DE102008012893A1 - Erfassung von Thromben bei CT, die Energie-Diskrimination nutzen - Google Patents

Abstract

Ein Bildgebungsscanner (10) umfasst eine Strahlungsquelle (14), einen Strahlungsdetektor (18) und einen Computer (36), der so programmiert ist, dass er CT-Daten, die von einem Strahlungsdetektor (18) erfasst wurden, in einen Pixelsatz zerlegt, wobei jedes Pixel mindestens einen ersten Basismaterialinhalt und einen zweiten Basismaterialinhalt aufweist. Der Computer ist ferner so programmiert, dass er mindestens einen ersten Subsatz (274) aus dem Pixelsatz als mögliche Embolie identifiziert, was auf der Grundlage des Inhalts des ersten Basismaterials und des Inhalts des zweiten Basismaterials erfolgt.

Description

• QUERVERWEIS ZU ZUGEHÖRIGER ANMELDUNG
• Der vorliegende Antrag beansprucht die Priorität der US-Patentanmeldung Nr. 11/692,086 vom 27. März 2007 und schließt hiermit durch Bezugnahme die gesamte Offenbarung der US-Patentanmeldung Nr. 10/904,630, eingereicht am 19. November 2004, ein.
• HINTERGRUND DER ERFINDUNG
• Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die radiographische Bildgebung und genauer gesagt auf ein Verfahren und System zur Erkennung von Dickdarmpolypen in einer kolorektalen Region einer Person ohne kathartische Vorbereitung oder Insufflation der kolorektalen Region. Die vorliegende Erfindung bezieht sich auch auf ein Verfahren und System der automatischen Erkennung einer Embolie oder eines Thrombus in normalem Gefäßgewebe. Die vorliegende Erfindung kann insbesondere im Zusammenhang mit Photonenzählungs- und/oder Energieunterscheidungs-CT-Systemen angewendet werden.
• Kolorektaler Krebs stellt eine der häufigsten Uraschen für krebsbedingte Todesfälle dar. Es gibt mehrere anerkannte Untersuchungstechniken, die für die Erkennung von potenziell gefährlichen Polypen entwickelt worden sind. Es wird gemeinhin anerkannt, dass das Auftreten von kolorektalem Krebs und die darauf zurückzuführenden Todesfälle gemindert werden kann, wenn diese Polypen erkannt und entfernt werden können.
• Außerdem kommt es oft zu falschen Diagnosen bei der Erkennung von Anomalien, wie einer Embolie, eines Thrombus oder einer Blutgerinnsels in komplizierten Blutgefäßstrukturen. Aufgrund von Blockaden in einem Blutgefäß kann eine jenseits der Anomalie liegende vaskuläre Struktur kein Kontrastmittel aufnehmen und ist unter Umständen nicht zu sehen. Wenn solche Anomalien effizienter entdeckt werden können, kann das Auftreten von Fehldiagnosen reduziert werden.
• Endoskopische Kolonoskopie ist eine gängige Technik, die zur Erkennung von potenziell kanzerösen Polypen eingesetzt wird. Allerdings ist Kolonoskopie ein invasives Verfahren, das für den Patienten oft eine unangehme Erfahrung darstellt. Vor Kurzem sind andere Techniken wie CT-Kolonographie entwickelt worden, bei der die Prinzipien der Computertomographie angewendet werden, um den gesamten Dickdarm oder die kolorektale Region des Patienten abzubilden, wobei sie sich als ausgesprochen empfindlich bei der Erkennung dieser potenziell kanzerösen Polypen erwiesen haben. Obwohl eine CT-Tomographie in Vergleich zur Kolonoskopie als weitaus weniger invasiv gilt, erfordert die CT-Kolonographie eine kathartische Vorbereitung der Därme, Stuhlmarker und/oder die Insufflation des Dickdarms, um einen Kontrast zwischen Polypen und Stuhl in dem Bild zu erfassen. Obgleich bei den meisten Patienten keine auf die kathartische Vorbereitung zurückgehenden Komplikationen auftreten, kann die Prozedur sehr unangenehm sein und wird als ein signifikanter Faktor dafür betrachtet, dass die Patienten Untersuchungsvorgaben nicht folgen.
• Ferner kann eine unzureichende Vorbereitung dazu führen, dass Flüssigkeit oder Stuhl einbehalten werden, durch welche die Resultate verfälscht werden. Folglich ist die Durchführung von zwei Untersuchungen vorgeschlagen worden: eine in der Rückenlage und eine in der Bauchlage. Die Erfassung von CT-Daten mit Patient in Bauchlage, ermöglicht es, dass sich sämtliche Restflüssigkeit im unteren Bereich sammelt und dass ein Radiologe eventuelle Polypen erkennen kann, die durch die Flüssigkeit versteckt waren, als sich der Patient in der Rückenlage befunden hat. Obwohl die Durchführung von zwei Untersuchungen die Gesamterkennungsrate erhöht, werden dadurch die Abtastzeiten verlängert und die Patientenbehandlungsquote gesenkt.
• Zu den aktuellen Fortschritten bei der CT-Bildgebung gehören eine schnellere Abtastzeit, eine weitere Abdeckung und eine höhere Stärke der Röntgenröhren. Durch diese Verbesserungen ist beispielsweise die kontinuierliche Abtastung des Thorax in einem einzelnen Breath hold und die kontinuierliche Abtastung der vaskulären Struktur der Beine ermöglicht worden. Diese neusten technologischen Fortschritte haben die Erkennung von Lungenembolie (PE) und tiefer Venenthrombose (DVT) verbessert.
• CT-Bilder können durch die Verwendung von Kontrastmittelen wie Jod verbessert werden, um Blutgefäße bei der Erkennung von PE und DVT besser zu sehen. Unter Verwendung von CT kann die vaskuläre Struktur aufgrund des hohen Kontrasts zwischen Kontrastmittel und Hintergrundgewebe, bei dem es sich hauptsächlich um Wasser handelt, von anderem Gewebe unterschieden werden. In einigen Fällen kann das Blutgefäß durch eine Embolie, einen Thrombus oder ein Blut gerinnsel blockiert sein. Durch solch eine Blockade wird die Versorgung des hinter der Blockade liegenden Gewebes mit Kontrastmittel verhindert, was dazu führt, dass das Gewebe jenseits des Thrombus gegenüber dem Hintergrundgewebe nicht sichtbar ist. In solchen Fällen muss der Radiologe die Anatomie innerhalb des Bildes erkennen, in der die vaskuläre Struktur fehlt, und muss nach dem Grund für die Blockade suchen.
• Aufgrund der Schwierigkeiten, die bei der Bestimmung der Position eines Thrombus auftreten, können bei der Identifizierung von PE und DVT Fehldiagnosen auftreten. Beispielsweise kann es sein, dass ein medizinischer Praktiker oder Radiologe 100–300 hochaufgelöste Axialbilder durchsehen muss, um einen Brustkorb zu untersuchen, und die Schwierigkeiten werden noch vergrößert, da über die Hälfte der PE-Fälle in einer Notfallsituation diagnostiziert werden.
• Es wäre daher wünschenswert, ein CT-System zu entwerfen, mit dessen Hilfe eine kolorektale Region einer Testperson ohne deren kathartische Vorbereitung oder Insufflation mit einem Kontrast zwischen Polypen und Stuhl durchgeführt werden könnte. Es wäre auch wünschenswert, ein Gerät und Verfahren zu entwerfen, durch welches mögliche PE und DVT in einem CT-Bild für einen Radiologen schnell, einfach und automatisch identifiziert werden.
• KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
• Die vorliegende Erfindung zielt auf ein Verfahren und Gerät zur CT-Bildgebung von Embolien ab, bei welcher die zuvor aufgeführten Nachteile überwunden werden. Die vorliegende Erfindung umfasst einen Bildgebungsscanner, der mit einer Strahlungsquelle, einem Strahlungsdetektor und einem Computerausgestattet ist, der so programmiert ist, dass er CT-Daten, die von dem Strahlungsdetektor erfasst wurden, in einen Satz von Pixels unterteilt, wobei jedes Pixel mindestens einen ersten Basismaterialinhalt und einen zweiten Basismaterialinhalt aufweist, und dass er einen ersten Subsatz von Pixels auf der Grundlage des Inhalts des ersten Basismaterials und des Inhalts des zweiten Basismaterials als eine mögliche Embolie erkennt.
• Die vorliegende Erfindung kann im Zusammenhang mit einem Photonenzählungs(PC)-Radiographiesystem angewendet werden, das einen Strahlungsenergiedetektor aufweist, der so konfiguriert ist, dass er eine Strahlungsenergie bei einer bestimmten Strömungsrate erkennt und Signale ausgibt, welche die festgestellte Strahlungsenergie wiedergeben. Eine Formungseinheit mit einer gegebenen Formungszeit ist so angeschlossen, dass sie die elektrischen Signale empfängt und sie so konditioniert, dass sie elektrische Impulse liefern, welche die Strahlungsphotonenenergie anzeigen. Ein PC-Kanal ist so angeschlossen, dass er elektrische Signale empfängt und die elektrischen Impulssignale mit einer bestimmten Höhe oder Intensität, welche eine bestimmte Photonenenergie angeben, durch einen einstellbaren Impulshöhenunterscheider oder eine Schwelle abtastet. Der PC-Kanal ist ferner so konfiguriert, dass er einen Photonenzählausgang über ein Abtastintervall hinweg liefert. Das System umfasst auch einen Regler, der bedienbar mit dem PC-Kanal verbunden und so konfiguriert ist, dass er die Formungszeit als mindestens eine Funktion der gegebenen Strömungsrate anpasst. Das System umfasst auch einen Regler, der bedienbar mit dem PC-Kanal verbunden und so konfiguriert ist, dass er automa tisch die Empfindlichkeit auf die Impulshöhe und den Schwellenwertunterscheider als eine Funktion einer gegebenen Strömungsrate oder Formungszeit anpasst.
• Die vorliegende Erfindung lässt sich auch mit einem Integrierungsenergie-Auswahldetektor anwenden, wobei die empfangene Strahlung unter Verwendung von entweder direkten oder indirekten Umwandlungsdetektormaterialien, bei denen zur Unterscheidung der Energiegruppierungen eine Schichtbauweise oder Interaktionstiefe verwendet wird, in zwei oder mehr Energiebereichen registriert wird, welche sich überschneiden können.
• Die vorliegende Erfindung lässt sich zusammen mit einem Energieintegrationsdetektor und einer Röntgenquelle anwenden, die so moduliert wird, dass sie die Spektren für zwei oder mehr unterschiedliche Energiefunktionen anpasst.
• Daher wird gemäß eines Aspekts der vorliegenden Erfindung ein Bildgebungsscanner vorgestellt, der eine Strahlungsquelle, einen Strahlungsdetektor und einen Computer umfasst, der so programmiert ist, dass er die vom Strahlungsdetektor erfassten CT-Daten in einen Satz aus Pixels zerlegt, wobei jedes Pixel mindestens einen ersten Basismaterialgehalt und einen zweiten Basismaterialgehalt umfasst. Der Computer ist ferner so programmiert, dass er einen ersten Subsatz von Pixeln aus dem Pixelsatz auf der Grundlage des Inhalts des ersten Basismaterials und dem Inhalt des zweiten Basismaterials als mögliche Embolie identifiziert.
• Gemäß eines anderen Aspekts der vorliegenden Erfindung umfasst ein Verfahren der CT-Bildgebung die Erfassung von energieempfindlichen CT-Daten aus einer Region von Interesse einer Testperson, wodurch die erfassten energieempfindlichen CT-Daten als Pixels klassifiziert werden, die einen Inhalt eines ersten Basismaterials und einen Inhalt eines zweiten Basismaterials, sowie die Bestimmung eines ersten Satzes der klassifizierten Pixels als ein mögliches Blutgerinnsel umfassen.
• Gemäß eines anderen Aspekts der vorliegenden Erfindung wird ein Computerprogramm auf einem computerlesbaren Medium gespeichert. Das Computerprogramm umfasst den Empfang von energieempfindlichen CT-Daten, die von einer Testperson gewonnen wurden, die Zerlegung der energieempfindlichen CT-Daten in mindestens zwei Basismaterial-Datensätze, die Zuordnung eines ersten Basismaterialinhaltes und eines zweiten Basismaterialinhaltes zu jedem Pixel eines Bildes, die Identifizierung eines ersten Satzes von Pixels in dem Bild als mögliches Blutgerinnsel auf der Grundlage des ersten und zweiten Basismaterialinhaltes und die Rekonstruktion eines konventionellen CT-Bildes, bei dem der erste Pixelsatz hervorgehoben wird.
• Verschiedene andere Merkmale, Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden anhand der folgenden detaillierten Beschreibung und der Zeichnungen verdeutlicht.
• KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
• Die Zeichnungen illustrieren eine bevorzugte Ausführungsform, die zurzeit zur Umsetzung der Erfindung in Betracht gezogen wird.
• Für die Zeichnungen gilt:
• 1 ist eine Bildansicht eines CT-Bildgebungssystems.
• 2 ist ein schematisches Blockdiagramm des Systems, das in 1 illustriert wird.
• 3 ist ein schematisches Blockdiagramm einer Detektoranordnung gemäß der vorliegenden Erfindung.
• 4 ist ein Graph, der Signalamplitudendiagramme für eine Anzahl von Formungszeiten für einen beispielhaften PC-Detektor illustriert.
• 5 ist ein Strömungsdiagramm, welches Schritte einer CT-Kolonographieuntersuchung gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt.
• 6 ist eine schematische Ansicht einer kolorektalen Region einer Testperson, in der Polypen vorhanden sind.
• 7 ist ein Strömungsdiagramm gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
• 8 ist ein schematisches Bild eines Phantoms.
• 9 stellt Bilder eines Phantoms dar, welches in dem schematischen Bild von 8 dargestellt wird, wobei diese unter Verwendung einer Energieunterscheidung erfasst wurden, die unter Verwendung eines ersten Basismaterials erfolgte.
• 10 stellt Bilder eines Phantoms dar, welches in dem schematischen Bild von 8 dargestellt wird, wobei diese unter Verwendung einer Energieunterscheidung erfasst wurden, die unter Verwendung eines ersten Basismaterials erfolgte.
• 11 illustriert ein Diagramm von Pixels, die anhand der zerlegten Bilder von 9 und 10 gewonnen wurden, wobei jedes Pixel gemäß des Inhalts des ersten Basismaterials und des Inhalts des zweiten Basismaterial klassifiziert und dargestellt wird.
• 12 illustriert die Daten von 12, die nur Pixels von erstem Basismaterial und zweitem Basismaterial mit reduzierten Bereichen auf den X- und Y-Achsen zeigen.
• 13 ist eine Illustration eines Bildes, das gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung erfasst wurde.
• DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
• Die Betriebsumgebung der vorliegenden Erfindung wird in Bezug auf ein Vierschicht-Computertomographie(CT)-System beschrieben. Allerdings werden sich auf diesem Ge biet fachkundige Personen darüber im Klaren sein, dass die vorliegende Erfindung ebenso im Zusammenhang mit Einzelschicht- oder Mehrschicht-Konfigurationen angewendet werden kann. Außerdem wird die vorliegende Erfindung im Zusammenhang mit der Erkennung und Umwandlung von Röntgenstrahlen beschrieben. Allerdings wir eine auf diesem Gebiet fachkundige Person sich darüber im Klaren sein, dass die vorliegende Erfindung sich ebenso für die Erkennung und Umwandlung anderer Strahlungsenergiequellen eignet.
• Was 1 und 2 anbelangt, wird ein Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem 10 mitsamt einer Gantry 12 gezeigt, die einen CT-Scanner der „dritten Generation" darstellt. Gantry 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf, die einen Röntgenstrahl 16 zu einer Detektoranordnung 18 hin projiziert, die sich gegenüber der Gantry 12 befindet. Detektoranordnung 18 besteht aus einer Vielzahl von Detektoren 20, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen erkennen, welche einen medizinischen Patienten 22 durchdringen. Jeder Detektor 20 erzeugt ein elektrisches Signal, welches nicht nur die Intensität eines auftreffenden Röntgenstrahls darstellt, sondern auch Photonen- oder Röntgenzähldaten und ein Energieniveau und somit den abgeschwächten Strahl wiedergeben kann, wenn dieser den Patienten 22 durchdringt. Während einer Abtastung zur Erfassung von Röntgenprojektionsdaten drehen sich die Gantry 12 und die auf ihr angebrachten Komponenten um ein Rotationszentrum 24 herum.
• Die Drehung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 werden durch einen Kontrollmechanismus 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Kontrollmechanismus 26 umfasst einen Röntgenregler 28, welcher Stromstärke- und Zeitge bungssignale an die Röntgenquelle 14 liefert, sowie einen Gantrymotorregler 30, welcher die Drehgeschwindigkeit und die Position der Gantry 12 kontrolliert. Ein Datenerfassungssystem (DES) 32 in Kontrollmechanismus 26 untersucht die Daten von den Detektoren 20 und wandelt die Daten zur nachfolgenden Verarbeitung in digitale Daten um. Ein Bildrekonstruierer 34 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgendaten vom DES 32 und führt eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion durch. Ein rekonstruiertes Bild wird als Eingang in einen Computer 36 eingegeben, welcher das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert.
• Über Konsole 40, die mit einer Tastatur ausgestattet ist, empfängt Computer 36 auch Befehle und Abtastparameter von einem Benutzer. Ein dazugehöriger Anzeigebildschirm 42 ermöglicht es dem Bediener, das rekonstruierte Bild und andere Daten von Computer 36 einzusehen. Die vom Bediener eingegebenen Befehle und Parameter werden von Computer 36 benutzt, um Kontrollsignale und Informationen an das DES 32, den Röntgenregler 28 und den Gantrymotorregler 30 zu liefern. Zusätzlich erfolgt durch den Computer 36 eine Bedienung des Tischmotorreglers 44, der den motorisierten Tisch 46 steuert, damit der Patient 22 und die Gantry 12 in Position gebracht werden können. Insbesondere bewegt Tisch 46 Körperabschnitte des Patienten 22 durch eine Gantryöffnung 48.
• In einer Ausführungsform handelt es sich bei CT-System 10 um ein energieunterscheidendes Computertomographie(EDCT)-System, das so konfiguriert ist, dass es auf unterschiedliche eintreffende Röntgenspektren anspricht. Dies kann durch die Erfassung von Projektionsdaten erreicht werden, wobei sequenziell unterschiedliche Röntgenröhren spannungen verwendet werden. Beispielsweise werden zwei Abtastungen entweder Rücken an Rücken oder verzahnt erfasst, wobei die Röhre beispielsweise bei einer Spannung von 80 kVp und 160 kVp betrieben wird, wodurch sie jeweils ein hohes und ein niedriges Energiespektrum erzeugt. Alternativ werden spezielle Filter zwischen die Röntgenquelle 14 und die Testperson 22 gesetzt, so dass die Detektorzeilen-Projektionen von verschiedenen Röntgenenergiespektren entweder sequenziell oder verzahnt gesammelt werden. Noch eine weitere Ausführungsform besteht darin, energieempfindliche Photonenzählungdetektoren zu verwenden, so dass jedes Röntgenphoton, welches den Detektor erreicht, mitsamt seiner Photonenenergie aufgezeichnet wird. Noch eine weitere Ausführungsform besteht darin, energieempfindliche Detektoren zu verwenden, so dass direktes oder indirektes Umwandlungsmaterial verwendet wird, um die Photonen in eine oder mehrere Energiegruppen aufzuteilen, welche sich überschneiden können, wobei Detektorschichten oder Interaktionstiefen-Detektoren verwendet werden.
• Durch EDCT können Probleme, wie beispielsweise der Mangel an Energieunterscheidung oder Materialcharakterisierung, die insgesamt mit einigen CT-Systemen verbunden sind, gemindert oder behoben werden. Wenn keine Objektstreuung vorhanden ist, kann System 10 verwendet werden, um zwei Regionen des einfallenden Photonenenergiespektrums, den Energieabschnitt des einfallenden Röntgenspektrums mit niedriger Energie und denjenigen mit hoher Energie separat zu erkennen. Das Verhalten bei einer beliebigen anderen Energie kann auf der Grundlage des Signals von den zwei Regionen abgeleitet werden. Dieses Phänomen beruht auf der fundamentalen Tatsache, dass in dem Energiebereich, in dem das CT von Interesse erfolgt, zwei physische Prozesse die Röntgenabschwächung dominieren: (1) Campton-Streuung und (2) der photoelektrischer Effekt. Um das Verhalten eines Objekts, welches eine Abschwächung des Röntgenstrahls verursacht, zu bestimmen, werden zwei unabhängige Parameter gemessen. So liefern die erkannten Signale aus den zwei Energieregionen genügend Informationen, um die Energieabhängigkeit des abgebildeten Objekts zu ermitteln, so dass die Zusammensetzung des Materials charakterisiert werden kann.
• Die Datenanalyse, die bei EDCT verwendet wird, umfasst Compton und photoelektrische Unterteilung und/oder Basismaterialzerlegung (BMD). Bei der Compton und der photoelektrischen Zerlegung wird ein Bilderpaar generiert, welches die Abschwächung des Campton-Prozesses und des photoelektrischen Prozesses separat darstellt – anstatt dass nur ein Bild gewonnen wird, das den Gesamtabschwächungskoeffizienten in dem rekonstruierten Bild darstellt. Ebenso ermöglicht eine leichte Modifikation der Verarbeitung die Generierung von Bildern, welche die Dichte und effektive Atomzahl darstellen. Das BMD-Verfahren wird auf der Grundlage des Konzepts verwendet, dass die Röntgenabschwächung eines beliebigen Materials im Energiebereich durch eine lineare Kombination einer Dichtemischung von zwei bekannten Materialien dargestellt werden kann. Diese beiden Materialien werden als Basismaterialien bezeichnet. Bei der Verwendung von BMD werden zwei rekonstruierte Bilder erfasst, wobei jedes Bild die entsprechende Dichte von einem der Basismaterialien darstellt. Da die Dichte unabhängig von der Röntgenphotonenenergie ist, sind diese Bilder relativ frei von Strahlhärtungsartefakten. Zudem wird das Basismaterial so gewählt, dass es auf ein Material von Interesse abzielt, so dass der Bildkontrast verbessert wird.
• Es sei darauf hingewiesen, dass mit einer größeren Energietrennung in den Röntgenspektren die Bildqualität steigt, so dass ein Multienergiesystem-CT-System optimiert wird, bei dem keine Energieunterscheidung mit einer Photonenzählung implementiert ist. Außerdem sollten die Photonenstatistiken in diesen beiden Energieregionen kompatibel sein, da andernfalls die Energieregion mir reduzierten statistischen Informationen das Rauschen im rekonstruierten Bild dominieren wird.
• Es gibt unterschiedliche Verfahren zur Gewinnung von dualen Energiemessungen: (1) Abtastung mit zwei unterschiedlichen Energiespektren, (2) Erkennung von Photonenenergie gemäß der Eindringtiefe am Detektor oder (3) Photonenzählung mit Energieunterscheidung. Durch eine Photonenzählung kann eine klare Spektrentrennung und eine einstellbare Energietrennungsschwelle zum Ausgleich der Photonenstatistiken gewonnen werden.
• Obwohl die vorliegende Erfindung mit jedem der zuvor genannten Verfahren verwendet werden kann, wird sie im Folgenden im Zusammenhang mit einem Multienergiesystem beschrieben, welches mit Energieunterscheidungs-Strahlungsdetektoren ausgestattet ist, welche die Photonenereignisse zählen und dem gezählten Ereignis ein Energieniveau zuordnen können. Um der Sättigung dieser Detektoren entgegenzuwirken, kann eine Anzahl von Sättigungstechniken verwendet werden. Eine solche Technik wird im Folgenden beschrieben.
• Im Allgemeinen werden hochsensible Photonenzählungs-Strahlungsdetektoren so konstruiert, dass sie einen relativ niedrigen dynamischen Bereich aufweisen. Dies wird für Photonenzählungs-Detektoranwendungen im Allgemeinen als akzeptabel angesehen, da typischerweise keine Bedingungen mit hoher Strömung auftreten. Bei CT-Detektoranordnungen werden die niedrigen Detektorströmungsablesungen durch das Objekt typischerweise von Bereichen von starker Bestrahlung in Luft und/oder innerhalb der Konturen des Abtastobjektes begleitet, so dass die CT-Detektoren sehr große dynamische Bereichesreaktionen aufweisen müssen. Außerdem ist die exakte Messung der Protonen in diesen Starkströmungsregionen weniger kritisch als die für die Niedrigströmungsbereiche, wo jedes Photon einen wesentlichen Teil zu der Gesamtstatistik der erfassten Protonen beiträgt. Ungeachtet dessen, dass die höheren Strömungsraten von geringerem klinischen oder diagnostischen Wert sein können, können Bilder, die mit einem zu großen Bereich oder gesättigten Detektorkanaldaten gesammelt wurden, anfällig für Artefakte sein. Daher ist der Umgang mit Starkströmungsbedingungen ebenfalls wichtig.
• Ein Röntgenströmungs-Steuerungsregler soll die Sättigung der PC-Röntgensysteme vermeiden, die bei Detektorkanälen mit niedrigem dynamischen Bereich auftreten. Der dynamische Bereich eines Detektorkanals definiert den Bereich der Röntgenströmungsniveaus, die der Detektor handhaben kann, um Daten von Bedeutung an einem Niedrigströmungsendabschnitt zuliefern und keinen übergroßen Bereich bzw. keiner Sättigung am Starkströmungsende aufzuweisen. Trotz des Bedarfs, übergroße Bereiche zu vermeiden und Daten von diagnostischer Bedeutung zu liefern, ist der Umgang mit Niedrigströmungsbedingungen, die im Allgemeinen während der Abbildung dickerer Querschnitte und anderer Bereiche von geminderter Röntgenübertragung auftreten, ebenfalls von entscheidender Bedeutung für die Gestaltung des Detektors. Als solches ist der hier beschriebene Röntgenströmungs- Steuerungsregler so entworfen, dass er sowohl Starkströmungs- als auch Niedrigströmungs-Bedingungen gerecht wird.
• Im Allgemeinen wird der Betrieb eines Photonenzählungsdetektors durch eine feste Formungszeitkurve charakterisiert. Die Formungszeitkurve definiert das Verhältnis oder die Balance zwischen der Ladungsintegrationszeit (Einzelereignis-Signallevel) und der Detektorkanal-Wiederherstellungszeit, so dass akzeptable PC-Zählraten, Rauschunterdrückung und Energieauflösung geliefert werden können. Typischerweise ist der Detektorkanal so konstruiert, dass er eine Formungszeit hat, bei der Niedrigströmungsraten-Bedingungen bevorzugt werden. Das heißt, dass für Niedrigströmungsraten-Bedingungen, die mit weniger Röntgenphotonen gleichzusetzen sind, eine längere Formungszeit bevorzugt wird, so dass die gesamte Photonenladungswolke integriert und SNR optimiert wird. Was die Zeit anbelangt, die zur Integration der gesamten Photonenwolke benötigt wird, so bestehen im Allgemeinen relativ wenige Einschränkungen. Da die Bedingung durch Starkströmung charakterisiert ist, ist es unwahrscheinlich, dass der Detektorkanal gesättigt wird, während er die gesamte Photonenwolke integriert oder anderweitig abtastet. Andererseits kann bei bevorzugter Niedrigströmungsrate eine feste Zeitformung für die Starkströmungsbedingungen ungenügend sein. Wenn außerdem die Zeitformung so festgelegt ist, dass sie auf Starkströmungsratenbedingungen angepasst ist oder diesen entspricht, folgt während der Niedrigströmungsratenbedingungen ein negativer Effekt auf die SNR und die Energieauflösung.
• Folglich ist das CT-System so gestaltet, dass es die Formungszeit eines Detektorkanals dynamisch und automatisch kontrolliert, so dass Niedrigströmungs- sowie auch Starkströmungsratenbedingungen optimal gehandhabt werden. Was nun 3 anbelangt, wird ein schematisches Blockdiagramm eines Röntgenerkennungssystems 50 gezeigt, das im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung angewendet werden kann. System 50 umfasst einen PC-Kanal 52, der so angeschlossen ist, dass er elektrische Signale vom Detektorelement 54 empfangen kann. Der Detektor 54 ist so konstruiert, dass er Röntgenstrahlen 16 erkennt, die von einer Röntgenquelle projiziert und von einem Objekt, wie beispielsweise einem medizinischen Patienten, abgeschwächt werden. Es sei darauf hingewiesen, dass die vorliegende Erfindung mit Gammastrahlen oder anderen Formen von radiographischer Energie angewendet werden kann.
• Der PC-Kanal 52 umfasst ein Niedrigrausch-/Hochgeschwindigkeits-Ladungsverstärker 56, der so angeschlossen ist, dass er elektrische Signale vom Detektorelement 54 empfängt. Der verstärkte Ausgang des Verstärkers 56 wird dann in den Signalformer 58 eingegeben, der so konstruiert ist, dass er aus den elektrischen Signalen individuelle Photonenereignisse extrahiert. Energieniveauunterscheider 60 ist mit dem Signalformer 58 verbunden und so beschaffen, dass er Photonen auf der Grundlage ihres Impulshöhe-Energieniveaus in Bezug auf einen oder mehrere Schwellenwerte filtert. Zu diesem Zweck werden diejenigen Photonen, die ein Energieniveau haben, das außerhalb eines gewünschten Bereichs liegt, von der Zählung und Verarbeitung zum Zwecke der Bildrekonstruktion ausgeschlossen. Der Unterscheider 60 ist so beschaffen, dass er mindestens diejenigen Photonen ausschließt, die ein Energieniveau haben, das dem Rauschen im System entspricht. Es wird in Betracht gezogen, dass mehrere Schwellenwerte verwendet werden können, um die Energieniveaubereiche zu definieren. Zählele ment 62 empfängt die nicht durch den Energieniveauunterscheider 60 herausgefilterten Photonen, wobei es so konstruiert ist, dass es die Anzahl der Photonen zählt, die am Detektor empfangen werden und einen entsprechenden Ausgang 64 liefert. Wie beschrieben werden wird, wird der Betrieb des PC-Kanals 52 im Gegensatz zu bekannten PC-Kanälen von einer variablen Formungszeit bestimmt.
• PC-Kanal 52 ist bedienbar mit einem Regler 66 verbunden, der einen Formungszeitregler 68 und vorzugsweise einen Energieniveauregler 70 umfasst. Während es vorgezogen wird, dass der Regler einen Energieniveauregler 70 umfasst, wird die Ausführung der vorliegenden Erfindung ohne diesen in Betracht gezogen. In einer Ausführungsform umfasst der PC-Kanal 52 einen aktiven Filter, dessen Betrieb die Formungszeit des Kanals definiert. Die Charakteristiken des aktiven Filters in Bezug auf Widerstand und Kapazität können diesbezüglich so angepasst werden, dass sie die Formungszeiteigenschaften des Kanals regulieren.
• Formungszeitregler 68 ist mit PC-Kanal 52 verbunden und so beschaffen, dass er die Formungszeitcharakteristiken des PC-Kanals 52 auf der Grundlage der Photonenzählungsrückantwort anpasst, die über die Feedbackschleife 72 empfangen wurde. Genauer gesagt erhöht der Formungszeitregler die Formungszeit des Kanals, wenn das Detektorelement einer niedrigen Röntgenströmung ausgesetzt wird, wie sie durch die Anzahl der gezählten Photonen 64 gemessen wird. Wenn dagegen die Röntgeneinströmung auf das Detektorelement 54 steigt, senkt der Zeitformungsregler die Zeitformung oder das Abtastfenster des PC-Kanals 52.
• So wird die Zeitmenge, die der PC-Kanal für die Abtastung der Photonenladungswolke benötigt, reduziert, wenn der Detektor einer höheren Röntgenströmung ausgesetzt ist. Folglich werden weniger genaue Photonen- und Energieunterscheidungsdaten zu der Photonenladungswolke bestimmt; wie auch immer, der Kanal erholt sich bei einer Rate, welche ausreichend ist, um einen zu großen Bereich zu verhindern. Was dies anbelangt, so werden mehr Photonen auf Daten hin untersucht, d. h. gezählt, während die Formungszeit oder das Abtastfenster verkleinert wird, wobei jedes erkannte Photon weniger genaue Energieunterscheidungs-Informationen liefert. Und jedes einzelne Photon wird unter hohen Strömungsbedingungen weniger wichtig, wobei die Gesamtsystemleistung und Bildqualität von der reduzierten SNR minimal beeinflusst wird. Wenn der Detektor andererseits einer niedrigeren Röntgenströmung ausgesetzt wird, wird die Zeitdauer verlängert, die ein PC-Kanal zur Abtastung der Photonenladungswolke aufwendet, was genügend Zeit bietet, um die gesamte Photonenladungswolke abzutasten und relativ genaue Photonenzählungs- und Energieunterscheidungsdaten zu gewinnen.
• Wie oben festgestellt, umfasst Regler 66 in einer Ausführungsform einen Energieniveauregler 70. Da die gemessenen Photonensignalniveaus mit der Kanalformungszeit variieren, ist der automatische Energieunterscheidungs-Energieniveauregler 70 mit dem Formungszeitregler 68 und dem PC-Kanal 52 verbunden, um den Energieniveauschwellenwert des PC-Kanals in Reaktion auf eine Anpassung in der Formungszeit anzupassen oder anderweitig zu kalibrieren. Durch die Durchführung einer geeigneten Kanalkalibrierung werden die Photonen, die ein akzeptables oder gesenktes Energieniveau aufweisen, gezählt, um unabhängig von der Ka nalformungszeit und Zählrate eine lineare Energieantwort zu gewährleisten.
• Was nun 4 anbelangt, wird eine Anzahl von Amplitudendiagrammen für mehrere Formungszeitkurven für einen beispielhaften PC-Kanal illustriert. Durch die Abnahme der Formungszeit wird die potenzielle Zählrate erhöht, doch die Signalamplitude wird wie gezeigt gemindert und das Rauschen wird erhöht. Insbesondere wird durch die Anpassung der Zeitformung, welche durch Kurve 74 definiert wird, an diejenige, die durch Kurve 76 definiert wird, die potenzielle Zählrate erhöht, aber es wird in umgekehrtem Verhältnis dazu ein Abstieg der kollektiven Signalstärke der gezählten Photonen sowie eine negative Beeinflussung des SNR verursacht. Eine weitere Abnahme der Formungszeit, d. h. von Kurve 76 zu Kurve 78, resultiert in einer weiteren Erhöhung des Zählratenpotenzials, allerdings bei einer zusätzlichen Reduktion der Signalstärke und der SNR.
• Die vorliegende Erfindung bezieht sich ferner auf die CT-Kolonographie mit der Erfassung des Kontrastes zwischen Polypen und Stuhl in einer kolorektalen Region eines Patienten unter Verwendung von energieunterscheidenden CT-Daten, die mittels eines CT-Systems erfasst wurden, wie beispielsweise demjenigen, das unter Bezugnahme auf 1–4 beschrieben wird. Wie oben festgestellt, ist die Vermeidung von Sättigung oder von einem zu großen Bereich bei energieunterscheidenden Detektoren bei hohen Röntgenströmungsbedingungen entscheidend, damit der Ausgang eines bestimmten Strahlungsdetektors für die Bildrekonstruktion verwendet werden kann. Daher ist ein variabler Formungszeitregler zur Vermeidung von einem zu großen Bereich bei einem Strahlungsdetektor beschrieben worden. Allerdings wird auch in Betracht gezogen, dass die vorliegende Erfindung im Zusammenhang mit CT-Systemen verwendet werden kann, welche andere Techniken und Mechanismen umfassen, um einen zu großen Bereich bei Strahlungsdetektoren unter hohen Strömungsbedingungen zu vermeiden, wozu auch, aber nicht ausschließlich, die dynamische Kollimierung, die dynamische Zweistrom-Kontrolle und verschieden geformte Bowtie-Filter gehören. Was dies anbetrifft, so wird durch die energieempfindlichen oder -unterscheidenden CT-Daten die inhärente Ungewissheit von CT-Daten umgangen, die mittels eines konventionellen CT-Systems erfasst worden sind. Das bedeutet, dass es wohlbekannt ist, dass verschiedene Materialien oder Materialmischungen mit verschiedenen Abschwächungseigenschaften dieselbe CT- oder Hounsfield-Zahl erzeugen können, wenn die Dichtewerte unterschiedlich sind, so dass das Produkt aus der Abschwächung und der Dichte bei den verschieden Materialien gleich ist. Das heißt, dass die CT-Zahl für ein bestimmtes Bildvoxel eine Funktion der Anzahl von Photonen, die auf dem Strahlungsdetektor auftreffen, sowie dem Energieniveau der empfangenen Röntgenstrahlen ist.
• Im Gegensatz dazu ist das hier beschriebe CT-System in der Lage, sowohl die Anzahl der empfangenen Photonen zu zählen als auch das Energieniveau für jedes empfangene oder gezählte Photon zu bestimmen. Wie im Folgenden detaillierter beschrieben werden wird, ist es möglich, anhand der Photonenzählung als auch des Energieniveaus des gezählten Photons nicht nur die Dichte eines abgebildeten Materials, sondern auch den Typ des abgebildeten Materials zu bestimmen. Diese Informationen können dann verwendet werden, um zwischen Stuhl und Polypen oder zwischen Kontrastmittel wie beispielsweise einem intravenös verabreichten Jod und/oder einem oral verabreichten Bariumsulfat- Wirkstoff und anderen Geweben mit ähnlichen CT-Zahl-Charakteristiken zu unterscheiden. Eine auf diesem Gebiet fachkundige Person wird sich darüber im Klaren sein, dass intravenöse verabreichtes Jod durch die Polypen oder die Dickdarmwand dringt, während oral verabreichtes Bariumssulfat sich in Stuhl einlagert. Die vorliegende Erfindung ist im Zusammenhang mit jedem von diesen anwendbar und kann verwendet werden, um zwischen unverstärkten Geweben und kontrastverstärkten Geweben zu unterscheiden. Ferner kann die vorliegende Erfindung verwendet werden, um zwischen verschiedenen Kontrastmitteln zu unterscheiden, die an unterschiedlichen Stellen oder in unterschiedliche Gewebe eingebracht werden.
• Was nun 5 anbelangt, so werden die Schritte eines Kolonographiebildgebungsprozesses gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beschrieben. Der Prozess 80 beginnt bei 82 mit der Verschreibung einer CT-Untersuchung zur Erfassung von CT-Daten von einer kolorektalen Region eines Patienten. Dann wird bei 84 eine CT-Abtastung in Übereinstimmung mit den in 82 festgelegten Parametern durchgeführt, um Projektionen von energieempfindlichen CT-Daten zu erfassen. Wie oben festgestellt, umfassen energieempfindliche CT-Daten Photonenzählungs- sowie Energieniveau-Informationen. Da die erfassten CT-Daten sowohl Photonenzählungs- als auch Energieniveau-Informationen umfassen, wird bei der vorliegenden Erfindung in 86 ein Vergleich der Projektion mit einem Schwellenwert durchgeführt, so dass die Projektionsdaten in eine oder mehrere Energiegruppen gruppiert werden. Als solches wird die Projektion bei 88 mit einem Schwellenwert verglichen. Je nachdem, in welchen Bereich die Projektion in Bezug auf den Schwellenwert fällt, wird die Projektion entweder in eine erste Energiegruppe 90 oder eine zweite Energiegruppe 92 eingeordnet. Obwohl in 5 nur zwei Energiegruppen illustriert werden, wird in Betracht gezogen, dass mehr als zwei Energiegruppen oder Klassifizierungen bei der Zerlegung der energieempfindlichen CT-Daten verwendet werden können. Wie oben beschrieben, wird auch in Betracht gezogen, dass zwei oder mehr Energiegruppen mittels anderer Mechanismen gewonnen werden können, wie beispielsweise durch die Verwendung der Modulierung der Energiespektren der Röntgenröhre, und zwar entweder durch die Anpassung der Spitzenspannung (kVp) oder durch die Verwendung von speziellen Filtermaterialien.
• Sobald die Energiegruppen berechnet worden sind, werden die Energiegruppen in CT-Projektionsdaten aufgeteilt, welche zwei Basismaterialien 94 darstellen. Die zwei Projektionsdatensätze werden verarbeitet, um ein rekonstruiertes Bild des Dichtewerts des ersten Materials 96 und des zweiten Materials 98 zu bilden. Es wird in Betracht gezogen, dass statt der Aufteilung der Energiegruppen in zwei Basismaterialien die Energiegruppen in andere Sätze von orthogonalen Basisfunktionen wie die folgenden aufgeteilt werden können: effektive Atomzahl und Dichte, oder photoelektrische und Campton-Streuungskomponenten. Sobald die Basismaterial-Dichtewerte verfügbar sind, können die zweidimensionalen Informationen verwendet werden, um die Materialien zu unterscheiden, die auf der Grundlage der zweidimensionalen Basismaterial-Dichtedaten 100 in der kolorektalen Region gefunden wurden. Die zweidimensionalen Daten enthalten mehr Informationen als die eindimensionalen Daten, die bei der konventionellen CT-Verarbeitungstechnik zur Verfügung gestellt werden. Ferner können durch die Aufteilungstechnik Materialien voneinander getrennt werden, welche aufgrund von unterschiedlichen chemischen Zusammenstellungen dieselbe CT-Zahl, jedoch eine unterschiedliche Darstellung in der zweidimensionalen Karte des Basismaterials aufweisen. Was dies anbelangt, so wird unter Verwendung der Materialbasisaufteilung ein stärkerer Kontrast zwischen den Materialien generiert. Der Prozess wird dann bei 102 mit der Anzeige des Bildes zur Beurteilung durch einen Radiologen oder einen anderen Gesundheitsversorgungsanbieter beendet. Das Anzeigen des Bildes kann eine zusätzliche Nachbearbeitung der Daten zur Generierung eines farbkodierten Bildes umfassen, in welchem Materialien mit bestimmten chemischen Zusammensetzungen gekennzeichnet werden.
• In dem oben illustrierten Beispiel sind die Energiegruppen so beschaffen, dass sie Daten, welche Wasser entsprechen, von Daten trennen, die einem oral verabreichten Kontrastmittel entsprechen. Was dies anbelangt, werden die entsprechenden Projektionen rekonstruiert, so dass sie Bilder erzeugen, welche die Dichte des verabreichten Kontrastmittels sowie die Dichte des im Bild vorhandenen Wassers angeben. So werden Bereiche des Bildes, in die Kontrastmittel eingebracht wurde, einfacher von normalem Gewebe unterschieden, als dies der Fall wäre, würde man sich ausschließlich auf die CT-Zahl stützen. Ferner können unterschiedliche Gewebe klassifiziert und getrennt und schließlich unterschiedlich gewichtet werden, so dass die Unterscheidung des Gewebes innerhalb des Bildes leichter bestätigt werden kann, selbst wenn die CT-Zahl, die mit den Geweben und/oder dem Kontrastmittel verbunden ist, gleich ist. Was dies anbelangt, so kann jedes Pixel in einem rekonstruierten Bild mit einem Wert kodiert werden, der während der Bildrekonstruktion verwendet wird, um den in einem bestimmten Pixel abgebildete von dem in einem anderen Pixel abgebildeten zu unterscheiden. Es wird auch in Betracht gezogen, dass anstelle eines zusammengesetzten Bildes nur ein Bild vom Dickdarmpolyp rekonstruiert werden kann. Das heißt, dass auf der Grundlage der Gewebeunterschiede, die der Photonenzählung und den Energieunterscheidungsdaten entsprechen, Daten, die Dickdarmpolypen entsprechen, isoliert und für die Bildrekonstruktion verwendet werden können, während alle nicht zum Polyp gehörenden Daten auf eine Hintergrundebene gesetzt werden.
• Was nun 6 anbelangt, wird eine kolorektale Region einer Testperson mit einem Polypen 106 schematisch illustriert, der in der kolorektalen Region 104 von Stuhl 108 umgeben ist. In einer bevorzugten Ausführungsform wird die kolorektale Region vor der CT-Datenerfassung nicht insuffliert oder einer kathartischen Vorbereitung unterzogen. Es wird allerdings in Betracht gezogen, dass ein Kontrastmittel wie ein intravenös verabreichtes Jod oder ein oral verabreichtes Bariumsulfat verwendet werden kann, um Kolonpolypen durch den Kontrast zwischen eventuell kanzerösen zu normalem Gewebe innerhalb der kolorektalen Region stärker einzufangen. Wie wohlbekannt ist, kann ein Kontrastmittel ausgewählt werden, dass von Krebszellen, jedoch nicht von anderen Zellen innerhalb der kolorektalen Region leicht absorbiert wird. So können kanzeröse oder andere pathologische Anomalien innerhalb der kolorektalen Region Ansammlungen von Kontrastmitteln bilden, die verwendet werden können, um einen potenziell kanzerösen Polyp zu identifizieren. Was dies anbelangt, ist es durch die Erfassung und Aufteilung der energieempfindlichen und/oder energieunterscheidenden CT-Daten möglich, einen bösartigen Polyp innerhalb der kolorektalen Region automatisch zu identifizieren. Das heißt, dass die Materialbasis-Dichtewerte anzeigen kön nen, dass ein auf kanzeröse Zellen ausgerichtetes Kontrastmittel im Gegensatz zu natürlich auftretendem Gewebe, welches dieselbe CT-Zahl haben kann, im Polypen vorhanden ist. Beispielsweise können die Materialbasiswerte mit einer Referenztabelle aus empirischen Daten verglichen werden und auf der Grundlage des Vergleichs als Dickdarmpolyp oder Stuhl identifiziert werden. Zusätzlich ist es möglich, durch den Vergleich der Materialdichtewerte mit benachbarten Werten in einem rekonstruierten Bild die Größe sowie die Form eines identifizierten oder erkannten Dickdarmpolyps zu bestimmen. Was dies anbelangt, so ist es möglich, Erkennungsprozesse für die Benutzung der CT-Zahl, der Form, der Textur und der Materialzusammensetzung eines ausgewählten Abschnitts eines rekonstruierten Bildes zu implementieren, um Dickdarmpolypen automatisch zu erkennen und zu charakterisieren.
• Die vorliegende Erfindung zielt ferner auf die Erfassung des Kontrastes zwischen einer Embolie und der Vaskulatur eines Patienten unter Verwendung von energieunterscheidenden CT-Daten ab, die mittels eines CT-Systems, wie es in Bezug auf 1–4 beschriebenen wurde, erfasst wurden. Wie oben beschrieben, können Bereiche des Bildes, in welche das Kontrastmittel eingebracht wurde, leichter von normalem Gewebe unterschieden werden, als wenn man sich nur auf die CT-Zahldichte stützt. Beispielsweise können ein Blutgefäß und eine Embolie wie ein Thrombus oder ein Blutgerinnsel innerhalb des Bildes unterschiedlich gewichtet werden, obgleich die mit ihnen verbundene CT-Zahl gleich sein kann. Was dies anbelangt, so kann jedes Pixel in einem rekonstruierten Bild mit einem Wert kodiert werden, der verwendet wird, um den darin abgebildeten von dem in einem anderen Pixel abgebildeten während der Bildrekon struktion automatisch zu unterscheiden. Es wird auch in Betracht gezogen, dass statt der Anzeige eines normalen und kontrastverstärkten Bildes nur ein Bild rekonstruiert werden kann, bei dem nur eine Embolie hervorgehoben wird. So könne auf der Grundlage der Gewebeunterschiede, die den Photonenzählungs- und Energieunterscheidungs-Daten entsprechen, Daten, welche einer Embolie entsprechen, isoliert und für die Bildrekonstruktion verwendet werden, während Daten, die nicht zu der Embolie gehören, auf eine Hintergrundebene gesetzt werden.
• Was nun 7 anbelangt, so wird ein Bildgebungsprozess 120 gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung gezeigt. Der Prozess 120 beginnt bei 112 mit der Verschreibung einer CT-Untersuchung zur Erfassung von CT-Daten von einer bestimmten Region eines Patienten. Dann wird bei 114 eine CT-Abtastung in Übereinstimmung mit den in 112 festgelegten Parametern durchgeführt, um Projektionen von energieempfindlichen CT-Daten zu erfassen. Wie oben und in Bezug auf 5 festgestellt, umfassen energieempfindliche CT-Daten Photonenzählungs- sowie Energieniveau-Informationen. Da die erfassten CT-Daten sowohl Photonenzählungs- als auch Energieniveau-Informationen umfassen, wird bei der vorliegenden Erfindung in 116 ein Vergleich der Projektion mit einem Schwellenwert durchgeführt, so dass die Projektionsdaten in eine oder mehrere Energiegruppen untergliedert werden. Als solches wird bei dem Prozess 120 bei 118 bestimmt, ob die Projektion einen Schwellenwert übersteigt. Je nachdem, in welchen Bereich die Projektion in Bezug auf den Schwellenwert fällt, wird die Projektion entweder in eine erste Energiegruppe 124 oder eine zweite Energiegruppe 122 klassifiziert. Wenn die Projektion beispielsweise weniger oder gleich dem Schwellenwert ist, wird die Projektion der ersten Energiegruppe bei 124 zugeordnet. Wenn die Projektion hoher als der Schwellenwert ist, wird die Projektion bei 122 der zweiten Energiegruppe zugeordnet. Obwohl in 7 nur zwei Energiegruppen illustriert werden, wird in Betracht gezogen, dass mehr als zwei Energiegruppen oder Klassifizierungen bei der Zerlegung der energieempfindlichen CT-Daten verwendet werden können. Wie oben beschrieben, wird auch in Betracht gezogen, dass zwei oder mehr Energiegruppen mittels anderer Mechanismen gewonnen werden können, wie beispielsweise der Verwendung der Modulierung der Energiespektren der Röntgenröhre entweder durch die Anpassung der Spitzenspannung (kVp) oder durch die Verwendung von speziellen Filtermaterialien.
• Was weiterhin 7 anbelangt, so werden die Energiegruppen bei 126 in zwei Basismaterialgruppen 94 unterteilt, sobald die Projektionen klassifiziert worden sind. Es wird in Betracht gezogen, dass statt der Aufteilung der Energiegruppen in zwei Dichten, die Energiegruppen in andere Sätze von orthogonalen Basisfunktionen wie die folgenden aufgeteilt werden können: effektive Atomzahl und Dichte, oder photoelektrische und Campton-Streuungskomponenten. Die zwei Projektionsdatensätze können verarbeitet werden, um bei 127 beispielsweise den Dichteinhalt des ersten Basismaterials und des zweiten Basismaterials zu klassifizieren. Sobald die Basismaterial-Dichtewerte verfügbar sind, können die zweidimensionalen Informationen verwendet werden, um die Materialien auf der Grundlage der zweidimensionalen Basismaterial-Dichtedaten 127 zu unterscheiden. Das erste Basismaterial und das zweite Basismaterial werden bei 129 rekonstruiert. Die zweidimensionalen Daten enthalten mehr Informationen als die eindimensionalen Daten, die bei der konventionellen CT-Verarbeitungstechnik zur Verfü gung gestellt werden. Ferner können durch die Aufteilungstechnik Materialien voneinander getrennt werden, welche aufgrund von unterschiedlichen chemischen Zusammenstellungen zwar dieselbe CT-Zahl, aber eine unterschiedliche Darstellung in der zweidimensionalen Karte des Basismaterials aufweisen. Was dies anbelangt, so wird unter Verwendung der Materialbasisaufteilung ein Kontrast zwischen den Materialien generiert.
• Auf der Grundlage des Inhalts der beiden Basismaterialien können Pixels bei 128 als mögliche unverstopfte Blutgefäße identifiziert werden, und bei 130 können Pixels als ein möglicher Thrombus, eine Embolie oder ein Blutgerinnsel identifiziert werden. Unter Verwendung der erfassten ED-Daten wird bei 132 ein konventionelles CT-Bild generiert. In Schritt 134 werden die Pixels, die entweder in Schritt 128 oder Schritt 130 identifiziert wurden, über das konventionelle CT-Bild gelegt, das in Schritt 132 generiert wurde. Vorzugsweise werden identifizierte Pixels von möglichen unverstopften Blutgefäßen unter Verwendung einer ersten Farbe oder eines ersten Identifikators, und die identifizierten Pixels eines Thrombus oder einer Embolie werden durch eine zweite Farbe oder einen zweiten Identifikator angezeigt. In einer bevorzugten Ausführungsform werden die identifizierten Pixels über das konventionelle CT-Bild in einer Bildebene gelegt, die von der Bildebene getrennt ist, welche die konventionellen CT-Bildpixel enthält. Auf diese Weise kann ein Mediziner bei der Bildebene, welche die identifizierten Pixels enthält, zwischen einem sichtbaren Modus und einem versteckten Modus hin- und herschalten, um bei Bedarf eine ungehinderte Sicht auf das konventionelle CT-Bild zu ermöglichen. Alternativ können die Pixels des konventionellen CT-Bildes durch hervorgehobene Pixels er setzt werden, so dass die hervorgehobenen Pixels in dem konventionellen CT-Bild integriert werden. Das konventionelle CT-Bild mit Farbüberlagerung wird für einen Radiologen oder Praktiker in Schritt 136 automatisch angezeigt. Die Anzeige des Bildes kann eine zusätzliche Nachbearbeitung der Daten umfassen, um ein farbkodiertes Bild zu generieren, bei dem Materialien mit einer bestimmten chemischen Zusammensetzung hervorgehoben werden.
• In dem oben illustrierten Beispiel sind die Energiegruppen so beschaffen, dass sie Daten, die Wasser entsprechen, von Daten trennen, die einem injizierten Kontrastmittel entsprechen. Was dies anbelangt, werden die entsprechenden Projektionen rekonstruiert, so dass sie Bilder erzeugen, welche die Dichte des verabreichten Kontrastmittels sowie die Dichte des im Bild vorhandenen Wassers angeben. So werden Bereiche des Bildes, in welche das Kontrastmittel eingebracht wurde, einfacher von normalem Gewebe unterschieden, als dies der Fall wäre, würde man sich ausschließlich auf die CT-Zahl stützten. Ferner können unterschiedliche Gewebe klassifiziert und getrennt und schließlich unterschiedlich gewichtet werden, so dass die Unterscheidung des Gewebes innerhalb des Bildes leichter vorgenommen werden kann, selbst wenn die CT-Zahl, die mit den Geweben und/oder dem Kontrastmittel verbunden ist, gleich ist. Was dies anbelangt, so kann jedes Pixel in einem rekonstruierten Bild mit einem Wert kodiert werden, der während der Bildrekonstruktion verwendet wird, um den in einer bestimmten Pixel abgebildeten von dem in einem anderen Pixel abgebildeten zu unterscheiden.
• Was nun 8 anbelangt, wird als Illustration der vorliegenden Erfindung ein schematisches Diagramm eines Phantoms 210 zur Erfassung von CT-Daten für den Emboliebildgebungsprozess 120 von 7 gezeigt. Phantom 210 umfasst Materialien mit hoher Dichte 214, die ein Brustbein, Rippen oder eine Wirbelsäule umfassen können. Phantom 210 umfasst Lungengewebe 216, eine Vielzahl von Blutgefäßen 218, in denen ein Kontrastmittel wie Jod enthalten ist, ein Herz 220 und ein Blutgerinnsel 222. Aufgrund der Dichteunterschiede und Unterschiede in Bezug auf effektive Z-Zahlen der Materialien innerhalb des Phantoms wie beispielsweise von Jod, welches ein intravenös verabreichtes Kontrastmittel darstellt, und Wasser im normalen Gewebe, kann es sein, dass ein konventionelles CT nicht auf geeignete Weise zwischenden darin enthaltenen Merkmalen unterscheiden kann. Ein Herz, ein Blutgefäß und eine Embolie enthalten inhärent Wasser. Dagegen kann ein Kontrastmittel innerhalb des Körpers eines Patienten während der Bildgebungsprozedur nur eingeschränkt vorhanden sein.
• Wenn beispielsweise ein intravenös verabreichtes Kontrastmittel durch die Blutgefäße fließt, wobei das Kontrastmittel während des Bildgebungsprozesses in diesen vorhanden sein kann, wobei das Bild des Herzens jedoch kein Kontrastmittel enthält, weil das Kontrastmittel noch nicht durch den Blutstrom zum Herzen gelangt ist. Obwohl die Embolie inhärent Wasser enthält, enthält sie andererseits kein Kontrastmittel, weil der Blutstrom an der Stelle der Embolie blockiert ist und daher kein Blut oder Kontrastmittel hindurchfließen kann. Daher wird in Betracht gezogen, dass der Emboliebildgebungsprozess 120 von 8 verwendet werden kann, um unter Verwendung eines Kontrastmittels und der hier vorgestellten EDCT-Techniken zwischen Blutgefäßen und Blutgerinnseln zu unterscheiden.
• 9 und 10 illustrieren rekonstruierte Bilder des Phantoms aus 8, die unter Verwendung von Energieunterscheidung und basierend auf der numerischen Simulation gewonnen wurden. Bild 230 von 9 wurde durch die Zerlegung von CT-Daten, die vom Phantom 210 von 8 erfasst wurden, in ein erstes Basismaterial wie beispielsweise Wasser und die Rekonstruktion des zerlegten ersten Basismaterials zu einem Bild erfasst. Bild 240 von 10 wird durch die Zerlegung von CT-Daten, die vom Phantom 210 von 8 gewonnen wurden, in ein zweites Basismaterial erfasst, wobei beispielsweise ein Kontrastmittel wie Jod als zweiter Basismaterial-Datensatz verwendet und das zerlegte zweite Basismaterial zu einem Bild rekonstruiert wird. Jedes Pixel innerhalb des Bildes 230 enthält einen Wert für die Menge des ersten Basismaterials im Pixel, und jedes Pixel innerhalb des Bildes 240 enthält einen Wert für die Menge des zweiten Materials in dem Pixel.
• Wie in 9 gezeigt, ist Herz 220 aus 8 in 232 aufgrund des Vorhandenseins von Wasser sichtbar. Andererseits ist, wie in 10 gezeigt, das Herz 220 aus 8 bei 242 aufgrund des Mangels von Kontrastmittel nicht darin zu sehen. Als solches enthalten die Pixels des Herzens 220 eine Menge an Wasser, durch die das Herz im Bild 230 effektiv hervorgehoben wird, wobei aber die Pixel des Herzens 220 sehr wenig Kontrastmittel enthalten und daher in dem zweiten Basismaterialbild 240 schwer auszumachen sind.
• Ebenso wie bei dem Herzen 220 von 8 ist bei 236 eine Embolie wie ein Blutgerinnsel 222 aus 8 in dem Wasserbild 230 sichtbar. Das Blutgerinnsel 222 in dem Wasserbild 230 ist bei 236 aufgrund des Vorhandenseins von Wasser im Blutgerinnsel 222 sichtbar. Da allerdings das Blutgerinnsel wenig oder kein Kontrastmittel durchlässt, ist eine minimale Menge von Bildkontrastmittel vorhanden. Daher ist das Blutgerinnsel 222 bei 246 vor dem Hintergrund in dem Bildkontrastbild 240 im Wesentlichen nicht zu sehen.
• Im Gegensatz zum Herzen 220 und dem Blutgerinnsel 222 von 8 sind die Blutgefäße 218 in beiden Bildern 230 und 240 jeweils bei 234 und 244 sichtbar, und zwar aufgrund von darin vorhandenem Wasser und Bildkontrastmitteln. Ebenso sind Materialien von hoher Dichte 214 aus 8 in dem Wasserbild 230 bei 238 und in dem Bildkontrastmittelbild 240 bei 248 sichtbar. Allerdings sind Materialien mit hoher Dichte 214 im Gegensatz zu den Blutgefäßen aufgrund ihrer hohen Dichte in beiden Bildern 230, 240 sichtbar. Die hohe Dichte erzeugt eine Illusion sowohl von hoher Wasserdichte als auch hoher Kontrastmitteldichte in den Materialien mit hoher Dichte 14, obwohl darin wenig oder kein Wasser oder Kontrastmittel vorhanden ist.
• 11 illustriert ein Materialzerlegungsdiagramm 250 von EDCT-Daten, die unter Verwendung des Phantoms 210 aus 8 erfasst wurden. Die erfassten Daten sind zerlegt und, wie oben unter Verweis auf Schritte 112 bis 136 des Emboliebildgebungsprozesses 120 von 7 beschrieben, klassifiziert worden. Diagramm 250 zeigt einen Bereich 252, der alle Pixels enthält, die gemäß ihrem Jodgehalt gegenüber dem Wassergehalt klassifiziert worden sind. Für Illustrationszwecke werden in Bereichen 254, 256 nur jeweils Pixels von Blutgefäßen 218 und Blutgerinnseln 222 identifiziert. Eine auf diesem Gebiet fachkundige Person wird sich allerdings darüber im Klaren sein, dass der Bereich 252 Informationen von allen Pixels enthält.
• Wie in 11 gezeigt, illustriert der Bereich 254, dass die Pixels 255 der Blutgefäße 218 tendenziell eine Gruppe bilden, und die Bereiche 256 illustrieren, dass die Pixels 257 des Blutgerinnsels 222 tendenziell Gruppen bilden. Wie illustriert wird, erscheinen die Bereiche 254 und 256 in bestimmten Regionen des Diagramms 250. Aus den oben beschriebenen Gründen haben die Blutgefäßpixels 255 tendenziell einen etwas höheren Wassergehalt als die Blutgerinnselpixel 257, und die Blutgefäßpixel 255 haben tendenziell einen höheren Kontrastmittelgehalt als die Blutgerinnselpixel 257.
• Folglich können aufgrund der Basismaterialzerlegung des Bildes des Phantoms solche Informationen verwendet werden, um Bilder in einem CT-Bild zu identifizieren, das aus EDCT-Daten rekonstruiert wurde, bei denen eine Wahrscheinlichkeit besteht, dass es sich dabei beispielsweise um entweder ein Blutgerinnsel oder ein Blutgefäß handelt. Wahrscheinliche Blutgefäßpixels und wahrscheinliche Blutgerinnselpixels können unter Verwendung von verschiedenen Farben angezeigt oder anderweitig in dem rekonstruierten Bild identifiziert werden, um deren Vorhandensein für den Mediziner hervorzuheben.
• Was nun 12 anbelangt, illustriert Diagramm 270 einen Abschnitt eines Diagramms 250 von 11 entlang Linie 12-12. Man kann erkennen, dass aufgrund des unterschiedlichen Inhalts der Basismaterialien (in diesem Fall Wasser und Jod) in den zwei Pixeltypen die Gruppierungen der Blutgefäße 255 und die Blutgerinnselpixels 257 in separaten Regionen des Basismaterialdiagramms 270 liegen. Solche Informationen können verwendet werden, um zu identifi zieren, welche Pixels des rekonstruierten CT-Bildes wahrscheinlicherweise zu einem Blutgefäß oder einer Embolie gehören.
• Folglich kann man a priori wissen, welche bestimmten Regionen eines Diagramms von Basismaterialien wahrscheinlicherweise beispielsweise ein Blutgerinnsel oder ein Blutgefäß enthalten, und man kann sie automatisch für einen Mediziner anzeigen. Das heißt, dass Regionen eines Diagramms eines Basismaterials identifiziert werden können, die ein zuvor bestimmtes Basismaterialzerlegungsverhältnis von beiden Materialien aufweisen. Beispielsweise kann eine erste Region 272, die in diesem Fall als Kreis illustriert wird, eine Gruppe von Pixels enthalten, die sich in einem Bereich des Basismaterial-Zerlegungsdiagramms 270 befinden, wobei das Verhältnis von Jod zu Wasser in der Region 272 innerhalb eines Schwellenwertes des Verhältnisses von Jod zu Wasser einer bestimmten Blutgefäßzerlegung fällt. Wie gezeigt wird, ist die erste Region 272 zentral bei einem Jod-zu-Wasser-Verhältnis von ungefähr 3:1,1 positioniert. Eine zweite Region 274, die ebenfalls als Kreis illustriert wird, kann verwendet werden, um eine Gruppe von Pixels einzuschließen, die sich in einem Bereich des Basismaterial-Zerlegungsdiagramms 270 befinden, in dem das Verhältnis von Jod zu Wasser in der Region 274 innerhalb eines Schwellenwerts von Jod zu Wasser von einer bestimmten Blutgerinnselzerlegung fällt. Wie gezeigt wird, ist die zweite Region 274 zentral bei einem Jod-zu-Wasser-Verhältnis von ungefähr 0,95:0 positioniert. Es wird in Betracht gezogen, dass Regionen, die Gruppen von Pixels umfassen, zusätzlich zu der in 12 gezeigten auch andere Formen annehmen können.
• Wie man sehen kann, enthält die erste Region 272 viele der Pixels der Blutgefäße, aber eventuell nicht alle. Ebenso umfasst die zweite Region 274 viele, aber eventuell nicht alle, der Pixels eines Blutgerinnsels. Folglich können die Regionen 272, 274 als voneinander getrennte und sich unterscheidende Regionen beispielsweise auf einem konventionellen CT-Bild als mögliche Blutgefäße oder Blutgerinnsel hervorgehoben werden.
• Während der Identifizierung von Pixels, die wahrscheinlicherweise einen Gegenstand von Interesse enthalten, können Regionen 272, 274 auch Pixels 275 umfassen, die für den praktizierenden Arzt bei einer bestimmten Diagnose nicht von Interesse sind. Das heißt, dass die Pixels 275 weder einem Blutgefäß noch einem Blutgerinnsel entsprechen, obwohl sie in Regionen 272, 274 enthalten sind. Solche Pixels 275, die in die Regionen 272, 274 fallen und keine Pixels von Blutgefäßen darstellen, können als „falsche Positive" bezeichnet werden. Ferner kann es sein, dass Regionen 272, 274 jeweils nicht alle Blutgefäßpixels 255 oder Blutgerinnselpixels 257 enthalten. Beispielsweise resultieren Blutgefäßpixels 280 und Blutgerinnselpixels 282, die außerhalb der Regionen 272, 274 fallen, jeweils in dem, was als „falsche Negative" bezeichnet werden kann.
• 13 zeigt ein schematisches Diagramm eines Bildes 350, auf welchem gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung Pixels identifiziert wurden. Es wurde eine Vielzahl von möglichen Blutgefäßpixels 353, die auf dem Bild 350 hervorgehoben sind, als innerhalb der Region 272 von 12 liegend identifiziert. Ebenso wurde eine Vielzahl von möglichen Blutgerinnselpixels 355, die auf dem Bild 350 hervorgehoben sind, als innerhalb der Region 274 von 12 liegend identifiziert. In einer bevorzugten Ausführungsform sind die möglichen Blutgefäßpixels 353 mit einer ersten Farbe, einem ersten Symbol oder Identifikator hervorgehoben, und die möglichen Blutgerinnselpixels 355 sind mit einer zweiten Farbe, einem zweiten Symbol oder Identifikator hervorgehoben. Es wird allerdings in Betracht gezogen, dass Pixels 353, 355 mittels anderer Arten von Identifikation identifiziert werden können.
• Wie oben in Bezug auf 12 besprochen, können die Regionen falsche Positive enthalten, die auf dem Bild 350 als mögliche Blutgefäßpixels 353 oder mögliche Blutgerinnselpixels 355 hervorgehoben sind. Wie in 13 gezeigt, werden hervorgehobene falsche Positive in den Bereichen des Bildes 350 gezeigt, in denen kein Blutgefäß oder Blutgerinnsel vorhanden ist. Typischerweise sind die hervorgehobenen falschen Positive zufällig über das Bild 350 verteilt, und obwohl sie durch eine Farbe oder einen Identifikator dargestellt werden, liegen sie tendenziell nicht zusammen gruppiert. Dagegen liegen die hervorgehobenen Pixels von echten Blutgefäßen und echten Blutgerinnseln tendenziell zusammen gruppiert. Folglich wird die Aufmerksamkeit des Mediziners nur von zusammengefassten und gruppierten Pixels erregt, wie beispielsweise den Gruppen 352 und 354, in denen jeweils tatsächlich ein Blutgerinnsel oder ein Blutgefäß vorhanden sein kann.
• Zusätzlich zur Hervorhebung der falschen Positive zeigt 13, dass Pixels, welche falschen Negativen entsprechen, nicht hervorgehoben worden sind. Das heißt, das beispielsweise ein falsches negatives Pixel eines Blutgefäßes als ein konventionelles Bildpixel dargestellt wird und in dem Bild bei 354 positioniert wird, wobei es nicht als Blutgefäßpixel farblich gekennzeichnet oder hervorgehoben wird. Ebenso wird ein falsches negatives Pixel, beispielsweise von einem Blutgerinnsel, auch in der Region des Blutgerinnsels 352 als ein konventionelles Bildpixel erscheinen und nicht als Blutgerinnsel farblich gekennzeichnet oder hervorgehoben werden. Da allerdings die vorgestellte Technik darauf ausgerichtet ist, die Mehrzahl der Blutgerinnsel- und Blutgefäßpixels zu erfassen, sollte die Anzahl der hervorgehobenen falschen positiven Pixels und der nicht hervorgehobenen falschen negativen Pixels den Mediziner nicht von der Konzentration der farblich gekennzeichneten Pixels ablenken, durch welche beispielsweise echte Blutgerinnsel- und Blutgefäßpixels hervorgehoben werden.
• Folglich ermöglicht es ein konventionelles CT-Bild, auf dem ein mögliches Blutgerinnsel, ein Thrombus oder eine Embolie mit einer Farbe oder einem Identifikator gekennzeichnet ist sowie ein mögliches Blutgefäß mit einer anderen Farbe oder einem anderen Identifikator gekennzeichnet ist, dass der Mediziner oder Radiologe eine Embolie oder einen Thrombus schneller und effizienter diagnostizieren kann. Das mögliche Blutgerinnsel, Thrombus oder die Embolie kann beispielsweise automatisch auf einem konventionellen CT-Bild angezeigt werden. So kann der Mediziner ein Blutgerinnsel schnell und effizient von einem Blutgefäß oder einem anderen Teil der Anatomie unterscheiden.
• Daher umfasst eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung einen Bildgebungsscanner. Der Bildgebungsscanner umfasst eine Strahlungsquelle, einen Strahlungsdetektor und einen Computer, der so programmiert ist, dass er Daten, die von einem Strahlungsdetektor erfasst wurden, in einen Pixelsatz zerlegt, wobei jedes Pixel mindestens einen ersten Basismaterialinhalt und einen zweiten Basismaterialinhalt aufweist. Der Computer ist ferner so programmiert, dass er einen ersten Subsatz des Pixelsatzes auf der Grundlage des Inhaltes des ersten Basismaterials und dem Inhalt des zweiten Basismaterials als mögliche Embolie identifiziert.
• Gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst ein Verfahren der CT-Bildgebung das Erfassen von energieempfindlichen CT-Daten aus einer Region von Interesse einer Testperson, wobei die erfassten energieempfindlichen CT-Daten als Pixels klassifiziert werden, die einen ersten Basismaterialinhalt und einen zweiten Basismaterialinhalt aufweisen, sowie die Bestimmung eines ersten Satzes von klassifizierten Pixels als mögliches Blutgerinnsel.
• Eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst ein Computerprogramm, das auf einem computerlesbaren Speichermedium gespeichert ist. Das Computerprogramm umfasst den Empfang von energieempfindlichen CT-Daten, die von einer Testperson erfasst wurden, die Zerlegung der energieempfindlichen CT-Daten in mindestens zwei Basismaterial-Datensätze, wobei jedem Pixel des Bildes ein erster Basismaterialinhalt und ein zweiter Basismaterialinhalt zugeordnet wird, die Identifizierung eines ersten Pixelsatzes im Bild als ein mögliches Blutgerinnsel auf der Grundlage des ersten und zweiten Basismaterialinhalts und die Rekonstruktion eines konventionellen CT-Bildes, wobei der erste Pixelsatz hervorgehoben ist.
• Die vorliegende Erfindung ist in Bezug auf eine bevorzugte Ausführungsform beschrieben worden und es sei darauf hingewiesen, dass abgesehen von den explizit genannten auch andere Äquivalente, Alternativen und Modifikationen innerhalb des Schutzumfangs der angehängten Patentansprüche möglich sind.
• Ein Bildgebungsscanner 10 umfasst eine Strahlungsquelle 14, einen Strahlungsdetektor 18 und einen Computer 36, der so programmiert ist, dass er CT-Daten, die von einem Strahlungsdetektor 18 erfasst wurden, in einen Pixelsatz zerlegt, wobei jedes Pixel mindestens einen ersten Basismaterialinhalt und einen zweiten Basismaterialinhalt aufweist. Der Computer ist ferner so programmiert, dass er mindestens einen ersten Subsatz 274 aus dem Pixelsatz als mögliche Embolie identifiziert, was auf der Grundlage des Inhalts des ersten Basismaterials und des Inhalts des zweiten Basismaterials erfolgt.

10

Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem

12

Gantry

14

Röntgenquelle

16

Röntgenstrahl

18

Detektoranordnung

20

Vielzahl von Detektoren

22

medizinischer Patient

24

Rotationszentrum

26

Kontrollmechanismus

28

Röntgenregler

30

Gantrymotorregler

32

Datenerfassungssystem (DES)

34

Bildrekonstruierer

36

Computer

38

Massenspeichervorrichtung

40

Bediener über Konsole

42

Tastatur, ein dazugehöriger Anzeigebildschirm

44

Tischmotorregler

46

motorisierter Tisch

48

Gantryöffnung

50

Röntgenerkennungssystem

52

PC-Kanal

54

Detektorelement

56

Niedrigrausch-/Hochgeschwindigkeits-Ladungsverstärker

58

Signalformer

60

Energieniveauunterscheider

62

Zählelement

64

Ausgang

66

Regler

68

Formungszeitregler

70

Energieniveauregler

72

Feedbackschleife

74

Kurve

76

Kurve

78

Kurve

82

Beginn des Prozesses

84

Erfassung von Projektionen

86

Vergleich mit einem Schwellenwert

88

Verarbeitung des Entscheidungspunktes

90

Klassifizierung in erste Energiegruppe

92

Klassifizierung in zweite Energiegruppe

94

Zerlegung der Daten in zwei Basismaterialien

96

Rekonstruktion des ersten Materials

98

Rekonstruktion des zweiten Materials

100

Unterscheidung der Materialien

102

Ende

104

kolorektale Region

106

Polyp

108

Stuhl

112

Beginn des Prozesses

114

CT-Scan wird durchgeführt

116

Vergleich mit Schwellenwert

118

Verarbeitung des Entscheidungspunktes

120

Emboliebildgebungsprozess

122

zweite Energiegruppe

124

erste Energiegruppe

126

Energiegruppen werden in zwei Basismaterialgruppen zerlegt

127

Klassifizierung der Pixels

129

Rekonstruktion der Pixels

128

Pixels als mögliche unverstopfte Blutgefäße identifiziert

130

Pixels als möglicher Thrombus, Embolie oder Blutgerinnsel identifiziert

132

konventionelles CT-Bild wird generiert

134

Überlagern von Abschnitten auf konventionellem Bild

136

Anzeige des Bildes

210

Phantom

214

Materialien mit hoher Dichte

216

Lungengewebe

218

Vielzahl von Blutgefäßen

220

Herz

222

Blutgerinnsel

230

Bild

240

Bild

232

Herz

242

Herz

236

Blutgerinnsel

246

Blutgerinnsel

234

Vielzahl von Blutgefäßen

244

Vielzahl von Blutgefäßen

238

Knochen

248

Knochen

250

Materialzerlegungsdiagramm

252

Pixelbereich

254

Blutgefäßpixels

256

Blutgerinnselpixels

255

Blutgefäßpixels

257

Blutgerinnselpixels

270

Diagramm

272

erste Region

274

zweite Region

275

falsche positive Pixels

280

falsche negative Pixels

282

falsche negative Pixels

353520

schematisches Diagramm eines Bildes

353

und hervorgehobene Pixels wie beispielsweise in Gruppen

354

Vielzahl von möglichen Blutgefäßpixels

355

Vielzahl von möglichen Blutgerinnselpixels

Claims (9)

1. Bildgebungsscanner (10), umfassend: eine Strahlungsquelle (14), einen Strahlungsdetektor (18), und einen Computer (36), der programmiert ist für: die Zerlegung der CT-Daten, die vom Strahlungsdetektor (18) erfasst wurden, in einen Pixelsatz, wobei jedes Pixel mindestens einen ersten Basismaterialinhalt und einen zweiten Basismaterialinhalt aufweist; und die Identifizierung eines ersten Subsatzes (274) aus dem Pixelsatz auf der Grundlage des Inhalts des ersten Basismaterials und des Inhalts des zweiten Basismaterials als mögliche Embolie.
2. Bildgebungsscanner (10) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Computer (36) ferner so programmiert ist, dass er einen zweiten Subsatz (272) aus dem Pixelsatz als mögliches Blutgefäß identifiziert, was auf der Grundlage des Inhalts des ersten Basismaterials und des Inhalts des zweiten Basismaterials geschieht.
3. Bildgebungsscanner (10) gemäß Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Computer (36) ferner so programmiert ist, dass er unter Verwendung der CT-Daten ein konventionelles CT-Bild generiert.
4. Bildgebungsscanner (10) gemäß Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Computer (36) ferner so programmiert ist, dass er einen aus erstem (274) und zweitem Subsatz (272) von Pixels in dem konventionellen CT-Bild identifiziert.
5. Bildgebungsscanner (10) gemäß Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Computer (36) ferner so programmiert ist, dass er einen ersten Subsatz (274) von Pixeln als eine erste Farbe und den zweiten Subsatz (272) von Pixels als eine zweite Farbe identifiziert.
6. Bildgebungsscanner (10) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei dem ersten Basismaterialinhalt um Wasser und bei dem zweiten Basismaterialinhalt um ein Kontrastmittel handelt.
7. Bildgebungsscanner (10) gemäß Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei dem Kontrastmittel um Jod handelt.
8. Bildgebungsscanner (10) gemäß Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass das Kontrastmittel in einem abzutastenden Objekt verteilt ist.
9. Bildgebungsscanner (10) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei der Embolie entweder um eine Lungenembolie oder eine tiefe Venenthrombose im Bein handelt.