[0001] 本发明涉及一种用于获取检查对象的投影测量数据的X射线系统。X射线系统具有X射线辐射器组件，该X射线辐射器组件具有至少一个用于发射X射线辐射的X射线辐射源。此外，本发明还涉及一种用于借助X射线系统进行图像重建的方法。

[0002] 借助现代成像方法通常产生二维或三维的图像数据，其可以用于使成像的检查对象可视化并且此外也可以用于另外的应用。

[0003] 成像方法通常基于X射线辐射的检测，其中，产生所谓的投影测量数据。例如，投影测量数据可以借助计算机断层造影系统(CT系统)来获取。在CT系统中，布置在机架上的由X射线辐射源和对置布置的X射线探测器组成的组合通常围绕测量空间旋转，检查对象(其在下面在不失一般性的情况下被称为患者)处于该测量空间中。在此，旋转中心(也被称为“等中心点”)与所谓的系统轴线z重合。在一次或多次旋转中，利用X射线辐射源的X射线辐射透射患者，其中，借助对置的X射线探测器检测投影测量数据。

[0004] 所产生的投影测量数据尤其与X射线探测器的结构类型有关。X射线探测器通常具有多个探测单元，所述探测单元大多以规则的像素阵列的形式布置。探测单元分别对于到达探测单元的X射线辐射产生探测信号，该探测信号在特定的时间点关于X射线辐射的强度和光谱分布被分析，以便获得关于检查对象的结论并且产生投影测量数据。

[0005] 为了检测投影测量数据，迄今为止大多采用X射线探测器，其集成以用于获取在X射线辐射的整个能量范围(所谓的总光谱)上的测量数据。为了实现一定的能量分辨率，这些X射线探测器也可以作为“双层X射线探测器”布置在两个层中，其中，在第一层中主要检测低能量的X射线量子并且在第二层中检测其余的较高能量的X射线量子。

[0006] 为了在CT系统中在整个能量范围上获取测量数据，通常使用固体X射线探测器，其将入射的X射线量子转换为可见光。可见光又借助光电二极管和合适的评估电子装置转换成数字测量信号。在此，入射的X射线量子在其能量方面不被区分并且仅测量一个能量积分信号。

[0007] 对于产生光谱分辨的图像数据，原则上考虑两种方法：一方面，可以通过X射线辐射源调节所辐射出的光谱，另一方面，X射线探测器例如通过滤波器可以被构造为并且必要时可以被调节为，使得其仅检测相对宽的入射光谱的被定义的区域。对于光谱分离，光谱灵敏度分布在此是通过光谱与X射线探测器的灵敏度的乘积给出的指标。

[0008] 因此为了产生光谱分辨的CT图像，结合这种传统的X射线探测器需要改变X射线辐射源处的X射线谱，以便实现光谱的材料分离。作为技术解决方案，这可以以最简单的形式通过以不同的管电压在相同对象上的两个独立的扫描来进行。

[0009] 另外的变型方案是“分离滤波器”，其预滤波器由两种不同的材料构成，所述材料对于不同的X射线谱是可穿透的。X射线辐射于是分别仅在X射线探测器的配属给相应的预滤波器的X射线探测器单元或X射线探测器子区域中被探测。在也以英语词“Twin‑Beam”(双射束)为特征的该变型方案中，选择性地在X射线辐射源处通过选择性的材料滤波器(例如锡和金)改变光谱，使得X射线探测器的一部分测量通过第一滤波材料滤波的光谱、例如“金”光谱，并且X射线探测器的分离的部分检测通过第二滤波材料滤波的光谱、例如“锡”光谱。备选地，可以将不同的滤波器在时间上错开地引入X射线源的射束路径中。

[0010] 在所谓的“kV开关”中，管电压(也被称为加速电压)在一个或多个读取周期上以短的时间间隔变化，使得电子吸收不同的能量，其最终产生不同的X射线谱作为制动辐射。例如，管电压在CT系统的一次旋转中非常快地变化，也就是说在例如0.5秒的旋转时间中、例如每0.5ms在80kV与140kV之间变化。

[0011] 光谱分辨的图像数据也可以借助双源系统来获得，双源系统能够通过两个X射线管和两个X射线探测器、也结合附加的预滤波独立地调节管电压和电流，以便以该方式获得具有不同光谱的X射线。

[0012] 在此描述的用于产生具有不同光谱的X射线的方法，例如双源、kV开关和滤波器的使用也可以任意地彼此组合。

[0013] 与之不同，光子计数的X射线探测器光谱分辨地测量输入光谱。在此，根据所实现的探测阈或者能量阈的数量产生多个光谱上不同的数据组。但是，由于仅一个输入光谱，各个数据组的光谱分离在此与在前述的多能量方案(其中改变所发射的X射线辐射的光谱)中相比可能不太好。计数的CT‑X射线探测器能够实现单独检测每个入射的x射线量子的能量。以该方式产生的X射线探测器信号通常由每个单个投影(～0.25ms持续时间)的每个单个X射线探测器像素的计数率组成。该信息以光谱分辨的方式可用，办法是：对于多个探测阈、例如20keV/40keV/65keV/80keV同时返回该信息。由最低阈(例如20keV)的数据组成的CT图像由此近似地对应于在具有所有X射线量子的相同的管电压的情况下的经典的CT‑X射线探测器，而由上阈(例如65keV)组成的CT图像对应于在更高管的电压的情况下的经典的图像，因为仅高能量测量的量子有助于重建。以该方式，计数的X射线探测器内在地提供光谱分辨的信息，其能够实现光谱的图像重建(碘图像、虚拟的非对比度图像、单能图像、材料参数图像)。

[0014] 通常，可以以该方式利用计数的X射线探测器产生的光谱分离是限制因素。所实现的光谱分离处于与在80kV和140kV时的两次独立的CT扫描相当的区域内。这虽然对于许多应用是足够的，但是不能实现例如利用70kV和150kV、利用高光谱的附加的锡滤波的两个不同的记录的光谱分离，所述附加的锡滤波可以利用传统的双源双能量系统来实现。

[0015] 此外，由具有多个探测阈的计数式的探测器同时产生非常大范围的数据量，对于其传输必须存在足够的数据传输容量。然而，数据路径、尤其CT系统的数据传输容量通过“瓶颈”、例如滑环来限制，该滑环形成用于在CT系统的旋转部分和CT系统的固定部分之间的数据传输的接口。因此，需要将由X射线探测器产生的投影测量数据的量保持得尽可能小。

[0077] 图1示出根据本发明的实施例的具有分离滤波器9的计算机断层造影系统1。

[0078] 使用分离滤波器9使得可以利用仅一个X射线辐射源3记录光谱分辨的图像。在此，分离滤波器9被划分成，使得其在行方向上划分X射线辐射源3的X射线的X射线扇形。

[0079] 因为计算机断层造影系统1示出根据本发明的X射线系统的优选的实施方式，所以以下的阐述不失一般性地涉及计算机断层造影系统1。计算机断层造影系统1在此包括具有X射线辐射源3的X射线辐射器组件、X射线探测器4和控制装置5。X射线辐射源3和X射线探测器4与控制装置5连接。X射线辐射源3和X射线探测器4可运动并且彼此沿直径对置地布置在圆形轨道6上。它们因此彼此处于固定的位置关系中，在该位置关系中，X射线探测器4检测由X射线辐射源3发射的辐射，并且由此形成第一源‑X射线探测器组件。作为检查对象的患者2处于圆形轨道6的中心。X射线辐射源3包括X射线管7和隔板8。隔板8与X射线管7稍微间隔地布置在X射线管7的指向患者2的侧面上。通过该隔板可以设定在运行中由X射线管7发射的X射线辐射10的出射角。

[0080] 在X射线管7和隔板8之间引入呈分离滤波器9形式的预滤波器。该预滤波器具有两个滤波器区段9a、9b，滤波器区段具有在其X射线吸收方面具有不同特性的材料，例如金和锡。在图1中在左侧示出的第一滤波器区段9a在该具体的实施例中具有金作为滤波材料，并且在图1中在右侧示出的第二滤波器区段9b具有锡作为滤波材料。因此，由X射线管7产生的X射线辐射根据材料而不同地被预滤波并且呈两个不同的X射线谱的形式从X射线辐射源3射出。这些X射线谱沿对应于分离滤波器9的材料之间的边界的分离线11在空间上被分离成低能量和高能量的光谱。此外，两个光谱的通过患者2投影到X射线探测器4上的X射线辐射10也在空间上分离地在X射线探测器4的不同的区域中被检测并且可以被配属给相应被发射的光谱。为此，X射线探测器4具有两个不同的子区域4a、4b，其中，第一子区域4a(在图1中在左侧示出)具有带有适配于低能量的X射线辐射的探测的探测阈的探测器场，并且第二子区域4b(在图1中在右侧示出)具有带有适配于高能量的X射线辐射的探测的探测阈的探测器场。备选地，分离滤波器9也可以旋转90°地布置，从而分离线11在一定程度上在图像平面中划分不同的光谱。在该备选方案中，对于患者2的待记录的区域的两个光谱的投影测量数据顺序地利用工作台进给被获取。在该备选方案中，也通过处于图像平面中的分离线将探测器划分成不同的子区域4a、4b。

[0081] 在运行中，为了获取投影测量数据，X射线辐射源3和X射线探测器4在圆形轨道6上围绕患者2旋转。然后，所检测的投影测量数据可以被传送到例如处于控制装置5中的评估单元并且在那里被重建成患者2的图像B(也参见图4中的步骤4.III)。为了获取患者2的另外的区域的投影测量数据，可以例如借助可定位的患者台(在此未示出)将患者2相对于计算机断层造影系统1垂直于圆形轨道6的平面地移动。在所谓的螺旋CT中，在同样连续的工作台进给的情况下连续进行获取。

[0082] 在具有64个X射线探测器行的X射线探测器4中，行1至32检测利用金滤波器9a滤波的X射线谱，并且行33至64检测利用锡滤波器9b滤波的X射线谱。投影测量数据获取优选以具有例如0.4的小螺距的螺旋模式进行，由此，基于前32行和后32行的投影测量数据，能够单独实现在两个体积中的独立的图像重建，其中，产生光谱分辨的图像。在图1所示的布置中，X射线探测器4的各个子区域4a、4b的探测阈适配于不同的X射线谱，所述探测阈被配属给具有不同的X射线谱的X射线。例如在140keV的固定的管电压的情况下，对于X射线探测器4的前32行、也就是说对于检测透射通过金滤波器9a的低能量的X射线辐射的X射线探测器4的第一子区域4a，设置20keV和35keV的探测阈，并且对于X射线探测器4的后32行、也就是说对于检测透射通过锡滤波器9b的高能量的X射线辐射的X射线探测器4的第二子区域4b，相应设置25keV和60keV的较高的探测阈。备选地，必要的数据率也可以被减半，办法是：对于X射线探测器4的每个子区域4a、4b仅设置一个唯一的探测阈。在该变型方案中，对于前32行使用具有20keV的探测阈并且对于后32行使用具有50keV的探测阈。

[0083] 与在图1所示的CT系统中不同地，图2示出计算机断层造影系统1，其中，X射线辐射源3的加速电压随时间变化，办法是：其例如由控制装置5调节地在80kV和140kV的两个值之间以例如1000Hz或500Hz的频率阶梯状地交替，这也以“kV开关”表示。在每次旋转具有2000个投影的典型的CT记录中，X射线辐射源3的管电压或加速电压因此每2至4个投影切换一次。

[0084] 因此，与X射线探测器4和X射线辐射源3的在圆形轨道上以典型地最高大约4Hz的频率进行的旋转运动相比，加速电压快速交替。通过交替的加速电压，在X射线管7中产生不同的X射线谱，尤其是低能量的和高能量的X射线谱。这些X射线谱作为X射线辐射10以通过隔板8定义的出射角穿过患者2。此外，X射线辐射击中能量分辨的X射线探测器4。因此，该X射线探测器记录借助不同的X射线谱产生的患者的X射线投影的测量值。由此，从相对于患者2的不同的角度位置获取投影测量数据，这些投影测量数据可以在时间上被配属给从X射线辐射源3的X射线管7发射的光谱。

[0085] 然后，为了重建，将所记录的投影测量数据划分成其高能量和低能量的投影并且进行单独的重建。以如下方式改进投影测量数据的光谱分离，即X射线探测器4的探测阈的阈值随着X射线辐射源3的能谱的变化而同步改变。X射线探测器4的探测阈的阈值因此在时间上在两个设定之间来回跳跃。如果想要降低数据传输速率，则也可以分别仅传输唯一的探测阈的投影测量数据，其中，在高电压(例如140kV)的阶段中读取具有例如55keV的较高的阈并且在低电压(例如80kV)的阶段中读取具有20keV的能量较低的阈并且将其传输给评估单元或控制装置5。

[0086] 图3示出具有光谱X射线探测和超高分辨率的X射线系统的X射线探测器4的示意图。在该变型方案中，对于X射线探测器4的各个X射线探测器像素或探测器场F11、...、Fnm使用比在常规的X射线探测器中的情况小很多的面。在所谓的S1布局中，通过每个面的更多数量的X射线探测器像素，例如2752个通道(通道对应于列)和288行，可以实现更高的分辨率。然而，由于已经提到的原因，数据传输不是针对相应高的数据率而设计的，从而通过将两个相邻行的总共四个像素组合，尤其在记录运动图像时降低分辨率。因此例如，在所谓的M4布局中传输来自仅具有144行的1376个通道的投影测量数据。

[0087] 在所谓的UHR模式中，行数减小到120行，并且在记录运动的心脏的情况下，通常传输仅一个20keV的阈的投影测量数据，因为数据传输速率通过硬件限制。

[0088] 为了能够获取光谱分辨的投影测量数据，现在如在图3中所示，根据位置确定具有不同的阈值的两个不同的探测阈E1、E2，这些探测阈以棋盘图案通过通道(列)和行交替。例如，在图3中保持为白色的具有第一探测阈E1的探测器场以20keV的能量运行，并且具有探测阈E2的阴影线的探测器场利用50keV的能量运行。然后，分开地基于不同的场类型的探测器场或具有不同的探测阈E1、E2的探测器场(白色、阴影线)的投影测量数据重建光谱分离的图像。探测器场之间的空隙的必要的内插虽然降低了图像的最大可能的锐度和分辨率，但是扫描在投影测量数据的整个获取的过程中是均匀的，而没有值得一提的在空间和时间上的错位并且没有由此产生的潜在的伪影。

[0089] 为了产生高分辨率的图像，可以在同一个测量的连续的投影或帧中，在不同的场类型(白色、阴影线)的场之间交换探测阈E1、E2的配属。在这种情况下，在不考虑探测阈E1、E2的情况下将图像重建为具有完整的或者最大的分辨率的混合图像。

[0090] 图4示例性示出根据本发明的用于图像重建的方法的流程作为流程图400。在本方法的第一步骤4.I中，在优选根据本发明的计算机断层造影系统1中产生具有第一定义光谱的X射线辐射RS1和具有与第一定义光谱不同的第二定义光谱的X射线辐射RS2，如上面已经描述的那样。也就是说，辐射RS1具有与辐射RS2不同的能量分布。

[0091] 该辐射RS1、RS2至少部分穿过检查对象2并且在第二步骤4.II中由具有探测阈E1、E2的阈值的在时间上和/或空间上的变化的X射线探测器4检测为该检查对象2的投影。在此，对于具有第一定义光谱的辐射RS1，该检测在空间上和/或在时间上与具有第二定义光谱的辐射RS2的检测分开地进行。与在迄今为止所使用的具有X射线的光谱获取的系统中不同地，X射线探测器4的探测阈E1、E2以在时间和/或空间上的协调适配于在同一扫描内的辐射RS1、RS2的相应的X射线谱。通过将探测阈E1、E2适配于辐射RS1、RS2的相应的X射线谱，可以要么实现光谱图像的改进的质量，要么可以通过使用较少数量的适配的探测阈来减少从旋转的X射线探测器4通过滑环传输到控制装置5的数据量。尽管投影测量数据P1、P2从随动的X射线探测器4到静止的控制装置5的传输是时间关键的并且由于滑环的特性而受限，但是通过降低阈数量、尽管数据率受限也能产生检查对象的光谱分辨的图像。

[0092] 相应地，X射线辐射S1的投影测量数据P1被配属给第一定义光谱。类似地利用配属给第二定义光谱的投影测量数据P2。

[0093] 在检测时，投影测量数据P1和P2必要时还被进一步分割，即根据投影P1、P2到能量分辨的投影测量数据P11、P12、...、P1i、P21、P22、...、P2i中的能量分布来分割。在此，投影测量数据P11、P12、...、P1i被配属给第一光谱并且投影测量数据P21、P22、...、P2i被配属给第二光谱。索引i表示用于检测具有相应的不同的光谱的X射线的探测阈的数量。

[0094] 此外，投影测量数据P11是来自通过检查对象2投影的X射线辐射的定义的能量范围、即来自在能量选择的X射线探测器4的第一仓中检测的能量范围的第一光谱的数据。这直至投影测量数据P2i是类似适用的，其在第i个仓中被检测并且被配属给第二光谱。X射线探测器4的仓因此分别检测投影的定义的能量范围的数据。这些仓的能量范围的边界可以例如通过控制协议或通过操作者来确定并且借助控制装置5来设定。尤其地，用于获取不同光谱的投影测量数据的能量范围的边界适配于光谱的走向。如已经详细描述的那样，该过程可以包括能量范围的时间变化或能量范围的空间变化。获取的另外的步骤类似于在计算机断层造影中已经建立的方法那样进行。

[0095] 因此，投影测量数据P1、P2包含关于产生的光谱和关于在投影中存在的能量分布的信息。从这些光谱分离的投影测量数据P1、P2中可以在第三步骤4.III中针对各个能量范围分别利用已知的重建算法产生图像。然后可以根据要求将这些图像彼此混合，以便根据期望突出地显示特定的材料或组织并且在对比度和/或噪声和/或对比度噪声比方面进行优化。最后，根据本发明的方法由于更好的光谱分离而提供对重建的图像B的改进的显示。

[0096] 最后还要再次指出，前面详细描述的装置和方法仅是实施例，其可以由本领域技术人员以不同的方式修改，而不脱离本发明的范围。此外，不定冠词“一”或“一个”的使用不排除所涉及的特征也可以多重地存在。同样，术语“元件”不排除有关的部件由多个相互作用的子部件构成，所述子部件必要时也能够在空间上分布。无论特定的术语的语法性别如何，都包括具有男性、女性或其他性别身份的人。