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Technisches
Gebiet
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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein bildgebende Mehrschicht-Computertomographie(CT)-Systeme
und mehr im Einzelnen ein System und ein Verfahren, um eine Energiediskrimination
in denselben vorzunehmen.
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Hintergrund
der Erfindung
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Bei
der Computertomographie(CT) werden bildgebende Teile eines Patienten
gescannt, und die Dichten von in diesen enthaltenen Materialien
werden zu verschiedenen Diagnose- und Beurteilungszwecken bestimmt.
Ein fortwährendes
Bestreben geht dahin, die Scanmöglichkeiten
von bildgebenden CT-Systemen zu vergrößern. Insbesondere wird bei der
CT-Bildgabe angestrebt, nicht nur die Dichte von gescannten Materialien
bestimmen zu können,
sondern auch zwischen Materialien oder Kombinationen von Materialien
unterscheiden zu können,
die ähnliche
Dichten aufweisen.
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So
kann z.B. bei bestimmten Testverfahren Jodid in den Blutstrom eines
Patienten injiziert werden, um dadurch die Sichtbarkeit von Blut
zu verbessern und Blut von anderen Geweben oder unerwünschten
Ablagerungen in einem Gefäß oder Organ
besser unterscheiden zu können.
Die Kombination von Jodid und Wasser oder Blut, das hauptsächlich aus
Wasser besteht, und einer Kombination von Kalziumablagerungen und
weichem Gewebe zeigen ähnliche
Materialdichten, die eine schlechte Ortsauflösung und eine geringe Kontrastauflösung zwischen den
einzelnen Kombinationen ergeben und im Wesentlichen gleiche entsprechende
Helligkeitswerte bei Betrachtung durch einen Arzt haben. Kalziumablagerungen
auf der inneren Auskleidung von Blutgefäßwänden sind unerwünscht. Wegen
der Schwierigkeit der Unterscheidung zwischen den Helligkeitswerten
von rekonstruieren CT-Bildern der angegebenen Kombinationen kann
es für
den Arzt aber schwierig sein zu bestimmen, ob eine Kalziumablagerung
in den Blutgefäßen des
Patienten vorliegt.
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Bezugnehmend
auf 1 ist dort eine
Querschnittsdarstellung einer gebräuchlichen CT-Röhrenanordnung 10 veranschaulicht.
Bildgebende CT-Systeme beinhalten eine Gantry, die mit unterschiedlichen
Geschwindigkeiten umläuft,
um ein 360°-Bild
zu erzeugen. Die Gantry enthält
die CT-Röhrenanordnung 10,
die über
einen Vakuumabstand 12 zwischen einer einzigen Katode 14 und
einer Anode 16 Röntgenstrahlen
erzeugt. Um die Röntgenstrahlen
zu erzeugen, wird über
den Vakuumabstand 12 ein großes Spannungspotential erzeugt,
das es ermöglicht,
dass Elektronen in Gestalt eines Elektronenstrahls von der Katode 14 zu
einem einzigen Target 18 auf der Anode 16 emittiert
werden. Zum Freisetzen der Elektronen wird eine in der Katode 14 enthaltene
Wicklung durch einen durchfließenden
elektrischen Strom auf Weißglut
erhitzt. Die Elektronen wurden durch das Hochspannungspotential
beschleunigt und treffen auf das Target 18 auf, wodurch
sie abrupt abgebremst werden, so dass sie eine Röntgenstrahlung aussenden und
einen Röntgenstrahl
erzeugen, der durch ein CT-Röhrenfenster 20 durchgeht.
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Nach
dem Durchgang durch das CT-Röhrenfenster 20 wird
der Röntgenstrahl
durch ein Einzelfilter 22 gefiltert. Das Filter 22 reduziert
die Zahl der niederenergetischen Röntgenstrahlanteile mit Energieniveaus,
die unter einem vorbestimmten Energieniveau liegen, um so die Röntgenstrahlbelastung
eines Patienten zu verringern. Ein Beispiel eines vor-dem-Patienten
Energiespektrumdiagramms der Zahl von Röntgenstrahlen (Photonenflussdichte)
in Abhängigkeit
von dem jeweils entsprechenden Energieniveau ist in 2 dargestellt. Eine Spektrumkennlinie 24 hinter
dem Filter liegt über
einer angenäherten
Spektrumkennlinie 26 vor dem Filter. Zu beachten ist, dass
die Spektrumkennlinie 24 lediglich einen einzigen Maximalwert
aufweist und dass die Zahl der Röntgenstrahlen,
die Energieniveaus unterhalb von 40 KeV entsprechen, wegen der Absorption durch
das Filter 22 deutlich verringert ist.
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Die
Röntgenstrahlen
hinter dem Filter gehen durch einen Teil des Patienten durch und
werden von einem Röntgenstrahldetektor-Array
erfasst. Beim Durchgang der Röntgenstrahlen
durch den Patienten werden die Röntgenstrahlen
vor dem Auftreffen auf dem Detektorarray geschwächt. Von dem Röntgenstrahldetektor
werden Röntgenstrahlschwächungsmesswerte
entsprechend der jeweiligen elektrischen Signalantwort erzeugt,
die von den empfangenen Röntgenstrahlen
hervorgerufen wird, welche, abhängig
von ihrer Schwächung,
unterschiedliche Energieniveaus aufweisen. In Abhängigkeit
von den Schwächungsmessungen
wird ein Röntgenbild
rekonstruiert.
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Das
Röntgenstrahldetektor-Array
erzeugt in Abhängigkeit
von dem einen einzigen Maximalwert aufweisenden Energiespektrum
ein Röntgenstrahlsignal.
Eine Anzahl von dem Detektor empfangender Röntgenstrahlen wird über die
durchschnittliche Fläche
des Detektors und über
ein Betrachtungszeitintervall integriert, um so ein integriertes
Signal zu erzeugen. Das integrierte Signal steht in unmittelbarer Beziehung
zu Dichten von gescannten Materialien des Patienten. Wie an sich
bekannt, ist es schwierig, aus dem sich ergebenden Energiespektrum
und aus Integrationskenndaten zwischen ähnlichen Materialdichten zu
unterscheiden.
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Es
besteht deshalb der Wunsch, ein CT-System mit Energiediskriminierung
zu schaffen, das zwischen verschiedenen gescannten Materialien und verschiedenen
gescannten Materialkombinationen unterscheidet, um damit die Brauchbarkeit
und die Einsatzfähigkeit
des CT-Scannens zu verbessern. Außerdem wäre es bei einem CT-System erwünscht, mit
Genauigkeit und Klarheit eine Energiediskriminierung ohne erhöhte Röntgenstrahlbelastung
eines Patienten durchführen
zu können.
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Zusammenfassung
der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung schafft ein System und ein Verfahren zur Durchführung einer
Energiediskriminierung in einem bildgebenden System. Es ist eine
Röntgenstrahlquelle
zur Ausführung
einer Energiediskriminierung in einem bildgebenden System vorgesehen,
die eine Emissionsvorrichtung und eine Anode beinhaltet, die ein
Target aufweist, auf das die Elektronen auftreffen, um einen Röntgenstrahl
mit mehreren Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerten(x-ray
quantity engery peaks) zu erzeugen.
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Außerdem wird
ein Verfahren zur Durchführung
einer Energiediskrimination in dem bildgebenden System geschaffen,
das das Emittieren der Elektronen beinhaltet. Der Röntgenstrahl
wird mit den Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerten
erzeugt. Der Röntgenstrahl
wird durch ein Objekt durchgeleitet und empfangen. In Abhängigkeit
von dem Röntgenstrahl wird
ein Röntgenstrahlbild
erzeugt, das mehrere voneinander unterscheidbare Energiekennwerte
aufweist.
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Einer
von mehreren Vorteilen der vorliegenden Erfindung liegt darin, dass
sie ein System schafft, das eine Energiediskrimination vornehmen
kann und es auf diese Weise einem Arzt erlaubt, zwischen Materialien
und Materialkombinationen mit ähnlichen Dichten
zu unterscheiden. Damit schafft die vorliegende Erfindung eine erhöhte Informationsausbeute für verbesserte
Diagnose-, Untersuchungs-, Test- und Beurteilungszwecke. Ein weiterer
Vorteil liegt darin, dass sie eine bessere Orts- und Niedrigkontrastauflösung zwischen
verschiedenen Materialien ergibt, wodurch die Unterscheidung zwischen
gescannten Materialien weiter erleichtert wird.
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Schließlich liefert
die vorliegende Erfindung eine Energiediskriminierung, wobei sie
gleichzeitig die Röntgenstrahlbelastung
eines Patienten auf ein Minimum reduziert.
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Die
vorliegende Erfindung ist zusammen mit den sich aus ihr ergebenden
Vorteilen anhand der nachfolgenden detaillierten Beschreibung im
Zusammenhang mit den beigefügten
Figuren besonders gut zu verstehen.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnung
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Zum
genaueren Verständnis
der Erfindung wird nun auf die Ausführungsformen Bezug genommen,
die in größerem Detail
in den beigefügten
Figuren dargestellt und als Ausführungsbeispiele
der Erfindung im Nachfolgenden beschrieben sind, wobei:
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1 eine Querschnittsansicht
einer gebräuchlichen
CT-Röhrenanordnung
ist;
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2 ein Diagramm zur Veranschaulichung eines
vor-dem-Patienten
Energiespektrums für
die CT-Röhrenanordnung
nach 1 ist;
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3 eine perspektivische Darstellung
eines bildgebenden CT-Systems ist, das eine Röntgenstrahlquelle gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung beinhaltet;
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4 eine schematische Querschnittsnahansicht
eines bildgebenden CT-Systems ist, das ein Energiediskriminierungssystem
gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung verwendet;
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5 eine schematische Querschnittsnahansicht
eines Energiediskriminierungssystems mit einem einzigen Anodentarget
gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist;
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6 eine schematische Querschnittsnahansicht
eines Energiediskriminierungssystems mit einem Doppelanodentarget
gemäß einer
anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist,
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7 ein logisches Flussdiagramm
ist, das ein Verfahren zur Durchführung der Energiediskriminierung
bei einem bildgebenden System gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist; und
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8 ein vor-dem-Patienten
Energiespektrumsdiagramm für
eine Röntgenstrahlquelle
gemäß einer
anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist.
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Detaillierte Beschreibung
der bevorzugten Ausführungsform
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Bei
jeder der nachfolgenden Figuren werden zur Bezeichnung gleicher
Komponenten gleiche Bezugszeichen verwendet. Wenngleich die vorliegende Erfindung
mit Bezug auf ein System und ein Verfahren zur Durchführung einer
Energiediskriminierung bei einem bildgebenden Computertomographie(CT)-System beschrieben
wird, so können
die unten erläuterten
Vorrichtungen und Verfahren doch auch für verschiedenfältige Zwecke
eingesetzt werden und sind keineswegs auf die folgenden Anwendungen
beschränkt:
MRI-Systeme, CT-Systeme, Radiotherapiesysteme, bildgebende Röntgensysteme, Ultraschallsysteme,
nukleare bildgebende Systeme, Magnetresonanzspektroskopiesysteme
und andere auf dem Fachgebiet bekannte Anwendungen.
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In
der nachfolgenden Beschreibung werden für eine hergestellte Ausführungsform
verschiedene Betriebsparameter und Komponenten beschrieben. Diese
speziellen Parameter und Komponenten sind jedoch lediglich beispielhaft
angegeben und sollen nicht beschränkend zu verstehen sein.
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Außerdem bezieht
sich in der nachfolgenden Beschreibung der Ausdruck „Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwert" auf die allgemeine
Gestalt eines Energiespektrumdiagramms und die darin enthaltenen
Scheitelwerte (peaks). Ein Energiespektrumdiagramm ist dabei ein
Diagramm von Röntgenstrahlenergieniveaus
und einer jeweils entsprechenden Zahl von Röntgenstrahlen für jedes
Energieniveau. Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerte
beziehen sich nicht auf sporadische Zacken oder kleinere oder andere
unbedeutende Größen, die
in dem Energiediagramm auftreten oder vorhanden sein können. Für eine weitere
detaillierte Erläuterung
wird auf die Beschreibung zu 8 Bezug
genommen.
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Bezugnehmend
nun auf 3 ist dort eine perspektivische
Darstellung eines bildgebenden CT-Systems 30 veran schaulicht,
das eine Röntgenstrahlquelle 32 gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung beinhaltet. Das bildgebende System 30 weist
eine Gantry 34 auf, die über ein umlaufendes Innenteil 36 verfügt, das
die Röntgenstrahlquelle 32 und
einen energiedifferenzierenden Detektor 40 enthält. Die
Röntgenstrahlquelle 32 projiziert
auf den Detektor 40 ein Strahlenbündel von Röntgenstrahlen, die mehrere
Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerte
aufweisen. Die Quelle 32 und der Detektor 40 laufen
um einen betriebsmäßig verschiebbaren
Tisch 42 um. Der Tisch 42 wird längs einer Z-Achse zwischen
der Quelle 32 und dem Detektor 40 so längs verschoben,
dass ein Spiralscan durchgeführt
wird. Nach dem Durchgang durch einen medizinischen Patienten 44 in
einem Patiententunnel 46 wird der Strahl von dem Detektor 40 erfasst,
um Projektionsdaten zu erzeugen, die zur Herstellung eines CT-Bildes
verwendet werden.
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Bezugnehmend
nun auf 4 ist dort eine schematische
blockbildartige Querschnittsnahaufnahme des bildgebende Systems 30 veranschaulicht,
das ein Energiediskriminierungssystem 50 gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung verwendet. Das Energiediskriminierungssystem 50 beinhaltet
die Quelle 32, den Detektor 40 und eine Röntgenstrahlsteuervorrichtung 52.
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Generell
laufen die Quelle 32 und der Detektor 40 im Betrieb um
eine Mittelachse 53 um. Der Strahl 54 wird von
einer Vielzahl von Detektorelementen 56 empfangen. Jedes
Detektorelement 56 erzeugt ein elektrisches Signal, das
der Intensität
des jeweils auftreffenden Röntgenstrahls 54 entspricht. Beim
Durchgang durch den Patienten 44 wird der Röntgenstrahl 54 geschwächt. Die
Umlaufbewegung des Innenteils 36 und der Betrieb der Quelle 32 sind durch
einen Steuermechanismus 58 gesteuert. Der Steuermechanismus 58 enthält die Röntgenstrahlsteuervorrichtung 52,
die der Quel le 32 Energie und Taktsignale zuführt und
eine Gantrymotorsteuervorrichtung 60, die die Umlaufbewegung
und die jeweilige Stellung des Innenteils 36 steuert. Ein
Datenakquisitionssystem (DAS) 62 erfasst Analogdaten von den
Detektorelementen 56 und konvertiert die Analogdaten in
Digitaldaten für
die nachfolgende Verarbeitung. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 64 empfängt erfasste
und digitalisierte Röntgenstrahldaten von
dem DAS 62 und führt
eine Hochgeschwindigkeitsbildrekonstruktion durch. Eine Hauptsteuereinrichtung 66 speichert
das CT-Bild in einer Großspeichereinrichtung 68.
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Die
Röntgenstrahlquelle 32 und
der Detektor 40 laufen um ein abzubildendes Objekt, wie
den Patienten 44, so um, dass der Winkel unter dem der Strahl
das Objekt durchschneidet sich dauernd ändert. Eine Gruppe von Röntgenstrahlschwächungsmesswerten,
d. h. Projektionsdaten von dem Detektor 40 bei jeweils
einem Gantrywinkel wird als eine „Ansicht" (view) bezeichnet. Ein „Scan" des Objekts umfasst
einen Satz Ansichten, die bei verschiedenen Gantrywinkeln während eines
Umlaufes der Röntgenstrahlquelle 32 und
des Detektors 40 aufgenommen wurden. Bei einem Axialscan
werden die Projektionsdaten so verarbeitet, dass ein Bild erzeugt
wird, welches zweidimensionalen Schichtdarstellungen (Slices) durch
das Objekt entspricht.
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Ein
Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes aus einem Satz Projektionsdaten,
wobei sich die Projektionsdaten auf eine Gruppe von Schwächungsmesswerten
beziehen wird als „gefilterte Rückprojektionstechnik" bezeichnet. Dieses
Verfahren setzt die Schwächungsmesswerte
von einem Scan in diskrete ganze Zahlen um, die von –1024 bis +3072
laufen und „CT-Zahlen
oder -Werte" oder „Hounsfield
Units (Einheiten)" (HU)
bezeichnet werden. Diese HUs werden dazu verwendet die Helligkeit
eines entsprechenden Pixels auf einer Katoden strahlröhre oder
einer Computerbildröhre
in einer von den Schwächungsmesswerten
abhängigen
Weise zu steuern. Zum Beispiel kann ein Schwächungsmesswert für Luft in
einen ganzzahligen wert von –1000 HU
(entsprechend einem dunklen Pixel) umgesetzt werden, während ein
Schwächungsmesswert
für sehr
dichte Knochenmasse in einen ganzzahligen Wert von +3000 (entsprechend
einem hellen Pixel) ungesetzt werden kann, wobei ein Schwächungsmesswert
für Wasser
in einen ganzzahligen Wert von 0 HU (entsprechend einem grauen Pixel)
umgesetzt werden kann. Diese Ganzzahlumsetzung oder „Scoring" erlaubt es einem
Arzt oder Techniker, basierend auf der Helligkeit der Computerdarstellung, die
Dichte von Materie zu bestimmen und damit Beachtung erfordernde
Gebiete zu lokalisieren und zu identifizieren.
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Bei
einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung beinhaltet der Detektor 40,
wie dargestellt, ein erstes Detektorarray 70 und ein zweites
Detektorarray 72. Das erste Array 70 kann ein
Szintillatordetektor-/Photosensor-Detektor sein, der so beschaffen
ist, dass er die Erfassung traditioneller Informationen zur Erzeugung
anatomischer Details für CT-Schnittbilder
ermöglicht.
Das zweite Array 72 kann ein Direktumwandlungs(DC)-Detektor
sein, wie etwa ein Kadmiumzinktellurit-Detektor der für ein Röntgenstrahlzähl- und Energiediskriminierungsmode
konfiguriert ist, so dass er geschwächte Röntgenstrahlen zählt und
geschwächte
Röntgenstrahlenergie
misst.
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Bei
der Durchführung
einer Energiediskriminierung zur Unterscheidung zwischen Materialkenngrößen werden
Zahl und Energie der geschwächten Röntgenstrahlen
verwendet. Die elementare Zusammensetzung und/oder Dichte verschiedener
Gewebematerialien kann bestimmt werden, indem etwa zwischen Jod,
Blut, Kalzium oder anderen an sich bekannten Materialien unterschieden
wird. von den Arrays 70, 72 erhaltene Informationen
können
einander überlagert
werden, um ein einziges Bild zu erzeugen, das eine identisch positionierte
und überlappende
Information anatomischer Detail- und/oder Gewebediskriminierung
(Materialart und -dichte) aufweist.
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Das
zweite Array 72 kann in Einzelschichtbauweise und/oder
Mehrfachschichtbauweise vorliegen. Der Mehrschichtaufbau kann Informationen über eine
Mehrzahl verschiedener Gewebematerialien liefern, wobei der Mehrschichtaufbau
zur verbesserten Statistik auf einer individuellen Basis integriert sein
kann. Bei der Verwendung des zweiten Arrays 72 im Röntgenstrahlzähl- und
Energiediskriminierungsmode wird die zu der CT-Untersuchung hinzukommende
Röntgenstrahldosis
auf ein Minimum reduziert, weil nur eine geringe Menge Röntgenstrahlen
zur Durchführung
der Energiediskriminierung verwendet wird. Zum Erfassen von Energiediskriminierungsdaten
wird im Vergleich zu einer vollen oder Normaldosis Röntgenstrahlen,
wie sie bei einem normalen CT-Scan verwendet wird eine geringere
Röntgenstrahlmenge
benutzt. Ein normaler CT-Scan wird mit dem ersten Array 70 durchgeführt, um
detaillierte Daten wie detaillierte anatomische Daten, zu erhalten.
Beim Erfassen von Energiediskriminierungsdaten wird das zweite Array 72 so
eingesetzt, dass es ein Überlagerungsbild
mit Materialdifferenzierungskenndaten etwa einer Gewebeunterscheidungscharakteristik
erzeugt.
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Die
vorbeschriebene Ausführungsform
dient lediglich Beispielszwecken. Wenngleich bevorzugt wird, dass
wenigstens ein Array in der Lage ist eine Anzahl Röntgenstrahlen
auf verschiedenen Energieniveaus oder Bereichen von Energieniveaus,
die im Nachfolgenden als Röntgenstrahlmengen-Energieniveaus
bezeichnet werden zu erfassen, so kann doch jede beliebige Anzahl
von Arrays verwendet werden. So ist z.B. bei der vorbeschriebenen
Ausführungsform
das Array 72 in der Lage und dazu eingerichtet Röntgenstrahlmengenenergieniveaus zu
erfassen, während
das Array 70 dies nicht ist. Außerdem können die einzelnen Arrays 70, 72 verschiedener
Art und Bauweise sein und in unterschiedlichem Aufbau vorliegen,
wie dies an sich bekannt ist.
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Für eine weitere
detaillierte Beschreibung des Detektors 40 und möglicher
Ausführungsformen desselben
wird auf die US-Patentanmeldung S/N 10/064775 mit dem Titel „A hybrid
Szintillator/Photosensor and Direct Conversion Detector" verwiesen, die durch
Bezugnahme hier mit eingeschlossen ist.
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Die
Hauptsteuereinrichtung 66 empfängt außerdem über eine Bedienerkonsole 70 Befehle
und Scanparameter. Ein Bildschirm 72 gestattet es dem Bediener
das rekonstruierte Bild und andere Daten von der Hauptsteuereinrichtung 66 zu
betrachten. Die von dem Bediener gelieferten Befehle und Parameter
werden von der Hauptsteuereinrichtung 66 zur betriebsmäßigen Steuerung
der Röntgenstrahlsteuervorrichtung 52,
der Gantrymotorsteuervorrichtung 60 und des DAS 62 benutzt.
Außerdem
steuert die Hauptsteuereinrichtung 66 eine Tischmotorsteuervorrichtung 74 an,
die zur Positionierung des Patienten 44 in der Gantry 34 den
Tisch 42 verschiebt.
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Die
Röntgenstrahlsteuervorrichtung 52,
die Gantrymotorsteuervorrichtung 60, die Bildrekonstruktionseinrichtung 64,
die Hauptsteuereinrichtung 66 und die Tischmotorsteuervorrichtung 74 basieren mit
Vorzug auf Mikroprozessoren, etwa einem Computer mit einer zentralen
Verarbeitungseinheit (CPU), einem Speicher (RAM und/oder ROM) und
zugeordneten Eingangs- und Ausgangsbussen. Die Röntgenstrahlsteuervorrichtung 52,
die Gantrymotorsteuervorrichtung 60, die Bildrekonstruktionseinrichtung 64,
die Hauptsteuereinrichtung 66 und die Tischmotorsteuervorrichtung 74 können jeweils
Teil einer zentralen Steuereinheit sein oder aber jedes dieser Elemente
kann, wie dargestellt, eine unabhängige Einzel komponente sein.
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Bei
den nachfolgenden Ausführungsformen kann
eine Katodenemissionsvorrichtung irgendeine Elektronen emittierende
Vorrichtung oder Komponente sein. Eine Katodenemissionsvorrichtung
kann sich auf eine Katode, ein Röntgenstrahlröhren-KVP, eine emittierende
Katodenfläche,
eine Katodenelement oder eine andere an sich bekannte Elektronen emittierende
Vorrichtung oder Komponente beziehen.
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Bezugnehmend
nun auf 5 ist dort eine blockbildartige
schematische vergrößerte Querschnittsdarstellung
eines Energiediskriminierungssystems 50' mit einem einzigen rotierenden
Target 80 einer Anode 81 gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung veranschaulicht. Eine erste Katodenemissionsvorrichtung 82 und
eine zweite Katodenemissionsvorrichtung 84 emittieren Elektronen, die
so geleitet sind, dass sie auf das Target 80 auftreffen.
Zwischen der ersten Katodenemissionsvorrichtung 82 und
dem Anodentarget 80 ist ein erstes KVP vorhanden, das durch
eine erste, im Wesentlichen lineare, filtereingangsseitige Spektrumkurve der
Anzahl Röntgenstrahlen
pro Energieniveau dargestellt werden kann. Ein zweites KVP, das
von dem ersten KVP verschieden ist, besteht zwischen der zweiten
Katodenemissionsvorrichtung und dem Anodentarget 80; es
kann durch eine zweite näherungsweise
lineare, filtereingangsseitige Spektrumkurve der Anzahl Röntgenstrahlen
pro Energieniveau dargestellt werden. Die filtereingangsseitigen
Spektrumkurven können
unter Verwendung der Cramerschen Regel in an sich bekannter Weise
dargestellt sein. Die filtereingangsseitige Spektrumkurve des ersten KVP
weist einen anderen Anstieg wie die filtereingangsseitige Spektralkurve
des zweiten KVP auf.
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Beim
Auftreffen auf dem Target 80 wird eine Röntgenstrahlung
in Gestalt von Röntgenstrahlen 85, 85 erzeugt,
die durch ein rotierendes Filter 88 geleitet werden. Das
rotierende Filter 88 enthält ein erstes Filter 90 und
ein zweites Filter 92; die beiden Filter 90, 92 haben
voneinander verschiedene Energieabsorptionskennlinien. Wenngleich
hier ein rotierendes Filter Verwendung findet, so können doch
auch andere Filtervorrichtungen mit zwei oder mehr Filtern verwendet
werden. Bei einer Ausführungsform
verhindert jedes der Filter 90, 92 den Durchgang
von Röntgenstrahlen,
die jeweils einem Energieniveau entsprechen, das unterhalb dem dem
Röntgenstrahl 85 bzw. 86 jeweils
zugeordneten, vorbestimmten Energieniveau liegt. Die Filter 90, 92 wirken
bei der angeführten
Ausführungsform
tatsächlich
als Tiefpassfilter. Die Filter können
natürlich
auch als Bandpass-, Engpass-, Hochpassfilter, als digitales Filter
oder als Filter anderer bekannter Art wirken.
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Die
Röntgenstrahlen 86, 86 werden
beim Durchgang durch die Filter 90, 92 miteinander
vermischt, so dass sie einen filterausgangsseitigen Strahl 93 mit
mehreren Röntgenstrahlmengen
Energiescheitelwerten erzeugen, was daher rührt, dass von den Vorrichtungen 82, 84 unterschiedliche
Mengen von Elektronen bei den jeweils zugeordneten Energieniveaus
erzeugt werden und was auf die unterschiedlichen Absorptionskennlinien
der Filter 90, 92 zurückzuführen ist. Die Filter 90, 92 können wirkungsmäßig verschiedene
Energiedurchlassbereiche aufweisen, so dass Röntgenstrahlen jeweils innerhalb
eines vorbestimmten Energiebereiches durch die Filter 90, 92 durchgelassen
werden. Die Energiedurchlassbereiche können jede beliebige Größe aufweisen
und irgendeinem Energieniveau oder irgendwelchen Energieniveaus
zugeordnet sein.
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Eine
Röntgenstrahlsteuervorrichtung 52' ist an die
Vorrichtungen 82, 84 und eine Filterdrehvorrichtung 94 elektrisch
angekoppelt, die ihrerseits mit dem Filter 88 gekuppelt
ist und dieses in Umdrehung versetzt. Die Steuervor richtung 52' bewirkte einen synchrone Übertragung
zwischen den Vorrichtungen 82, 84 und dem Filter 90 bzw. 92.
Die Steuervorrichtung 52' kann
in Gestalt eines integralen Teils der Röntgenstrahlsteuervorrichtung 52 oder
der Hauptsteuereinrichtung 66 vorliegen oder ein Teil dieser sein;
sie kann aber auch eine getrennte Steuereinrichtung oder irgendeine
andere an sich bekannte Steuereinrichtung sein.
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Bezugnehmend
nun auf 6 ist dort eine schematische
blockbildartige vergrößerte Ansicht
eines Energiediskriminierungssystems 50'' mit
rotierenden Doppelanodentargets 100 gemäß einer weiteren Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung dargestellt. Eine erste Katodenemissionsvorrichtung 82' und eine zweite
Katodenemissionsvorrichtung 84' emittieren Elektronen, die so
geleitet sind, dass sie auf ein erstes rotierendes Target 102 bzw.
auf ein zweites rotierendes Target 104 einer Anode 106 auftreffen.
Zwischen der ersten Katodenemissionsvorrichtung 82 und
dem rotierenden Target 102 besteht ein erstes KVP während zwischen
der zweiten Katodenemissionsvorrichtung 84' und dem rotierenden Target 104 ein
zweites KVP vorhanden ist, ähnlich wie
bei der Ausführungsform
nach 5. Beim Auftreffen
auf den Targets 100, 204 wird eine Röntgenstrahlung
in Gestalt von Röntgenstrahlen 108 erzeugt,
die durch das rotierende Filter 88 geleitet werden, wobei
sie beim Ausgang aus dem Filter 88 miteinander vermischt
werden, um so einen filterausgangsseitigen Strahl 109 zu
bilden. Wenngleich hier das rotierende Filter 88 verwendet
wird, so können doch
auch andere Filtervorrichtungen mit einem oder mehreren Filtern
eingesetzt werden. Die Filter 90, 92 können vorübergehend
aktiv oder ortsfest sein. Der Strahl 109 weist, wie insbesondere
aus 8 zu entnehmen,
zwei oder mehr Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerte
auf.
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Wie
bei der Ausführungsform
nach 5 ist die Steu ervorrichtung 52' mit den Emissionsvorrichtungen 82', 84' und mit der
Filterantriebsvorrichtung 94 elektrisch gekoppelt, die
ihrerseits mit dem Filter 88 gekuppelt ist und dieses in
Umdrehung versetzt. Die Steuervorrichtung 52' bewirkt eine synchrone Übertragung
zwischen den Vorrichtungen 82'. 84' und dem Filter 90 bzw. 92.
Bei einer alternativen Ausführungsform
sind die Filter 90, 92 stationär, während die Vorrichtungen 82', 84' gleichzeitig
angesteuert sind. Die 5, 6 veranschaulichen zwei mögliche Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung, doch können von dem Fachmann auch
andere Ausführungsformen
in einfacher Weise in Betracht gezogen werden. Es gibt eine beliebige
Zahl von Anodentargets, Katodenemissionsvorrichtungen und Filter. So
können
z.B. die ersten Katodenemissionsvorrichtung 82 und die
zweiten Katodenemissionsvorrichtung 84 durch eine einzige
Katodenemissionsvorrichtung ersetzt werden, die so wirkt, dass sie
zwei verschiedene KVPe erzeugt und zwischen diesen hin und her geht.
Außerdem
können
mehr als zwei Katodenemissionsvorrichtungen und/oder Filter verwendet
werden, um einen Strahl zu erzeugen, der eine beliebige Zahl von
Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerten
aufweist. Diese Ausführungsbeispiel werden
im weiteren Detail im Nachstehenden beschrieben. Wenngleich es im
Hinblick auf die Genauigkeit, die Auflösung und Zwecke der Klarheit
bevorzugt wird, wenigstens zwei Katodenemissionsvorrichtungen und
wenigstens zwei Filter, wie bei den Ausführungsformen nach den 5, 6 dargestellt vorzusehen, so können doch
auch unterschiedliche Mengen jedes dieser Elemente verwendet werden.
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Bei
einer Anzahl alternativer Ausführungsformen
der Erfindung sind die Ausführungsformen
nach den 5, 6 so abgewandelt, dass lediglich
eine einzige Katodenemissionsvorrichtung in Kombination mit dem
rotierenden Filter 88 verwendet ist. Das erste Filter 90 und
das zweite Filter 92 werden bei einem einzigen Röntgenstrahl
abwechselnd so eingesetzt, dass ein Röntgenstrahl hinter dem Patienten
erzeugt wird, der ein Energiespektrum mit zwei Scheitelwerten aufweist.
Die einzige Katodenemissionsvorrichtung kann ein sich schnell änderndes
KVP aufweisen, das in Verbindung mit einem im Wechselfilter oder
einem rotierenden Filter verwendet werden kann.
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Bei
einem weiteren Paar alternativer Ausführungsformen der vorliegenden
Erfindung sind die Ausführungsformen
nach den 5, 6 so abgewandelt, dass die
Katodenemissionsvorrichtungen 82, 82', 84, 84' in Verbindung
mit einem einzigen ortsfesten Filter anstelle des rotierenden Filters 88 verwendet
sind. Die Katodenemissionsvorrichtungen 82, 84 und
die Katodenemissionsvorrichtungen 82', 84' werden jeweils abwechselnd so
wirksam gemacht, dass Röntgenstrahlen
erzeugt werden, die verschiedene Energiespektrumprofile oder -Verteilungen
der Anzahl der Röntgenstrahlen
pro Energieniveau aufweisen.
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Bezugnehmend
auf 7 ist dort ein logisches
Flussdiagramm dargestellt, das ein Verfahren zur Ausführung einer
Energiediskriminierung bei einem bildgebenden System gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung veranschaulicht. Der Einfachheit halber
ist das Verfahren nach 7 mit
Bezug auf die Ausführungsformen
der 5, 6 beschrieben; es ist jedoch nicht auf
diese angeführten
Ausführungsformen
beschränkt.
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Bei
dem Schritt 110 emittieren eine oder mehrere Katodenemissionsvorrichtungen,
wie die Emissionsvorrichtungen 82, 82', 84, 84' Elektronen, die
auf ein oder mehrere Anodentargets, wie die Targets 80, 100, 104 auftreffen,
wie dies im Vorstehenden beschrieben wurde.
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Bei
dem Schritt 112 werden Röntgenstrahlen, wie die Röntgenstrahlen 86, 108,
erzeugt, die mehrere Röntgenstrahlmengenenergiescheitelpunkte
aufweisen. Zum Beispiel kann ein erster Röntgenstrahl 114 mit
einem ersten Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwert 116 und
ein zweiter Röntgenstrahl 118 mit
einem zweiten Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwert 120 erzeugt
werden; die Strahlen 114, 118 sind am Besten aus 6 zu ersehen, während die
Scheitelwerte 116, 120 am Besten aus dem Energiespektrumdiagramm
vor dem Patienten der 8 zu
entnehmen sind. Der ersten Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwert 116 und
der zweite Röntgenstrahlmengenscheitelwert 120 werden
durch ein jeweils entsprechendes KVP an der jeweiligen Katodenemissionsvorrichtung 82' bzw. 84' und durch Filtern
jedes der Röntgenstrahlen 108 durch
die Filter 90, 92 erzeugt.
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Wenngleich
bei dieser beschriebenen Ausführungsform
das Energiespektrumdiagramm lediglich zwei Scheitelwerte 116, 120 aufweist,
kann an sich ein Energiespektrumsdiagramm jede beliebige Zahl von
Scheitelwerten haben, indem die Zahl der Katodenemissionsvorrichtungen,
die Filter und die Korellationen zwischen den Katodenemissionsvorrichtungen
und den Filtern entsprechend verändert werden.
Die Scheitelwerte 116, 120 können, wie dargestellt, vorbestimmten
Höckerbereichen 122, 124 entsprechen,
die durch eine oder mehrere Trennbereiche 126 (von denen
lediglich einer dargestellt ist), mit deutlich verringerten Röntgenstrahlmengen
getrennt sind. Die Höckerbereiche 122, 124 und
die Trennbereiche 126 tragen dazu bei, zwischen Materialien
mit ähnlichen
Materialenergiedichten genau zu unterscheiden.
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Nochmals
bezugnehmend auf 7 werden bei
dem Schritt 188 die Röntgenstrahlen
durch das rotierende Filter 88 gefiltert. Die Steuervorrichtung 52' steuert zwischen
dem ersten Filter 90 und dem zweiten Filter 92 hin
und her. Die Steuervorrichtung 52' steuert zwischen den Filtern 90, 92 wenigstens einmal
für jede
Ansicht bei einem Scannen des Patienten 44 hin und her.
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Bei
dem Schritt 130 werden die Röntgenstrahlen, wie die Röntgenstrahlen 93, 109,
miteinander vermischt, um einen filterausgangsseitigen Röntgenstrahl
zu erzeugen, der mehrere Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerte
aufweist.
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Bei
dem Schritt 132 wird der filteraussgangsseitige Röntgenstrahl
durch wenigstens einen Teil des Patienten 44 durchgehen
lassen.
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Bei
dem Schritt 134 empfängt
der Detektor 40 den filterausgangsseitigen Röntgenstrahl
und erzeugt in Abhängigkeit
von diesem ein Röntgenstrahlsignal,
das eine Materialenergiedichtenunterscheidungsinformation, wie etwa
Zahl von Röntgenstrahlen
pro Energieniveau enthält.
Der Röntgenstrahldetektor 40 kann
Röntgenstrahlmengenenergieniveaus der
jedem der Scheitelwerte 116, 120 entsprechenden
Röntgenstrahlen
messen und kann Röntgenstrahlmengenenergieniveaus
messen, die den Höckerbereichen 122, 124 entsprechen,
um die Energiediskriminierung mehrerer Materialien mit ähnlichen
Energiedichten zu erleichtern. Der Detektor 40 oder andere
an sich bekannte Signalkonditionierungsvorrichtungen können das
Röntgenstrahlsignal so
konditionieren, dass die Unterschiede zwischen Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerten
wirksam vergrößert werden
indem unerwünschte
vorbestimmte Energiedichteniveaus ausgefiltert werden.
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Bei
dem Schritt 136 erzeugt das System 30 in Abhängigkeit
von den Röntgenstrahlsignalen
ein Röntgenbild
mit mehreren voneinander unterscheidbaren Energiedichtecharakteristiken,
wie etwa Bildkontrastwerten, Helligkeitswerten, Farbänderung und/oder
anderen an sich bekannten Unterscheidungs merkmalen.
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Bei
dem Schritt 138 werden Materialien und Materialdichten
des gescannten Teils des Patienten 44 identifiziert. Die
Materialien und Materialdichten können von einem Arzt über die
Hauptsteuereinrichtung oder irgend eine andere an sich bekannte
Vorrichtung oder Technik bestimmt werden. Dadurch, dass mehrere
Röntgenstrahlenergiescheitelwerte vorliegen,
können
Materialien oder Materialkombinationen mit ähnlichen Dichten leichter voneinander
unterschieden werden, weil jedes Material oder jede Materialkombination
ein unterschiedliches Röntgenstrahlenergiescheitelwertprofil
aufweist.
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Die
Röntgenstrahlenergiescheitelwertprofile können außerdem dazu
verwendet werden, verschiedene Bildmaterialunterscheidungsmerkmale
zu erzeugen. So kann zum Beispiel eine erste Materialkombination
ein Energiespektrum mit zwei Scheitelwerten zeigen, das einen ersten
Satz von Werten erster Größe für jeden
Scheitelwert aufweist, während
eine andere Materialkombination ebenfalls ein Energiespektrum mit
zwei Scheitelwerten zeigt, bei dem aber ein weiter Satz von Werten
zweiter und davon verschiedener Größe für jeden Scheitelwert vorliegt.
Die Unterschiede in der Größe oder
in den Scheitelwerten zwischen den beiden Materialkombinationen
können
auf einem Röntgenbild
durch Verwendung einer oder mehrerer der oben erwähnten Unterscheidungsmerkmale
veranschaulicht werden.
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Die
oben beschriebenen Schritte sollen lediglich ein illustratives Beispiel
veranschaulichen; die Schritte können
abhängig
von der jeweiligen Anwendung synchron aufeinander folgend, gleichzeitig
oder in einer unterschiedlichen Reihenfolge ausgeführt werden.
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Die
vorliegende Erfindung schafft ein Energiediskriminationssystem und
-verfahren zur leichten Unterscheidung zwischen Materialien und
Materialkombinationen, die ähnliche
Energiedichten aufweisen. Die vorliegende Erfindung liefert diese
erhöhte Leistungsfähigkeit
und die verbesserte Orts- und
Niederkontrastauflösung,
während
sie gleichzeitig die Röntgenstrahlbelastung
eines Patienten auf ein Minimum reduziert.
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Die
im Vorstehenden beschriebene Einrichtung kann vom Fachmann an verschiedene
Einsatzzwecke angepasst werden und ist nicht auf Steuersysteme oder
andere Kommunikationssysteme beschränkt. Die beschriebene Erfindung
kann auch abgewandelt werden, ohne den Schutzbereich der Erfindung
zu verlassen wie er durch die nachfolgenden Patentansprüche definiert
ist.
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- 32
- Röntgenstrahlquelle
- 40
- Energiedifferenzierungsdetektor
- 52
- Steuervorrichtung
- 80
- Target
- 81
- Anode
- 82
- erste
Katodenemissionsvorrichtung
- 84
- zweite
Katodenemissionsvorrichtung
- 94
- Filterantriebsvorrichtung
- 102
- erstes
Target
- 104
- zweites
Target