnung ausgestaltet. In dieser Variante ist der Filter röhrenseitig, d. h. zwischen Röntgenquelle und abzubildendem Objekt angeordnet. Eine solche Anordnung des Filters hat den Vorteil, dass durch den Filter ein Teil der von der Röntgenquelle emittierten Röntgenstrahlung absorbiert wird, so dass die Dosisbelastung des zu untersuchenden Objekts, beispielsweise ein Patient, reduziert wird.

Alternativ kann die Filteranordnung auch als Nachfilteranordnung ausgestaltet sein. In dieser Variante ist der Filter detektorseitig, d. h. zwischen Detektor und abzubildendem Objekt angeordnet. Eine solche Anordnung des Filters bewirkt allerdings, dass die von der Röntgenquelle emittierte Röntgenstrahlung ungefiltert auf das abzubildende Objekt trifft, so dass die Dosisbelastung des abzubildenden Objekts, beispielsweise ein Patient bzw. ein Teilbereich eines Patienten, relativ hoch ist.

Bevorzugt ist die Filteranordnung derart ausgestaltet, dass der innere Filterbereich einteilig ausgebildet ist. Der innere Filterbereich entspricht in dieser Variante einem herkömmlichen Filter eines CT-Systems mit mehreren Röntgenquellen mit verschiedenen Röntgenspektren. Dagegen sind die äußeren Abschnitte des erfindungsgemäßen Filters jedoch in der oben beschriebenen Art und Weise aufgebaut, so dass anders als bei einer herkömmlichen Anordnung Projektionsmessdaten für verschiedene Röntgenspektren auch im äußeren Bereich des Messfeldes aufgenommen werden können.

In einer ebenfalls bevorzugten Variante der erfindungsgemäßen Filteranordnung umfasst der innere Filterbereich ein erstes Filtermaterial, welches die gesamte Breite eines Detektors des CT-Systems in Richtung der Systemsachse bzw. in z-Richtung abdeckt. Der genannte Detektor ist der Detektor, der die Röntgenstrahlung der zweiten Röntgenquelle detektiert.

Beispielsweise kann das erste Filtermaterial Zinn umfassen. Zinn ist dazu geeignet, das Spektrum von Röntgenstrahlung zu höheren Energien hin zu verschieben. Möchte man eine verbesserte spektrale Trennung der erfassten Projektionsmessdaten, welche mit Röntgenstrahlung von verschiedenen Röntgenquellen erzeugt wurden, so ist es vorteilhaft, wenn das Energiespektrum der Röntgenstrahlung zu einem Energiespektrum mit höherer Energie hin verschoben wird. Für eine solche spektrale Verschiebung eignet sich Zinn besonders gut.

In einer sehr effektiven Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Filteranordnung weist der äußere Filterbereich ein zweites Filtermaterial und ein von dem zweiten Filtermaterial verschiedenes drittes Filtermaterial auf. Indem für die beiden Teilbereiche des äußeren Filterbereichs unterschiedliche Filtermaterialien verwendet werden, wird für die unterschiedlichen Teilbereiche auch eine unterschiedliche spektrale Filterfunktion erreicht, so dass auch das äußere Messfeld mit Röntgenstrahlung mit verschiedenen Spektren beaufschlagt wird und mithin für diesen Bereich Projektionsmessdaten auf der Basis von Röntgenstrahlung mit unterschiedlichem spektralem Aufbau erzeugt werden können. Somit können auch im äußeren Messfeld Strukturen aus verschiedenen Materialien voneinander getrennt abgebildet werden.

In einer besonders praktikablen Variante sind das erste Filtermaterial und das zweite Filtermaterial identisch.

Beispielsweise kann das zweite Filtermaterial Zinn umfassen und das dritte Filtermaterial Gold aufweisen.

Alternativ oder in Kombination mit den vorherigen Ausgestaltungen der erfindungsgemäßen Filteranordnung können der erste Teilbereich und der zweite Teilbereich des äußeren Filterbereichs unterschiedliche Dicken oder unterschiedliche Dichten aufweisen. Auch mit Hilfe von Filtern unterschiedlicher Materialstärken oder unterschiedlicher Dichten lassen sich Verschiebungen von Röntgenspektren zu unterschiedlichen Energien hin bewerkstelligen. Diese Art der Dimensionierung der Filter lässt sich auch mit der Wahl des Filtermaterials kombinieren.

In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Filteranordnung nehmen der erste Teilbereich und der zweite Teilbereich des äußeren Filterbereichs jeweils die Hälfte des äußeren Filterbereichs ein. Bei dieser Konzeption der Teilbereiche des äußeren Filterbereichs ist eine gleichverteilte Aufnahme von Rohdaten mit Röntgenstrahlung aus den beiden Teilbereichen leicht realisierbar.

Eine solche gleichmäßige Aufteilung der beiden Teilbereiche lässt sich zum Beispiel dadurch umsetzen, dass die beiden Teilbereiche derart ausgebildet sind, dass der erste Teilbereich und der zweite Teilbereich des äußeren Filterbereichs in z-Richtung betrachtet in der Mitte des äußeren Filterbereichs aneinanderstoßen.

In einer Variante des erfindungsgemäßen Computertomographiesystems weist der erste Röntgendetektor in Fächerrichtung eine kleinere Ausdehnung auf als der zweite Röntgendetektor. Die unterschiedliche Dimensionierung der beiden Röntgendetektoren kann sich zum Beispiel bauartbedingt durch die Ringform der Gantry des CT-Systems sowie die Anordnung der Röntgendetektoren ergeben. Gerade bei solchen bauartbedingten Einschränkungen der Dimensionierung der Detektoren erweist sich die erfindungsgemäße Filteranordnung als besonders vorteilhaft, da auch in diesem Fall im äußeren Messfeld Bildaufnahmen mit Röntgenstrahlen mit verschiedenen Energiespektren erzielt werden können. Als Fächerrichtung ist die Richtung zu verstehen, in welcher der Fächerwinkel des jeweiligen Fächerstrahls aufgespannt ist. Diese Richtung entspricht auch der Rotationsrichtung von Röntgenquelle und Detektor. Sie verläuft üblicherweise orthogonal zur Systemachse und zur Ausbereitungsrichtung der Röntgenstrahlung.

In einer bevorzugten Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Computertomographiesystems weist der zweite Röntgendetektor in Fächerrichtung betrachtet äußere Detektorbereiche auf, welche mit den äußeren Filterbereichen der Filteranordnung korrespondieren und dazu eingerichtet sind, Röntgenstrahlungen mit einer unterschiedlichen Energie zu detektieren, welche durch eine unterschiedliche Röntgenstrahlaufhärtung durch die unterschiedlichen spektralen Filterfunktionen des ersten Teilbereichs und des zweiten Teilbereichs des äußeren Filterbereichs erzeugt wurden. Beispielsweise ist es möglich, unterschiedlichen Detektorbereiche unterschiedlich zu parametrieren, um diese an unterschiedliche Energien anzupassen.

Besonders bevorzugt weist das erfindungsgemäße Computertomographiesystem eine Rekonstruktionseinrichtung auf, welche dazu eingerichtet ist, die in den äußeren Detektorbereichen erfasste Röntgenstrahlung mit unterschiedlichen Energien für die Dual-Energie-Bildgebung zu verwenden.

Eine besonders präzise Bildgebung wird erreicht, wenn das erfindungsgemäße Computertomographiesystem dazu eingerichtet ist, eine Bildaufnahme mit einem Pitch eines Spiralscans von weniger als 0,75 durchzuführen. Bei Dual-Energy-Systemen mit zwei Röntgenquellen herkömmlicher Bauart ist der Pitch des Spiralscans normalerweise auf 1,5 beschränkt. Da erfindungsgemäß die Detektorfläche in z-Richtung in zwei Teilbereiche für zwei verschiedene Spektren aufgeteilt ist, ergibt sich für die erfindungsgemäße Bildaufnahmeeinrichtung ein maximaler Pitch von 0,75.

Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen:

1 eine schematische Darstellung eines Röntgen-Computertomographiesystems mit einer Filteranordnung gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,

2 eine schematische Darstellung eines Schnitts durch ein Röntgen-Computertomographiesystem mit zwei Röntgenquellen und Detektorsystemen sowie einer Filteranordnung gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,

3 eine schematische Darstellung einer Filteranordnung gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,

4 ein Flussdiagramm, welches ein Verfahren zum Herstellen einer Filteranordnung gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung veranschaulicht,

5 ein Flussdiagramm, welches ein Verfahren zum Rekonstruieren von Bilddaten auf Basis von Projektionsmessdaten, welche mit einem Computertomographiesystem gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung erfasst wurden, veranschaulicht.

Bei dem in 1 gezeigten Röntgen-System (1) handelt es sich um ein Röntgen-Computertomographiesystem 1. Dieses weist eine in einem Gantry-Gehäuse 6 untergebrachte Gantry auf, auf der zwei Strahler-/Detektorsysteme A, B winkelversetzt angebracht sind, welche jeweils durch eine Röntgenröhre 2, 4 und einen gegenüberliegenden Detektor 3, 5 gebildet sind. Ein Untersuchungsobjekt O, hier ein Patient, befindet sich auf einer entlang einer Systemachse 9 verschiebbaren Patientenliege 8 und kann auf diese Weise während der Untersuchung durch ein Messfeld im Bereich der Strahler-/Detektorsysteme A, B geschoben werden. Die Steuerung des Röntgen-Computertomographiesystems 1 und ggf. auch die Bildaufbereitung kann durch eine übliche Steuereinrichtung 7 durchgeführt werden. Diese Steuereinrichtung 7 weist zum Beispiel eine Bildrekonstruktionseinrichtung 10 auf. In 1 ist auch eine Filteranordnung 30 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung eingezeichnet. Diese befindet sich im Strahlengang der zweiten Röntgenröhre 4 und ist in diesem speziellen Ausführungsbeispiel als Vorfilter ausgebildet, d. h., die Filteranordnung 30 ist als Vorfilter zwischen der Röntgenröhre 4 und dem abzubildenden Objekt O positioniert.

2 zeigt das Röntgen-Computertomographiesystem 1 im Schnitt senkrecht zur Systemachse 9. Dargestellt ist das erste Strahler-/Detektorsystem A mit der Röntgenröhre 2, mit dem darin enthaltenen Fokus F_A und mit der gegenüberliegenden Detektorebene D_A aus dem Detektorsystem 3. Der Strahlkegel bzw. Fächerstrahl 13 dieses Strahler-/Detektorsystems A weist einen Fächerwinkel φ_A auf, der relativ zu dem um 90° winkelversetzten Strahlkegel bzw. Fächerstrahl 11 des ebenfalls dargestellten zweiten Strahler-/Detektorsystems B die Bedingung φa < φb erfüllt. Das zweite Strahler-/Detektorsystem B besteht aus der Röntgenröhre 4 mit dem Fokus F_B und der gegenüberliegenden Detektorebene D_B.

Unterhalb der Strahler-/Detektorsysteme A, B sind schematisch die Strukturen zweier Projektionsdatensätze S₁, S₂ dargestellt, von denen der erste Projektionsdatensatz S₁ während einer Messung mit dem ersten Strahler-/Detektorsystem A und der zweite Projektionsdatensatz S₂ gleichzeitig mit dem zweiten Strahler-/Detektorsystem B gewonnen wurde.

Bei dem dargestellten Aufbau der Projektionsdatensätze S₁, S₂ verläuft ein Kanalindex K von links nach rechts, während ein Zeilenindex Z von unten nach oben verläuft. Dabei gibt also der Zeilenindex Z den Fortschritt der Untersuchung durch Bewegung des Untersuchungsobjekts E entlang der Systemachse 9 an, während der Kanalindex K zu den jeweiligen Winkeln φ_A, φ_B korrespondiert.

Bei einer Akquisition der Projektionsdaten, im Folgenden auch Projektionsmessdaten genannt, werden die Röntgenröhren 2, 4 der Strahler-/Detektorsysteme A, B mit unterschiedlichen Röntgenspannungen betrieben, z. B. die Röntgenröhre 2 des ersten Systems A mit 80 kV und die Röntgenröhre des zweiten Systems B mit 140 kV. D. h., die beiden Strahler-/Detektorsysteme A, B messen mit unterschiedlichen Röntgenenergien E₁, E₂. Somit werden bei einer Messung gleichzeitig ein Niedrigenergie-Projektionsdatensatz und ein Hochenergie-Projektionsdatensatz erzeugt.

In dem in 2 dargestellten CT-System 1 weisen die beiden Strahler-/Detektorsysteme A, B unterschiedliche Geometrien auf, so dass die durch die konzentrische Kreise dargestellten abgetasteten Messbereiche 12, 14 der beiden Strahler-/Detektorsysteme A, B unterschiedlich groß sind. Aus diesem Grund liegen herkömmlich Projektionsdaten für beide Energien nur für den inneren Messbereich 14 vor. Um einen Niedrigenergie-Projektionsdatensatz und ein Hochenergie-Projektionsdatensatz auch für den größeren Messbereich 12 zu erhalten, wird in den Strahlengang des zweiten Systems B ein Filter 30, in diesem Fall ein Vorfilter 30, gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung eingebracht. Der Vorfilter 30 ist dazu eingerichtet, die von der Röntgenröhre 4 des zweiten Systems B emittierte Röntgenstrahlung in verschiedenen Filterbereichen unterschiedlich spektral zu verändern, so dass in den Außenbereichen des Detektors D_B des zweiten Systems B Röntgenstrahlung mit verschiedenem Spektrum erfasst wird und so auch von dem größeren Messbereich 12 ein Niedrigenergie-Projektionsdatensatz und ein Hochenergie-Projektionsdatensatz erfasst werden können.

In 3 ist ein Filter 30 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung schematisch gezeigt. Der Filter 30 umfasst einen Innenbereich 31, welcher eine einheitliche Filterwirkung aufweist und mit dem Innenbereich des Detektors D_B des zweiten Systems B bzw. dem inneren Field of View InFoV, welches dem kleineren bzw. inneren Messbereich 14 in 2 entspricht, korrespondiert. In diesem Bereich funktioniert der Filter 30 wie ein herkömmlicher Filter, welcher dazu dient, die spektrale Trennung der Röntgenstrahlung durch diesen Bereich des Filters im Vergleich zur Röntgenstrahlung des ersten Systems A zu erhöhen, indem die mittlere Energie der durch den inneren Teil 31 des Filters 30 fallenden Röntgenstrahlung erhöht wird.

Damit auch von dem äußeren Messbereich 12 Röntgenstrahlung mit zwei verschiedenen Energien vorhanden ist, sind nun die in Fächerrichtung FR betrachtet als Außenbereiche 32 des Filters 30 zu bezeichnenden Abschnitte des Filters 30 in zwei unterschiedliche Filter-Teilbereiche 33, 34 aufgeteilt, wobei der erste Filter-Teilbereich 33 in dem gezeigten Ausführungsbeispiel eine Filterwirkung aufweist, die der Filterwirkung des Innenbereichs 31 entspricht, und der zweite Filter-Teilbereich 34 eine Filterwirkung aufweist, der von der Filterwirkung des Innenbereichs 31 verschieden ist. Anders ausgedrückt, wird das Spektrum der durch die beiden äußeren Filter-Teilbereiche 33, 34 fallenden Röntgenstrahlung unterschiedlich verändert. Auf diese Weise fällt auf unterschiedliche Teilbereiche 33, 34 der Außenbereiche 32 des Detektors D_B des zweiten Systems B Röntgenstrahlung mit einem unterschiedlichen Energie-Spektrum, so dass auch von dem äußeren Messbereich 12 Röntgenstrahlung mit zwei verschiedenen Energien detektiert wird und so auch von diesem Bereich 12 (siehe 2) Niedrigenergie-Projektionsdaten und Hochenergie-Projektionsdaten erzeugt werden können.

In 4 ist ein Flussdiagramm gezeigt, welches ein Verfahren 400 zum Herstellen einer Filteranordnung gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung veranschaulicht. Bei dem Schritt 4.I wird ein innerer einteiliger Filterbereich ausgebildet, welcher eine Querschnittsfläche eines Strahlenfächers einer ersten Röntgenquelle abdeckt und eine erste spektrale Filterfunktion aufweist. Anschließend wird bei dem Schritt 4.II ein äußerer Filterbereich ausgebildet, welcher zusammen mit dem inneren Filterbereich eine größere Querschnittsfläche eines größeren Fächerstrahls einer zweiten Röntgenquelle abdeckt. Schließlich wird bei dem Schritt 4.III der äußere Filterbereich 32 in Richtung der Systemachse in zwei Teilbereiche 33, 34 aufgeteilt, indem der erste Teilbereich 33 mit einer zweiten spektralen Filterfunktion ausgebildet wird und der zweite Teilbereich 34 mit einer von der zweiten spektralen Filterfunktion verschiedenen dritten spektralen Filterfunktion ausgebildet wird.

In 5 ist ein Flussdiagramm gezeigt, welches ein Verfahren 500 zum Rekonstruieren von Bilddaten auf Basis von Projektionsmessdaten, welche mit einem Computertomographiesystem gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung erfasst wurden, veranschaulicht. Bei dem Verfahren 500 werden bei dem Schritt 5.I Projektionsmessdaten PMD-D_B-A, PMD-D_B-B aus den äußeren Detektorbereichen des zweiten Detektors D_B, in Abhängigkeit davon, ob die Projektionsmessdaten PMD-D_B-B dem ersten Teilbereich 33 des äußeren Filterbereichs 32 der Filteranordnung 30 zugeordnet sind oder ob die Projektionsmessdaten PMD-D_B-A dem zweiten Teilbereich 34 des äußeren Filterbereichs 32 der Filteranordnung 30 zugeordnet sind, separiert. Anders ausgedrückt, erfolgt also eine Trennung der Projektionsmessdaten in Abhängigkeit davon, in welchem Teilbereich des äußeren Detektorbereichs des zweiten Röntgendetektors D_B die Projektionsmessdaten erfasst wurden. Dabei ist ein erster Teilbereich des äußeren Detektorbereichs des zweiten Röntgendetektors D_B dem ersten Teilbereich 33 des äußeren Filterbereichs 32 der Filteranordnung 30 zugeordnet und ein zweiter Teilbereich des äußeren Detektorbereichs des zweiten Röntgendetektors D_B dem zweiten Teilbereich 34 des äußeren Filterbereichs 32 der Filteranordnung 30 zugeordnet.

Bei dem Schritt 5.II werden die getrennten Projektionsmessdaten PMD-D_B-B des ersten Teilbereichs 33 des äußeren Filterbereichs 32 der Filteranordnung 30 den Projektionsmessdaten PMD-D_B des zweiten Röntgendetektors D_B zugeordnet, so dass ein erster Projektionsdatensatz PMD-B auf Basis von erfasster Röntgenstrahlung mit einem ersten Röntgenspektrum gebildet wird. Bei dem Schritt 5.III werden die getrennten Projektionsmessdaten PMD-D_B-A des zweiten Teilbereichs 34 des äußeren Filterbereichs 32 der Filteranordnung 30 den Projektionsmessdaten PMD-D_A des ersten Röntgendetektors D_A zugeordnet, so dass ein zweiter Projektionsdatensatz PMD-A auf Basis von erfasster Röntgenstrahlung mit einem zweiten Röntgenspektrum gebildet wird.

Bei dem Schritt 5.IV werden schließlich Bilddaten BD_A, BD_B auf Basis des ersten Projektionsmessdatensatz PMD-B und des zweiten Projektionsmessdatensatzes PMD-A rekonstruiert. Dabei können die üblichen Rekonstruktionsverfahren, beispielsweise auf Basis einer gefilterten Rückprojektion zum Einsatz kommen. Mit Hilfe der beiden getrennt rekonstruierten Bilddatensätze können unterschiedliche Strukturen sichtbar gemacht werden. Basierend auf den Rohdaten werden separat Bilddaten unterschiedlicher Energien berechnet. Auf Basis dieser Bilddaten kann dann eine spektrale Nachbearbeitung erfolgen und es kann zum Beispiel eine Knochenstruktur bildlich dargestellt werden. Wie bereits beschrieben, können Bilder von verschiedenen Strukturen durch eventuell auch gewichtetes Addieren und/oder Subtrahieren der getrennt rekonstruierten Bilddaten erzeugt werden.

Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den vorbeschriebenen Verfahren und Vorrichtungen lediglich um bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung handelt und dass die Erfindung vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben ist. So wurden die Filteranordnung und das Computertomographie-System in erster Linie anhand eines Computertomographie-Systems mit einer fächerförmigen Röntgenstrahlausformung erläutert. Die Erfindung ist jedoch auch auf andere Geometrien von Röntgenstrahlen und Detektoren anwendbar, bei denen die Fläche der beiden Detektoren unterschiedlich dimensioniert ist. Auch eine größere Anzahl von verschiedenartigen Röntgenstrahlspektren als zwei ist denkbar. Es wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen, dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein” bzw. „eine” nicht ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können.