DE102010060989A1 - System und Verfahren zur Kompensation von Daten schwacher Signale für Dualenergie-CT - Google Patents

Abstract

Ein CT-System (10) enthält eine drehbare Gantry (12) mit einer Öffnung (48) zur Aufnahme eines zu scannenden Objektes (22) und eine Steuereinrichtung (26), die konfiguriert ist, um kVp-Projektionsdaten bei einem ersten kVp zu erhalten (302), kVp-Projektionsdaten bei einem zweiten kVp zu erhalten (320), Daten aus den bei dem zweiten kVp erhaltenen kVp-Projektionsdaten zu extrahieren (328), die extrahierten Daten zu den bei dem ersten kVp erhaltenen kVp-Projektionsdaten hinzuzufügen, um kompensierte Projektionsdaten bei dem ersten kVp (332) zu erzeugen, und unter Verwendung der kompensierten. Projektionsdaten bei dem ersten kVp sowie unter Verwendung der bei dem zweiten kVp erhaltenen Projektionsdaten ein Bild zu erzeugen (316).

Description

• HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG
• Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung betreffen allgemein die diagnostische Bildgebung und insbesondere eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Akquisition von Bildgebungsdaten mit mehr als einem einzigen Energiebereich unter Verwendung einer Multienergie-Bildgebungsquelle.
• In Computertomografie(CT)-Bildgebungssystemen sendet gewöhnlich eine Röntgenquelle einen fächerförmigen oder konusförmigen Strahl in Richtung auf ein Subjekt oder Objekt, wie beispielsweise einen Patienten oder ein Gepäckstück, aus. Hier nachfolgend sollen die Ausdrücke „Subjekt” und „Objekt” alles umfassen, was abgebildet werden kann. Nachdem der Strahl durch das Objekt abgeschwächt worden ist, trifft er auf eine Anordnung von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität der abgeschwächten Strahlung, die an der Detektoranordnung empfangen wird, hängt gewöhnlich von der Abschwächung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement der Detektoranordnung erzeugt ein gesondertes elektrisches Signal, das den abgeschwächten Strahl, der von jedem Detektorelement empfangen wird, kennzeichnet. Die elektrischen Signale werden zur Analyse an ein Datenverarbeitungssystem übermittelt, das schließlich ein Bild erzeugt.
• Im Allgemeinen werden die Röntgenquelle und die Detektoranordnung mit einer Gantry innerhalb einer Bildgebungsebene und um das Objekt herum gedreht. Röntgenquellen enthalten gewöhnlich Röntgenröhren, die den Röntgenstrahl an einem Brennpunkt aussenden. Röntgendetektoren umfassen gewöhnlich einen Kollimator zur Kollimation der an dem Detektor empfangenen Röntgenstrahlen, einen benachbart zu dem Kollimator angeordneten Szintillator zur Umwandlung der Röntgenstrahlen in Lichtenergie sowie Fotodioden zum Empfang der Lichtenergie von dem benachbarten Szintillator und zur Erzeugung von elektrischen Signalen anhand dieser. Gewöhnlich wandelt jeder Szintillator einer Szintillatoranordnung Röntgenstrahlen in Lichtenergie um. Jeder Szintillator gibt Lichtenergie zu einer neben diesem befindlichen Fotodiode aus. Jede Fotodiode detektiert die Lichtenergie und erzeugt ein entsprechendes elektrisches Signal. Die Ausgangssignale der Fotodioden werden anschließend zur Bildrekonstruktion zu dem Datenverarbeitungssystem übermittelt.
• Ein CT-Bildgebungssystem kann ein energiediskriminierendes (ED-), ein multienergie-(ME-) und/oder ein dualenergie-(DE-)CT-Bildgebungssystem enthalten, das als ein EDCT, MECT und/oder DECT-Bildgebungssystem bezeichnet werden kann, um Daten zu Materialdekomposition oder effektiven Z- oder monochromatischen Bildabschätzung zu akquirieren. EDCT/MECT/DECT ermöglichen eine Energieunterscheidung. Beispielsweise leitet das System bei Fehlen einer Objektstreuung die Materialabschwächung bei einer anderen Energie auf der Basis des Signals von zwei relativen Bereichen der Fotonenenergie aus dem Spektrum ab: dem Niederenergie- und dem Hochenergieabschnitt des Spektrums des einfallenden Röntgenstrahls. In einem gegebenen Energiebereich, der für medizinische CT relevant ist, dominieren zwei physikalische Prozesse die Röntgenabschwächung: (1) die Compton-Streuung und (2) der fotoelektrische Effekt. Diese beiden Prozesse sind empfindlich für die Photonenenergie, und somit weist jedes der atomaren Elemente eine eindeutige energieempfindliche Abschwächungssignatur auf. Folglich liefern die detektierten Signale aus zwei Energiebereichen genügend Informationen, um die Energieabhängigkeit des abgebildeten Materials aufzulösen. Außerdem liefern detektierte Signale aus den beiden Energiebereichen ausreichend Informationen, um die Abschwächungskoeffizienten der Materialien mittels der Compton-Streuung und des fotoelektrischen Effektes zu bestimmen. Alternativ kann die Materialabschwächung als die relative Zusammensetzung eines aus zwei hypothetischen Materialien bestehenden Objektes oder die Dichte und die effektive Atomnummer bei dem gescannten Objekt ausgedrückt werden. Wie in der Technik verständlich, kann mit einer mathematischen Basisänderung die energieempfindliche Abschwächung bezüglich zweier Basismaterialien, Dichten, effektiver Z-Nummer oder als zwei monochromatische Darstellungen mit unterschiedlichem keV ausgedrückt werden.
• Derartige Systeme können anstelle eines Szintillators einen Direktumwandlungsdetektor einsetzen. Das EDCT-, MECT- und/oder DECT-Bildgebungssystem ist in einem Beispiel konfiguriert, um auf unterschiedliche Röntgenspektren anzusprechen. Energieempfindliche Detektoren können derart verwendet werden, dass jedes Röntgenphoton, das den Detektor erreicht, gemeinsam mit seiner Photonenenergie aufgezeichnet wird. Eine Methode, um Projektionsdaten zur Materialdekomposition zu akquirieren, umfasst die Verwendung energieempfindlicher Detektoren, wie beispielsweise eines CZT oder anderen Materials zur Direktumwandlung mit elektronisch gepixelten Strukturen oder daran angebrachten Anoden. Jedoch umfassen derartige Systeme gewöhnlich zusätzliche Kosten und eine zusätzliche Komplexität der Funktionsweise, um den Energiegehalt jedes empfangenen Röntgenphotons zu separieren und zu unterscheiden.
• In einer Alternative kann ein auf einem herkömmlichen Szintillator basierendes CT-System der dritten Generation verwendet werden, um energieempfindliche Messwerte zu liefern. Derartige Systeme können Projektionen sequentiell bei unterschiedlichen Spitzenspannungs(kVp)-Betriebsniveaus der Röntgenröhre im Kilovoltbereich erfassen, wodurch der Spitzenwert und das Energiespektrum der einfallenden Photonen, die die emittierten Röntgenstrahlbündel aufweisen, verändert werden. Ein prinzipielles Ziel des Scannens mit zwei unterscheidbaren Energiespektren besteht darin, diagnostische CT-Bilder zu erhalten, die durch Nutzung von zwei Scanns bei unterschiedlichen polychromatischen Energiezuständen Informationen (Kontrasttrennung, Materialspezifizität, etc.) innerhalb des Bildes verstärken.
• Es ist eine Methode vorgeschlagen worden, um energieempfindliches Scannen zu erzielen, die eine Akquisition von zwei Scanns bei z. B. 80 kVp und 140 kVp umfasst. Die beiden Scanns können (1) zeitlich direkt aufeinanderfolgend (back-to-back), wobei die Scanns zwei Umdrehungen der Gantry rings um das Objekt erfordern, die um hunderte von Millisekunden bis Sekunden voneinander getrennt sein können, (2) verschachtelt als Funktion des Drehwinkels, was eine einzige Umdrehung rings um das Objekt erfordert, oder (3) unter Verwendung eines Systems mit zwei Rohren und zwei Detektoren wobei die Rohre/Detektoren beispielsweise im Abstand von 90° zueinander montiert sind, erhalten werden.
• Hochfrequenzgeneratoren mit geringer Kapazität haben es möglich gemacht, das kVp-Potential der hochfrequenten elektromagnetischen Energieprojektionsquelle auf abwechselnden Ansichten und verschachtelten Datensätzen umzuschalten. Infolgedessen können Daten für zwei energieempfindliche Scanns in einer zeitlich verschachtelten Weise anstatt mit gesonderten Scanns, die im Abstand von mehreren Sekunden durchgeführt werden oder mit einem Zwei-Rohr/Zwei-Detektor-System, erhalten werden. Um den Kontrast zu verbessern und Strahlaufhärtungsartefakte zu reduzieren oder zu eliminieren, ist es wünschenswert, die Energietrennung zwischen den Scanns mit hohem und mit niedrigem kVp zu vergrößern. Eine Energietrennung kann vergrößert werden, indem die Energie in den Scanns mit hohem kVp erhöht wird. Jedoch können Scanns mit hohem kVp aufgrund der Systemstabilität bei hoher Spannung begrenzt sein.
• Alternativ kann eine Energietrennung vergrößert werden, indem die Energie in Scanns mit niedrigem kVp verringert wird. Jedoch kann bei Projektionen mit niedrigem kVp eine Röntgenstrahlabschwächung in dem Maße auftreten, dass das Systemrauschen ein empfangenes Nutzsignal überschwemmen kann, wobei die Röntgenabschwächung gewöhnlich steigt, wenn die Größe des Bildgebungsobjektes steigt. Wie bei der herkömmlichen Einzel-kVp-Bildgebung erfahren werden kann, kann die Abbildung einiger Objekte bei z. B. bis zu 120 kVp bewirken, dass Projektionsdaten kontaminiert werden, wenn detektierte Signale zu schwach werden, dass sie in den anderen störenden Signalen, wie beispielsweise elektronischem Systemrauschen und Röntgenstreustrahlenrauschen, untergeht. So ist es bei der herkömmlichen CT möglich, mit einem Schwachsignalkompensationsalgorithmus einzugreifen, um auf schwache Signale zurückzuführende Streifenbildungsartefakte in Bildern zu vermeiden. Derartige Algorithmen können in einer Dualenergie-Anwendung auch auf einen oder beide Sätze von Scanndaten angewandt werden.
• Jedoch sind, wie auf dem Gebiet verständlich, Schwachsignalkompensationsalgorithmen gewöhnlich Datenglättungsfilter sind, die auf einem Detektorkanal, eine Detektorreihe und/oder auf Ansichtsdimensionen einwirken. Und obwohl bekannte Algorithmen die Streifenbildung reduzieren können, können sie auch den hohen Ortsfrequenzgehalt von Datenabtastwerten und folglich die Auflösung in resultierenden Bildern reduzieren. Somit besteht ein Bedarf nach einer Kompensation schwacher Signale in möglicherweise einem großen Anteil von Dual- oder Multienergie-Untersuchungen, die durchgeführt werden.
• Folglich wäre es erwünscht, ein Kompensationsschema für eine Bildgebung bei geringem kVp zu entwerfen, die deren hohen Ortsfrequenzgehalt nicht beeinträchtigt.
• KURZE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
• Ausführungsformen der Erfindung sind auf ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Kompensation von Schwachsignal-Bildgebungsdaten gerichtet, die die vorstehenden Nachteile überwinden.
• Gemäß einem Aspekt der Erfindung enthält ein CT-System eine drehbare Gantry, die eine Öffnung zur Aufnahme eines zu scannenden Objektes aufweist, und eine Steuerungseinrichtung, die eingerichtet ist, um kVp-Projektionsdaten bei einem ersten kVp zu erhalten, kVp-Projektionsdaten bei einem zweiten kVp zu erhalten, Daten aus den kVp-Projektionsdaten, die bei dem zweiten kVp erhalten wurden, zu extrahieren, die extrahierten Daten zu den kVp-Projektionsdaten hinzuzufügen, die bei dem ersten kVp erhalten wurden, um kompensierte Projektionsdaten bei dem ersten kVp zu erzeugen, und unter Verwendung der kompensierten Projektionsdaten bei dem ersten kVp sowie unter Verwendung der bei dem zweiten kVp erhaltenen Projektionsdaten ein Bild zu erzeugen.
• Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung enthält ein Verfahren zur CT-Bildgebung ein Erhalten eines oder mehrerer Projektionsdatensätze bei erstem kVp, Erhalten mehrerer Projektionsdatensätze bei zweitem kVp, Extrahieren von Informationen aus den Projektionsdatensätzen bei zweitem kVp, Hinzufügen der extrahierten Informationen zu einem von den Projektionsdatensätzen bei erstem kVp, um einen korrigierten Projektionsdatensatz bei erstem kVp zu erzeugen, und Erzeugen eines Bildes unter Verwendung wenigstens des korrigierten Projektionsdatensatzes bei erstem kVp.
• Gemäß einem noch weiteren Aspekt der Erfindung weist ein computerlesbares Speichermedium ein darauf gespeichertes Computerprogramm auf, das Instruktionen aufweist, die, wenn sie von einem Computer ausgeführt werden, den Computer veranlassen, Ansichtsdaten bei erstem kVp zu erhalten, Ansichtsdaten bei zweitem kVp zu erhalten, Hochfrequenzdaten aus den Ansichtsdaten bei zweitem kVp zu extrahieren, die Ansichtsdaten bei erstem kVp unter Verwendung der extrahierten Hochfrequenzdaten anzupassen, um angepasste Ansichtsdaten bei erstem kVp zu erzeugen, und unter Verwendung der angepassten Ansichtsdaten bei erstem kVp ein Bild zu erzeugen.
• Diese und weitere Vorteile und Merkmale werden anhand der folgenden detaillierten Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen der Erfindung, die in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen angegeben ist, ohne weiteres verständlich.
• KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
• 1 zeigt eine bildliche Ansicht eines CT-Bildgebungssystems.
• 2 zeigt ein schematisiertes Blockschaltbild des in 1 veranschaulichten Systems.
• 3 zeigt eine Perspektivansicht einer Ausführungsform einer Detektoranordnung eines CT-Systems.
• 4 zeigt eine Perspektivansicht einer Ausführungsform eines Detektors.
• 5 zeigt ein Flussdiagramm zur Anpassung von Daten bei niedrigem kVp gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
• 6 zeigt ein Flussdiagramm zur Anpassung von Daten bei niedrigem kVp gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
• 7 zeigt ein Flussdiagramm zur Bestimmung der Projektionsskalierung eines lokalen Bereichs gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
• 8 zeigt eine Darstellung des Erhaltens von Projektionsdaten bei niedrigem kVp und bei hohem kVp gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
• 9 zeigt eine bildliche Ansicht eines CT-Systems zur Verwendung bei einem nicht invasiven Gepäckkontrollsystem gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
• DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
• Diagnostische Vorrichtungen umfassen Röntgensysteme, Magnetresonanz(MR)-Systeme, Ultraschallsysteme, Computertomografie(CT)-Systeme, Positronenemissionstomografie(PET)-Systeme, Ultraschall-, Nuklearmedizin- und andere Arten von Bildgebungssystemen. Anwendungen von Röntgenstrahlungsquellen umfassen Bildgebungs-, medizinische, Sicherheits- und industrielle Prüfanwendungen. Jedoch werden Fachleute auf dem Gebiet erkennen, dass eine Implementierung zur Verwendung mit Einzelschicht- oder anderen Mehrschichtkonfigurationen verwendet werden kann. Außerdem lässt sich eine Implementierung für die Detektion und Umwandlung von Röntgenstrahlen einsetzen. Allerdings wird ein Fachmann auf dem Gebiet weiter erkennen, dass sich eine Implementierung für die Detektion und Umwandlung anderer hochfrequenter elektromagnetischer Energie einsetzen lässt. Eine Implementierung kann im Zusammenhang mit einem CT-Scanner der „dritten Generation” und/oder anderen CT-Systemen eingesetzt werden.
• Die Betriebsumgebung der vorliegenden Erfindung ist im Zusammenhang mit einem 64-Schicht-Computertomografie(CT)-System beschrieben. Jedoch ist es für Fachleute auf dem Gebiet verständlich, dass die vorliegende Erfindung in gleicher Weise zur Verwendung bei anderen Mehrschichtkonfigurationen und mit Systemen, die die Fähigkeit zum Verschieben oder „Wackeln” des Brennpunktes während des Betriebs haben, anwendbar ist. Außerdem ist die vorliegende Erfindung in Bezug auf die Detektion und Umwandlung von Röntgenstrahlen beschrieben. Jedoch wird ein Fachmann weiter erkennen, dass die vorliegende Erfindung in gleicher Weise zur Detektion und Umwandlung anderer hochfrequenter elektromagnetischer Energie anwendbar ist. Die vorliegende Erfindung wird im Zusammenhang mit einem CT-Scanner der „dritten Generation” beschrieben, wobei sie jedoch in gleicher Weise bei anderen CT-Systemen eingesetzt werden kann.
• Es ist ein Dualenergie-CT-System und -verfahren offenbart. Ausführungsformen der Erfindung unterstützen die Akquisition sowohl von anatomischen Details als auch von Gewebecharakterisierungsinformationen für medizinische CT und für Komponenten in einem Gepäckstück. Energiediskriminierende Informationen oder Daten können dazu verwendet werden, die Auswirkungen der Strahlaufhärtung und dergleichen zu reduzieren. Das System unterstützt die Akquisition von gewebediskriminierenden Daten und liefert folglich diagnostische Informationen, die für eine Krankheit oder sonstige Pathologien kennzeichnend sind. Dieser Detektor kann auch verwendet werden, um Materialien zu erfassen, zu messen und zu charakterisieren, die in das Objekt injiziert werden können, wie beispielsweise Kontrastmittel oder andere spezialisierte Materialien, und zwar durch den Einsatz einer optimalen Energiegewichtung, um den Kontrast von Jod und Kalzium (und anderen Materialien hoher Ordnungszahl) zu verstärken. Die Kontrastmittel können z. B. Jod enthalten, das zur besseren Visualisierung in den Blutstrom injiziert wird. Beim Gepäckscannen ermöglicht die anhand von Prinzipien der energieempfindlichen CT generierte effektive Ordnungszahl eine Reduktion von Bildartefakten, wie beispielsweise Strahlaufhärtung, und sie liefert auch zusätzliche diskriminierende Informationen, um Fehlalarme zu reduzieren.
• Bezugnehmend auf die 1 und 2 ist dort ein Computertomografie(CT)-Bildgebungssystem 10 veranschaulicht, wie es eine Gantry 12 enthält, die einen CT-Scanner der „dritten Generation” repräsentiert. Die Gantry 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf, die ein Bündel von Röntgenstrahlen 16 in Richtung auf eine Detektoranordnung 18 projiziert, die einen Kollimator auf der gegenüberliegenden Seite der Gantry 12 enthält. In Ausführungsformen der Erfindung enthält die Röntgenquelle 14 entweder ein stationäres Target oder ein rotierendes Target. Die Detektoranordnung 18 ist durch mehrere Detektoren 20 und Datenakquisitionssysteme (DAS) 32 gebildet. Die mehreren Detektoren 20 erfassen die projizierten Röntgenstrahlen, die einen medizinischen Patienten 22 durchdringen, und das DAS 32 wandelt die Daten in digitale Signale für eine nachfolgende Verarbeitung um. Jeder Detektor 20 erzeugt ein analoges elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgenstrahlbündels und somit den abgeschwächten Strahl, wenn dieser durch den Patienten 22 hindurchtritt, kennzeichnet. Während eines Scanns zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten rotieren die Gantry 12 und die an dieser montierten Komponenten um einen Drehmittelpunkt 24 herum.
• Die Drehung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenstrahlungsquelle 14 werden von einer Steuereinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 enthält eine Röntgensteuereinrichtung 28 und einen Generator 29, der Leistungs- und Zeitsteuersignale an die Röntgenquelle 14 liefert, und eine Gantrymotorsteuerung 30, die die Drehgeschwindigkeit und Position der Gantry steuert. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgendaten von dem DAS 32 und führt eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild und die hierin beschriebenen Ausführungsformen werden als eine Eingabe einen Computer 36 zugeführt, der das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert, die ein Computer-RAM, Platten bzw. Scheiben und dergleichen enthalten kann.
• Der Computer 36 empfängt ferner Befehle und Scannparameter von einem Bediener über eine Konsole 40, die irgendeine Form einer Bedienerschnittstelle, wie beispielsweise eine Tastatur, eine Maus, eine sprachaktivierte Steuerung oder irgendeine sonstige geeignete Eingabevorrichtung, aufweist. Eine zugehörige Anzeige 42 ermöglicht dem Bediener, das rekonstruierte Bild und andere Daten von dem Computer 36 zu beobachten. Die vom Bediener gelieferten Befehle und Parameter werden von dem Computer 36 dazu verwendet, Steuersignale und Informationen zu dem DAS 32, der Röntgensteuerung 28 und der Gantrymotorsteuerung 30 zu liefern. Zusätzlich betreibt der Computer 36 eine Tischmotorsteuerungseinrichtung 44, die einen motorisierten Tisch 46 steuert, um den Patienten 22 und die Gantry 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Patienten 22 vollständig oder teilweise durch eine Gantryöffnung 48 nach 1.
• Das System 10 kann entweder im monopolaren oder im bipolaren Modus betrieben werden. Im monopolaren Betrieb ist entweder die Anode geerdet, und es wird ein negatives Potential an die Kathode angelegt, oder die Kathode ist geerdet, und es wird ein positives Potential an die Anode angelegt. Andererseits wird im bipolaren Betrieb eine angelegte Spannung zwischen der Anode und der Kathode aufgeteilt. In jedem Fall, dem monopolarem oder dem bipolaren, wird eine Spannung zwischen der Anode und der Kathode angelegt, wobei aus der Kathode austretende Elektronen durch das Potential veranlasst werden, zu der Anode hin zu beschleunigen. Wenn z. B. zwischen der Kathode und der Anode eine Spannungsdifferenz von –140 kV aufrechterhalten wird und das Rohr einen bipolaren Aufbau aufweist, kann die Kathode z. B. bei –70 kV gehalten werden, während die Anode bei +70 kV gehalten werden kann. Andererseits wird für einen monopolaren Aufbau mit ebenfalls einem Unterschied zwischen der Kathode und der Anode von –140 kV die Kathode entsprechend auf diesem höherem Potential von –140 kV gehalten, während die Anode geerdet ist und auf diese Weise bei ungefähr 0 kV gehalten wird. Demgemäß wird die Anode mit einer Nettodifferenz von 140 kV zu der Kathode in der Röhre betrieben.
• Wie in 3 veranschaulicht, enthält die Detektoranordnung 18 Schienen 17, die dazwischen platzierte Kollimatorlamellen oder -platten 19 aufweisen. Die Platten 19 sind positioniert, um Röntgenstrahlen 16 zu kollimieren, bevor derartige Strahlbündel z. B. auf den Detektor 20 nach 4 auftreffen, der auf der Detektoranordnung 18 positioniert ist. In einer Ausführungsform enthält die Detektoranordnung 18 57 Detektoren 20, wie sie veranschaulicht sind, wobei jeder Detektor 20 eine Anordnungsgröße von 64×16 Pixelelementen 50 aufweist. Folglich weist die Detektoranordnung 18 64 Reihen und 912 Spalten (16×57 Detektoren) auf, was es ermöglicht, bei jeder Umdrehung der Gantry 12 64 Datenschichten gleichzeitig zu erfassen.
• Bezugnehmend auf 4 enthält der Detektor 20 das DAS 32, wobei jeder Detektor 20 eine Anzahl von Detektorelementen 50 enthält, die in einer Packung 51 angeordnet sind. Die Detektoren 20 enthalten Stifte 52, die in der Packung 51 relativ zu den Detektorelementen 50 positioniert sind. Die Packung 51 ist auf einer von hinten beleuchteten Diodenanordnung 53 positioniert, die mehrere Dioden 59 aufweist. Die von hinten beleuchtete Diodenanordnung 53 ist wiederum auf einem mehrschichtigen Substrat 54 positioniert. Auf dem mehrschichtigen Substrat 54 sind Abstandshalter 55 positioniert. Mit der von hinten beleuchteten Diodenanordnung 53 sind Detektorelemente 50 optisch gekoppelt, und die von hinten beleuchtete Diodenanordnung 53 ist wiederum mit dem mehrschichtigen Substrat 54 elektrisch gekoppelt. Flexible Schaltkreise 56 sind an der Stirnfläche 57 des mehrschichtigen Substrats 54 und an dem DAS 32 angebracht. Die Detektoren 20 sind unter Verwendung von Stiften 52 innerhalb der Detektoranordnung 18 positioniert.
• In dem Betrieb der Ausführungsform erzeugen Röntgenstrahlen, die innerhalb der Detektorelemente 50 auftreffen, Photonen, die die Packung 51 durchqueren, wodurch ein analoges Signal erzeugt wird, das auf einer Diode innerhalb der von hinten beleuchteten Diodenanordnung 53 detektiert wird. Das erzeugte analoge Signal wird durch das mehrschichtige Substrat 54 hindurch über die flexiblen Schaltungen 56 zu dem DAS 32 geführt, worin das analoge Signal in ein digitales Signal umgewandelt wird.
• Die folgende Beschreibung bezieht sich auf eine Ausführungsform der Erfindung, die Projektionsdatensätze bei hohem und bei niedrigem kVp von einer einzigen Energiequelle, die einen einzigen Detektor und eine einzige Steuereinrichtung aufweist, enthält. Jedoch ist es zu verstehen, dass die Erfindung in gleicher Weise auf ein breites Spektrum von Systemen anwendbar ist, die zwei oder mehrere Quellen und zwei oder mehrere Detektoren enthalten, jedoch nicht darauf beschränkt sind. In derartigen Systemen kann eine einzige Steuereinrichtung dazu verwendet werden, die Quellen und Detektoren zu steuern, oder es können mehrere Steuereinrichtungen hierzu eingesetzt werden.
• Ferner bezieht sich die folgende Beschreibung auf die Gewinnung von Projektionsdaten bei niedrigem kVp und bei hohem kVp und eine Korrektur der bei niedrigem kVp erhaltenen Projektionsdaten unter Verwendung von bei hohem kVp erhaltenen Projektionsdaten, wie dies hier nachstehend näher beschrieben ist. Jedoch ist es zu verstehen, dass die Erfindung allgemein auf eine Korrektur von Daten, die bei einem kVp erhalten werden, durch Verwendung von Daten, die bei einem anderen kVp erhalten werden, anwendbar ist. Z. B. wird in der folgenden Beschreibung angenommen, dass die niedrigen kVp-Daten einen höheren Rauschpegel (oder eine schlechtere Statistik), der zu Bildartefakten führen kann, als die hohen kVp-Daten enthalten und somit die hohen kVp-Daten verwendet werden, um die niedrigen kVp-Daten zu korrigieren. Jedoch ist in Fällen, in denen geringeres Rauschen oder eine bessere Statistik in den niedrigen kVp-Projektionsdaten im Vergleich zu den gewonnenen hohen kVp-Projektionsdaten erhalten wird, diese Erfindung in gleicher Weise darauf anwendbar, und in diesem Beispiel könnte eine Hochfrequenzkomponente oder Statistik von den niedrigen kVp-Projektionsdaten gleichfalls dazu verwendet werden, ein hohes Rauschen und/oder eine schlechte Statistik in den hohen kVp-Projektionsdaten zu korrigieren.
• Bezugnehmend auf 5 ist eine Methode 200 zur Akquisition und Kompensation niedriger kVP-CT-Bildgebungsdaten veranschaulicht. Die Methode 200 enthält ein Akquirieren hoher und niedriger kVp-Projektionsdaten oder -Datensätze in Schritt 202 unter Verwendung z. B. des Generators 29 nach 2, um die Quelle 14 anzuregen, und eine Feststellen in Schritt 204, ob ein Schritt zur Kompensation oder Korrektur niedriger kVp-Signale anzuwenden ist, gemäß Ausführungsformen der Erfindung. Die Bestimmung in Schritt 204 kann objektiv auf einem Schwachsignal-Grenzwert (LST-Wert, Low Signal Threshold), auf Systemeigenschaften, Bildakquisitionseinstel lungen und dergleichen beruhen. Alternativ kann die Bestimmung in Schritt 204 subjektiv auf einer Beobachtung eines Benutzers beruhen, wenn z. B. in endgültigen Bildern Streifenbildungs- oder sonstige Artefakte beobachtet werden.
• Falls kein Kompensations- oder Korrekturschritt angewandt werden soll, 206, werden anschließend in Schritt 208 endgültige Bilder unter Verwendung der hohen und niedrigen kVp-Projektionsdaten, die in Schritt 202 akquiriert wurden, erzeugt. Falls jedoch ein Kompensations- oder Korrekturschritt anzuwenden ist, 210, werden anschließend Hochfrequenzdaten aus den hohen kVp-Projektionsdaten verwendet, um niedrige kVp-Projektionsdaten in Schritt 212 zu kompensieren, wie dies in 6 weiter veranschaulicht ist. In Schritt 214 wird entsprechend bekannten Verfahren zur Dualenergie-Bildrekonstruktion erzeugt unter Verwendung der akquirierten hohen kVp-Projektionsdaten und der angepassten niedrigen kVp-Projektionsdaten ein Dualenergie-Bild.
• Sobald in Schritt 210 nach 5 festgestellt worden ist, dass die niedrigen kVp-Daten zu kompensieren sind, werden anschließend entsprechend Ausführungsformen der Erfindung Muster hoher Frequenzauflösungen aus den hohen kVp-Projektionen extrahiert und zu den akquirierten niedrigen kVp-Projektionen hinzugefügt. Gemäß einer Ausführungsform, wie sie in 6 veranschaulicht ist, wird die Auflösung eines niedrigen kVp-Signals durch Verwendung benachbarter hoher kVp-Projektionsdaten verbessert oder kompensiert. In dieser Ausführungsform werden Kanäle der niedrigen kVp-Projektionen im Vergleich zu einem LST-Wert beurteilt, und falls ein oder mehrere Kanäle unterhalb des LST-Wertes liegen, werden anschließend benachbarte hohe kVp-Projektionen kombiniert, und es wird daraus eine Hochfrequenzkomponente extrahiert. In einer Ausführungsform ist der LST-Wert als ein Punkt definiert, an dem die Schwachsignalverfälschung beginnt, und er kann empirisch im Verhältnis zu einem Grundphantom bestimmt und auf der Basis von Betriebsbedingungen festgelegt werden. Z. B. kann der LST-Wert auf der Basis eines oder mehrere Parameter, wie beispielsweise einer Anzahl von Ansichten pro Umdrehung, der Brennpunktschwankung, der Periode der Gantryumdrehung, der Geometrieeffizienz, der Komponentengeometrie (d. h. Quelle, Detektor, etc.), der Detektorlichtleistung, der DAS-Effizienz, des elektronischen Rauschens des DAS, kVp, mA oder dergleichen bestimmt werden.
• Somit stellt 6 eine Schleife 300 zur Kompensation von niedrigen kVp-Daten dar, die in Schritt 202 beginnt, worin eine niedrige kVp-Projektion für eine mögliche Unterdrückung identifiziert wird. In Schritt 304 werden Kanäle der identifizierten niedrigen kVp-Projektion im Verhältnis zu einem LST-Wert beurteilt. Falls sie nicht unter dem LST-Wert liegen, 306, wird anschließend in Schritt 308 eine Abfrage vorgenommen, ob weitere niedrige kVp-Datensätze beurteilt werden sollten. Falls dies der Fall ist, 310, wird anschließend der nächste niedrige kVp-Projektionsdatensatz in Schritt 314 berücksichtigt. Falls jedoch alle niedrigen kVp-Projektionen beurteilt worden sind und keine mehr zur Berücksichtigung bleiben, 314, wird anschließend ein Bild unter Verwendung der hohen kVp-Daten und der kompensierten niedrigen kVp-Daten in Schritt 316 rekonstruiert, wie dies im Zusammenhang mit 5 in Schritt 214 erläutert ist.
• Die niedrigen kVp-Daten können wie in 6 weiter veranschaulicht, kompensiert werden. Wie erwähnt, werden in dem Fall, wenn bei der Beurteilung der niedrigen kVp-Projektionsdaten im Verhältnis zu dem LST-Wert ein oder mehrere Kanäle des niedrigen kVp-Datensatzes unter dem LST-Wert 318 liegen, anschließend gemäß einer Ausführungsform der Erfindung die niedrigen kVp-Projektionsdatensätze unter Verwendung von Hochfrequenzdaten korrigiert, die aus den hohen kVp-Projektionsdaten H(n) extrahiert werden.
• Somit werden gemäß dieser Ausführungsform in Schritt 320 H(n – 1) und H(n + 1) bestimmt, die zu den niedrigen kVp-Projektionsdaten L(n), die kompensiert werden sollen, benachbart sind. In Schritt 322 wird ein Mittelwert oder gewichteter Mittelwert der hohen kVp-Projektion H_a(n) bestimmt mit: H_a(n) = (H(n – 1) + H (n + 1))/2; Gl. 1.
• In Schritt 324 wird unter Verwendung des Mittelwerts oder gewichteten Mittelwerts der hohen kVp-Projektion H_a(n) eine skalierte hohe kVp-Projektion H_s(n) bestimmt: H_s(n) = (1 – H_a(n))·Sf(n) + 1; Gl. 2.
• Die Erfindung wendet eine Mittelung von Daten an, unabhängig davon, ob die Mittelung eine einfach Mittelung oder eine gewichtete Mittelung ist. Eine Mittelung enthält gewöhnlich eine einfache Mittelung von Daten, während eine gewichtete Mittelung eine Mittelung von Daten mit ungleichen Gewichtungen umfasst, wie dies auf dem Gebiet verständlich ist. In anderen Worten, wie auf dem Gebiet verständlich, können einige Daten mehr gewichtet werden als andere. Jedoch und ungeachtet dessen sind sowohl eine gewichtete als auch eine nicht gewichtete Mittelung in Ausführungsformen gemäß der vorliegenden Erfindung enthalten und sind umfasst, wenn auf irgendeine Art einer Mittelung oder Durchschnittsbildung Bezug genommen wird.
• Der Skalierfaktor Sf(n) kann gemäß Ausführungsformen der Erfindung durch vielfältige Verfahren bestimmt werden und ist nachstehend näher veranschaulicht. Eine gefilterte hohe kVp-Projektion H_sm(n) wird in Schritt 326 durch Herausfilterung von Hochfrequenzkomponenten aus der skalierten hohen kVp-Projektion H_s(n) erzeugt. In Schritt 328 werden hohe Frequenzen aus der skalierten hohen kVp-Projektion H_S(n) extrahiert, indem die gefilterte hohe kVp-Projektion H_sm(n) von dieser subtrahiert wird, um eine Hochfrequenzprojektion H_δ(n) zu bilden: H_δ(n) = H_s(n) – H_sm(n); Gl. 3.
• In Schritt 330 werden durch Herausfilterung von Hochfrequenzkomponenten aus den niedrigen kVp-Projektionsdaten L(n) gefilterte niedrigen kVp-Projektionsdaten oder niedrige kVp-Projektionsbasisdaten L_m(n) gebildet. Nach der Filterung werden zu der gefilterten niedrigen kVp-Projektion L_m(n) die Hochfrequenzdaten H_δ(n) hinzugefügt, um in Schritt 332 eine niedrige kVp-Projektion zur Rekonstruktion L_R(n) zu bilden: L_R(n) = L_m(n) + H_δ(n); Gl. 4.
• Der Skalierfaktor Sf(n) kann anhand verschiedener Methoden bestimmt werden. Gemäß einer Ausführungsform wird ein Mittelwert oder gewichteter Mittelwert des Skalierfaktors Sf(n) durch Verwendung sowohl einer mittleren niedrigen kVp-Projektion L_M(n), wie aus der niedrigen kVp-Projektion L(n) bestimmt, als auch des Mittelwerts oder gewichteten Mittelwerts der hohen kVp Projektion H_a(n) (wie oben bestimmt) bestimmt:

  
• Gemäß einer weiteren Ausführungsform wird der Skalierfaktor Sf(n) über einem lokalen Intervall oder Unterbereich bestimmt. Gemäß dieser Ausführungsform enthält ein Verfahren zum Bestimmen des Skalierfaktors Sf(n) ein Berechnen eines lokalen Skalierfaktors für Bereiche der Kanalintervalle (der Breite von z. B. 75 Punkten) und Erzeugen eines vom Kanal abhängigen Skalierfaktorvektors sowie Tiefpassfiltern des Skalierfaktorvektors (z. B. mit einem 150 Punkte breiten Hanning-Kern). Das Beispiel basiert auf einem eindimensionalen Signalkorrektur-Tiefpassfilter mit 71 Kanälen. Somit wird bezugnehmend auf 7 in Schritt 400 ein Skalierfaktor des lokalen Bereichs Sf_r für Bereiche der Kanalintervalle bestimmt, es wird ein kanalabhängiger Skalierfaktor, der konstante Werte aufweist, gemäß Sf_r(j, n) in jedem Unterbereichsintervall in Schritt 402 erzeugt, und der Skalierfaktor wird in Schritt 404 z. B. mit einem 50 Punkte breiten Hanning-Kern tiefpassgefiltert.
• Um die Auswirkungen eines schwachen Signals in CT-Bildgebungsdaten bei niedrigen kVp weiter zu minimieren oder abzuschwächen, können hohe und niedrige kVp-Projektionsdaten auf eine derartige Weise erhalten werden, dass sie die Notwendigkeit, die akquirierten Daten zu kompensieren, reduzieren, indem entweder ein herkömmliches oder ein bekanntes Schema zur Kompensation schwacher Signale verwendet wird oder indem ein Schema verwendet wird, wie es beispielsweise in 5 veranschaulicht ist. Gemäß einem Verfahren können hohe und niedrige kVp-Projektionsdaten in unsymmetrischen Abtastintervallen akquiriert werden, so dass die Integrationszeit bei niedrigem kVp größer ist als die Integrationszeit bei hohem kVp. Bezugnehmend auf 8 kann folglich ein Generator, wie beispielsweise der Generator 29 gemäß den 1 und 2, konfiguriert sein, um einen niedrigen und einen hohen kVp 450 auszugeben. Der niedrige kVp 452 wird für einen ersten Zeitraum 454 ausgegeben, und der hohe kVp 456 wird für einen zweiten Zeitraum 458 ausgegeben. Wie veranschaulicht, tritt der erste Zeitraum 454 für eine Zeitdauer auf, die größer ist als der zweite Zeitraum 458. Wie ferner veranschaulicht, zeigt das kVp-Sollprofil 460 Sollpunkte oder Generatorausgangsspannungen, und es ist eine tatsächliche oder erreichte kVp-Ausgangsspannung 462 veranschaulicht, die einen resultierenden niedrigen kVp 464 zeigt, der gewöhnlich größer ist als der ausgegebene niedrige kVp 452. In ähnlicher Weise ist ein resultierender hoher kVp 466 gewöhnlich kleiner als der ausgegebene hohe kVp 456. Die tatsächliche oder erreichte kVp-Ausgangsspannung 462 enthält resultierende Abfallzeiten 468 und Anstiegszeiten 470, die auf die Kapazität des Systems und sonstige bekannte Effekte zurückzuführen sind.
• Demgemäß enthält die Integration 472 aus dem niedrigen und hohen kVp niedrige kVp-Integrationszeiträume 474 und hohe kVp-Integrationszeiträume 476, die in Verbindung mit der Umschaltung von niedrigem kVp zu hohem kVp und umgekehrt zur Triggerung veranlasst werden. An sich erfolgt die Integration des niedrigen kVp-Signals für eine Zeitdauer, die größer ist als eine Zeitdauer der Integration des hohen kVp-Signals. Dies ermöglicht es, dass mehrere Röntgenstrahlphotonen pro Abtastwert erfasst und integriert werden, wodurch das gewünschte detektierte Signal über z. B. das elektronische Rauschen hinaus erhöht wird. In einer Ausführungsform kann durch unsymmetrisches Kombinieren fester Triggerintervalle eine Verbesserung erzielt werden. In einem Beispiel können Daten sequentiell während drei fester Abtastintervalle bei niedrigem kVp und anschließend sequentiell während zwei fester Abtastintervalle bei hohem kVp akquiriert werden.
• Wenn Daten mit unsymmetrischen Zeitintervallen oder mit mehreren/sequentiellen niedrigen kVp-Aufnahmen und anschließend mehreren/sequentiellen hohen kVp-Aufnahmen akquiriert werden, umfassen die Ausführungsformen der Erfindung dann eine Gewichtung der akquirierten Projektionsdaten, um die entsprechenden Positionen der Gantry zu berücksichtigen, wie dies auf dem Gebiet verständlich ist. Wenn z. B. benachbarte hohe kVp-Projektionsdaten in Schritt 320 bestimmt werden und anschließend die akquirierten Daten, wie in Bezug auf die Gleichung 1 oben beschrieben, gemittelt werden, wird dann die Gleichung 1 durch Gewichtung der benachbarten hohen kVp-Projektionen H(n – 1) und H(n + 1) geeignet modifiziert, um die Asymmetrie der akquirierten Daten zu berücksichtigen. Ferner wird ein Fachmann auf dem Gebiet erkennen, dass mehrere benachbarte hohe kVp-Projektionen verwendet werden können, um die mittlere oder gewichtete mittlere hohe kVp-Projektion H_a(n) in Schritt 322 zu erhalten.
• Ein noch weiteres Verfahren, das unabhängig oder in Verbindung mit einem beliebigen der hierin offenbarten Verfahren und einer beliebigen der hierin offenbarten Methoden verwendet werden kann, besteht in einer Vergrößerung des niedrigen kVp-Integrationsintervalls durch Verringerung der Anzahl von Projektionen. Dies kann geschehen, während der azimutale Auflösungsverlust und der Aliasing-Effekt bei der Ansicht berücksichtigt und optimiert werden.
• Ferner ist es möglich, anhand von Prüfdaten festzustellen, wenn Projektionen wahrscheinlich beeinträchtig sind. In einer Ausführungsform werden orthogonale Scannprojektionsdaten sowohl für laterale als auch für Anterior-Posterior(AP)-Prüfscanns akquiriert. Nach der Berücksichtigung der Bowtie-Abschwächung können für jede pro Umdrehung umfasste Z-Weite Ansichtsdurchschnitte erhalten und in Mittel- und Randgebiete aufgeteilt werden. Ein Projektionsmaß (PM) (Abschwächung normiert in Bezug auf Wasser) wird mit einem Schwachsignalgrenzwert (LST-Wert) verglichen, der eine Funktion von Betriebsbedingungen für den Scanner ist. In Ausführungsformen der Erfindung können die Patientenabschwächung und der LST-Wert unmittelbar anhand der Pre-log-Signalintensität oder durch Verwendung von Post-log-PM und -LST angegeben werden. Demgemäß können unter Verwendung von sowohl der lateralen als auch der AP-Prüfscanns die LST-PM für jeweilige laterale und AP-Ansichten bestimmt werden, und falls ein LST-PM unter einem Sollgrenzwert liegt, kann anschließend eine reduzierte Ansichtsrate in entsprechenden Abschnitten oder Ansichten verwendet werden.
• In der vorstehenden Beschreibung sollte verstanden werden, dass „niedrige kVp”-Daten eine allgemeine Terminologie darstellen, um den Projektionsdatensatz mit schlechter Statistik während einer Dualenergie-Akquisition zu beschreiben. Z. B. kann bei einer Dual-Rohr-Detektor-Konfiguration (zwei Sätze von Rohr-Detektor-Paaren, die, um ein Beispiel anzugeben, um einen Winkel von ungefähr 90° gegeneinander versetzt sind) eine zusätzliche Filterung auf den hohen kVp-Rohr-Detektor (z. B. ein zusätzliches Sn-Filter für eine Einstellung von 140 kVp) und ein vergrößerter niedriger kVp für das andere Rohr-Detektor-Paar (z. B. eine Erhöhung von 80 kVp auf 100 kVp) angewandt werden. Wie erwähnt, ist es jedoch möglich, dass der Datensatz mit der niedrigeren kVp-Einstellung (100 kVp) weniger Rauschen aufweist als die höhere kVp-Einstellung (140 kVp). In diesem Fall wird die oben skizzierte Korrekturmethode auf die höhere kVp-Einstellung (140 kVp) anstatt auf die niedrigere kVp-Einstellung (100 kVp) angewandt.
• Es sollte ferner verstanden werden, dass der oben skizzierte Prozess (Tiefpassfilterung der „niedrigen kVp”-Daten und Hinzufügung der hochpassgefilterten „hohen kVp”-Daten) dem Veranschaulichungszweck dient, um den wirksamen Einsatz der „hohen kVp”-Informationen zur Korrektur von „niedrigen kVp”-Mängeln zu demonstrieren. Es können jedoch auch andere Methoden gemäß der Erfindung verwendet werden, um derartige Mängel zu korrigieren. Z. B. könnten für „niedrige kVp”-Kanäle, die deutliches Rauschen zeigen, entsprechende „hohe kVp”-Kanäle an „niedrige kVp”-Kanäle angepasst werden, um eine Schätzung der fehlerhaften „niedrigen kVP”-Kanäle zu erhalten. Um konkreter zu werden, falls ein Kanal k des „niedrigen kVp”-Kanals einen Grenzwerttest nicht besteht, können benachbarte Kanäle von k – n bis k + n der „hohen kVp”-Daten verwendet werden, um eine Polynomanpassung der „niedrigen kVp”-Daten von k – n bis k + n vorzunehmen, um eine Abschätzung des „niedrigen kVp”-Kanals k mit einem angepassten „hohen kVp”-Kanal k zu erhalten.
• Es sollte ferner verstanden werden, dass die Filterungsparameter (z. B. sowohl des Hochpasses als auch des Tiefpasses, wie im Zusammenhang mit 6 beschrieben) in Abhängigkeit von den gemessenen Projektionsdaten dynamisch verändert werden können.
• Indem nun auf 9 Bezug genommen wird, enthält ein Paket/Gepäckstück-Kontrollsystem 510 eine drehbare Gantry 512 mit einer Öffnung 514 darin, durch die Pakete oder Gepäckstücke passieren können. Die drehbare Gantry 512 nimmt eine hochfrequente elektromagnetische Energiequelle 516 sowie eine Detektoranordnung 518 mit Szintillatoranordnungen auf, die aus Szintillatorzellen, ähnlich denjenigen, die in 4 veranschaulicht sind, bestehen. Ein Fördersystem 520 ist ebenfalls vorgesehen und enthält ein Förderband 522, das von einer Struktur 524 getragen wird, um automatisch und kontinuierlich zu scannende Pakete oder Gepäckstücke 526 durch die Öffnung 514 passieren zu lassen. Die Objekte 526 werden durch das Förderband 522 durch die Öffnung 514 hindurchgeführt, wonach Bildgebungsdaten akquiriert werden, und das Förderband 522 entfernt die Pakete 526 aus der Öffnung 514 auf eine kontrollierte und kontinuierliche Weise. Infolgedessen können Postinspektoren, Gepäckabfertigungs- und sonstiges Sicherheitspersonal auf nicht-invasive Weise den Inhalt der Pakete bzw. Gepäckstücke 526 nach Sprengstoffen, Messern, Waffen, Schmuggelware, etc. durchsuchen.
• Eine Realisierung von Ausführungsformen der Erfindung weist in einem Beispiel mehrere Komponenten, wie beispielsweise eine oder mehrere elektronische Komponenten, Hardwarekomponenten und/oder Computersoftwarekomponenten, auf. Bei einer Implementierung der Ausführungsformen der Erfindung kann eine Anzahl derartiger Komponenten kombiniert oder aufgeteilt sein. Eine beispielhafte Komponente einer Implementierung der Ausführungsformen gemäß der Erfindung verwendet und/oder weist einen Satz und/oder eine Reihe von Computerinstruktionen auf, die mit einer beliebigen von einer Anzahl von Programmiersprachen geschrieben oder implementiert sind, wie dies Fachleute auf dem Gebiet erkennen werden.
• Eine Implementierung der Ausführungsformen gemäß der Erfindung verwendet in einem Beispiel ein oder mehrere computerlesbare Speichermedien. Ein Beispiel für ein computerlesbares signaltragendes Medium für eine Implementierung der Ausführungsformen gemäß der Erfindung weist das aufzeichenbare Datenspeichermedium der Bildrekonstruktionseinrichtung 34 und/oder die Massenspeichervorrichtung 38 des Computers 36 auf. Ein computerlesbares Speichermedium für eine Implementierung der Ausführungsformen gemäß der Erfindung in einem Beispiel weist ein oder mehrere von einem magnetischen, elektrischen, optischen, biologischen und/oder atomischen Datenspeichermedium auf. Z. B. weist eine Implementierung des computerlesbaren signaltragenden Mediums Floppy-Disketten, Magnetbänder, CD-ROMS, DVD-ROMs, Festplattenlaufwerke und/oder einen elektronischen Speicher auf.
• Ein technischer Beitrag für das offenbarte Verfahren und die offenbarte Vorrichtung liegt in dem Vorsehen einer computerimplementierten Vorrichtung und eines computerimplementierten Verfahrens zur Akquisition von Bildgebungsdaten mit mehr als einem einzigen Energiebereich unter Verwendung einer Multienergie-Bildgebungsquelle.
• Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung enthält ein CT-System eine drehbare Gantry, die eine Öffnung zur Aufnahme eines zu scannenden Objektes aufweist, und eine Steuereinrichtung, die konfiguriert ist, um kVp-Projektionsdaten bei einem ersten kVp zu erhalten, kVp-Projektionsdaten bei einem zweiten kVp zu erhalten, Daten aus den kVp-Projektionsdaten, die bei dem zweiten kVp erhalten wurden, zu extrahieren, die extrahierten Daten zu den kVp-Projektionsdaten, die bei dem ersten kVp erhalten wurden, hinzuzufügen, um kompensierte Projektionsdaten bei dem ersten kVp zu erzeugen, und ein Bild unter Verwendung der kompensierten Projektionsdaten bei dem ersten kVp sowie unter Verwendung der Projektionsdaten, die bei dem zweiten kVp erhalten wurden, zu erzeugen.
• Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung enthält ein Verfahren zur CT-Bildgebung das Erhalten eines oder mehrerer erster kVp-Projektionsdatensätze, Erhalten mehrerer zweiter kVp-Projektionsdatensätze, Extrahieren von Informationen aus den mehreren zweiten kVp-Projektionsdatensätzen, Hinzufügung der extrahierten Informationen zu einem von den ersten kVp-Projektionsdatensätzen, um einen korrigierten ersten kVp-Projektionsdatensatz zu erzeugen, und Erzeugen eines Bildes unter Verwendung wenigstens des korrigierten ersten kVp-Projektionsdatensatzes.
• Gemäß einer noch weiteren Ausführungsform der Erfindung weist ein computerlesbares Speichermedium ein darauf abgespeichertes Computerprogramm auf, das Instruktionen aufweist, die, wenn sie von einem Computer ausgeführt werden, den Computer veranlassen, erste kVp-Ansichtsdaten zu erhalten, zweite kVp-Ansichtsdaten zu erhalten, Hochfrequenzdaten aus den zweiten kVp-Ansichtsdaten zu extrahieren, die ersten kVp-Ansichtsdaten unter Verwendung der extrahierten Hochfrequenzdaten anzupassen, um angepasste erste kVp-Ansichtsdaten zu erzeugen, und unter Verwendung der angepassten ersten kVp-Ansichtsdaten ein Bild zu erzeugen.
• Während die Erfindung in Einzelheiten in Verbindung mit lediglich einer begrenzten Anzahl von Ausführungsformen beschrieben worden ist, sollte es ohne weiteres verständlich sein, dass die Erfindung nicht auf derartige offenbarte Ausführungsformen beschränkt ist. Vielmehr kann die Erfindung modifiziert werden, um eine beliebige Anzahl von Veränderungen, Modifikationen, Ersetzungen oder äquivalenten Anordnungen aufzunehmen, die hier vorstehend nicht beschrieben sind, die jedoch dem Rahmen und Schutzumfang der Erfindung entsprechen. Obwohl vorstehend Einzelenergie- und Dualenergie-Methoden beschrieben sind, umfasst die Erfindung auch Methoden mit mehr als zwei Energien. Während verschiedene Ausführungsformen der Erfindung beschrieben worden sind, ist es ferner zu verstehen, dass Aspekte der Erfindung lediglich einige von den beschriebenen Ausführungsformen umfassen können. Demgemäß ist die Erfindung nicht als durch die vorstehende Beschreibung beschränkt anzusehen, sondern ist nur durch den Schutzumfang der beigefügten Ansprüche beschränkt.
• Ein CT-System 10 enthält eine drehbare Gantry 12 mit einer Öffnung 48 zur Aufnahme eines zu scannenden Objektes 22 und eine Steuereinrichtung 26, die konfiguriert ist, um kVp-Projektionsdaten bei einem ersten kVp zu erhalten 302, kVp-Projektionsdaten bei einem zweiten kVp zu erhalten 320, Daten aus den bei dem zweiten kVp erhaltenen kVp-Projektionsdaten zu extrahieren 328, die extrahierten Daten zu den bei dem ersten kVp erhaltenen kVp-Projektionsdaten hinzuzufügen, um kompensierte Projektionsdaten bei dem ersten kVp 332 zu erzeugen, und unter Verwendung der kompensierten Projektionsdaten bei dem ersten kVp sowie unter Verwendung der bei dem zweiten kVp erhaltenen Projektionsdaten ein Bild zu erzeugen 316.
• Bezugszeichenliste

10

Computertomografie(CT)-Bildgebungssystem

12

Gantry

14

Röntgenquelle

16

Röntgenstrahlbündel

17

Schienen

18

Detektoranordnung

19

Kollimatorlamellen oder -platten

20

mehrere Detektoren

22

medizinischer Patient

24

Drehmittelpunkt

26

Steuereinrichtung

28

Röntgenstrahlsteuerung

29

Generator

30

Gantrymotorsteuerung

32

Datenakquisitionssysteme (DAS)

34

Bildrekonstruktionseinrichtung

36

Computer

38

Massenspeichervorrichtung

40

Bedienerkonsole

42

Anzeige

44

Tischmotorsteuerung

46

motorisierter Tisch

48

Gantryöffnung

50

Pixelelemente

51

Packung

52

Stifte

53

von hinten beleuchtete Diodenanordnung

54

mehrschichtiges Substrat

55

Abstandshalter

56

flexible Schaltkreise

57

Fläche

59

mehrere Dioden

64

Anordnung

70

Kathode

200

Methode

202

Akquisition hoher und niedriger kVp-Projektionsdaten oder Datensätze

204

Bestimmung, ob Kompensation anzuwenden ist

206

falls kein Kompensations- oder Korrekturschritt anzuwenden ist

208

endgültige Bilder werden erzeugt

210

falls Kompensation oder Korrektur anzuwenden ist

212

Hochfrequenzdaten aus hohen kVp-Projektionsdaten werden verwendet, um niedrige kVp-Projektionsdaten zu kompen

sieren

214

Dualenergie-Bild wird erzeugt

300

Schleife

302

Kompensation von niedrigen kVp-Daten beginnt

304

L(n)-Kanäle unter dem LST-Grenzwert?

306

LST

308

Abfrage vornehmen

310

falls ja

312

niedriger kVp-Projektionsdatensatz wird betrachtet

314

falls alle kVp-Projektionen beurteilt worden sind und keine mehr zur Berücksichtigung bleiben

316

kompensierte niedrige kVp-Daten

318

LST

320

Bestimmung

322

gemittelte oder gewichtet gemittelte hohe kVp-Projektion Ha(n) wird gestimmt

324

skalierte hohe kVp-Projektion Hs(n) wird gestimmt

326

gefilterte hohe kVp-Projektion Hsm(n) wird erzeugt

328

Hochfrequenzen werden extrahiert

330

gefilterte oder niedrige-kVp-Basisprojektionsdaten Lm(n) werden erzeugt

332

niedrige kVP-Projektion zur Rekonstruktion LR(n)

400

Schritt

402

kanalabhängiger Skalierfaktor mit konstanten Werten wird entsprechend Sfr(j,n) in jedem Unterbereichsintervall erzeugt

404

Skalierfaktor wird tiefpassgefiltert

450

Konfiguration zur Ausgabe von niedrigen und hohen kVp

452

niedriger kVp

454

erster Zeitraum

456

hoher kVp

458

zweiter Zeitraum

460

kVp-Sollprofil

462

tatsächliche oder erreichte kVp-Ausgabe

464

resultierender niedriger kVp

466

resultierender hoher kVp

468

resultierende Abfallzeiten

470

resultierende Anstiegszeiten

472

Integration niedriger und hoher kVp-Signale

474

niedrige kVp-Integrationszeiträume

476

hohe kVp-Integrationszeiträume

510

Paket/Gepäckstück-Kontrollsystem

512

drehbare Gantry

514

Öffnung

516

hochfrequente elektromagnetische Energiequelle

518

Detektoranordnung

520

Fördersystem

522

Förderband

524

Tragstruktur

526

Pakete oder Gepäckstücke

Claims (10)

1. CT-System (10), das aufweist: eine drehbare Gantry (12), die eine Öffnung (48) zur Aufnahme eines zu scannenden Objektes (22) aufweist; und eine Steuereinrichtung (26) die konfiguriert ist, um: kVp-Projektionsdaten bei einem ersten kVp zu erhalten (302); kVp-Projektionsdaten bei einem zweiten kVp zu erhalten (320); Daten aus den aus dem zweiten kVp erhaltenen kVp-Projektionsdaten zu extrahieren; die extrahierten Daten zu den bei dem ersten kVp erhaltenen kVp-Projektionsdaten hinzuzufügen, um kompensierte Projektionsdaten bei dem ersten kVp zu erzeugen (332); und unter Verwendung der kompensierten Projektionsdaten bei dem ersten kVp und unter Verwendung der bei dem zweiten kVp erhaltenen Projektionsdaten ein Bild zu erzeugen (316).
2. CT-System (10) nach Anspruch 1, wobei die extrahierten Daten entweder Hochfrequenzdaten oder statistische Daten sind.
3. CT-System (10) nach Anspruch 1, das eine Röntgenquelle (14) aufweist, die mit der Gantry (12) gekoppelt und konfiguriert ist, um Röntgenstrahlen (16) durch die Öffnung (48) hindurch und in Richtung auf das Objekt (22) mit einem ersten kVp zu projizieren, um die bei dem ersten kVp erhaltenen kVp-Projektionsdaten zu erzeugen, und die konfiguriert ist, um Röntgenstrahlen (16) durch die Öffnung (48) hindurch und in Richtung auf das Objekt (22) mit einem zweiten kVp zu projizieren, um die bei dem zweiten kVp erhaltenen kVp-Projektionsdaten zu erzeugen.
4. CT-System (10) nach Anspruch 1, wobei der erste kVp eine Spannung ist, die kleiner (464) ist als der zweite kVp (462).
5. CT-System (10) nach Anspruch 1, wobei die Steuereinrichtung (26) ferner konfiguriert ist, um Daten aus den bei dem ersten kVp erhaltenen Projektionsdaten zu extrahieren, um gefilterte kVp-Basisprojektionsdaten (330) zu erzeugen; und wobei die Steuereinrichtung (26), indem sie konfiguriert ist, um extrahierte Daten zu den bei dem ersten kVp erhaltenen kVp-Projektionsdaten hinzuzufügen (332), konfiguriert ist, um die extrahierten Daten zu dem gefilterten kVp-Basisprojektionsdatensatz hinzuzufügen.
6. CT-System (10) nach Anspruch 1, wobei die Steuereinrichtung (26), indem sie konfiguriert ist, um die Daten zu extrahieren, konfiguriert ist, um: bei dem zweiten kVp erhaltene Projektionsdaten zu mitteln, um gemittelte zweite kVp-Projektionsdaten zu erzeugen (332); die gemittelten zweiten kVp-Projektionsdaten mit einer Skalierfaktorfunktion zu multiplizieren, um eine skalierte Projektion zu erzeugen (324); und die skalierte Projektion von den gemittelten zweiten kVp-Projektionsdaten zu subtrahieren, um die extrahierten Daten zu erzeugen (328).
7. CT-System (10) nach Anspruch 6, wobei die Steuereinrichtung (26) konfiguriert ist, um die bei dem ersten kVp erhaltenen Projektionsdaten mit der Skalierfaktorfunktion (330) zu multiplizieren.
8. CT-System (10) nach Anspruch 6, wobei die Skalierfaktorfunktion eine Funktion von wenigstens den gemittelten zweiten kVp-Projektionsdaten und den bei dem ersten kVp erhaltenen kVp-Projektionsdaten ist (400).
9. CT-System (10) nach Anspruch 1, wobei die bei dem ersten kVp (464) erhaltenen kVp-Projektionsdaten während einer Abtastperiode (454) erhalten werden, die größer ist als eine Abtastperiode (458) der bei dem zweiten kVp (462) erhaltenen Projektionsdaten.
10. CT-System (10) nach Anspruch 1, wobei die bei dem ersten kVp (464) erhaltenen Projektionsdaten während einer ersten Anzahl von Ansichten erhalten werden und die bei dem zweiten kVp (462) erhaltenen Projektionsdaten während einer zweiten Anzahl von Ansichten erhalten werden, wobei die zweite Anzahl von Ansichten kleiner ist als die erste Anzahl von Ansichten.

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